JP2014033791A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an image which does not degrade contract or picture quality even when imaging of a k-space scanning method different for each image kind is performed, causes little discomfort, and is helpful for diagnosis.SOLUTION: When a T1 emphasis image mixes with other image kinds in a series of imaging, an imaging condition is internally changed so as to improve seeming resolution in a slice direction of the T1 emphasis image. To be specific, a magnetic resonance imaging apparatus is provided with: an imaging condition reception part for receiving imaging conditions from a user; and an imaging sequence generation part for generating imaging sequences so that respective seeming spatial resolutions become almost equal when many kinds of images are acquired according to imaging conditions received by the imaging condition reception part.

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）技術に関し、特に、画像処理技術に関する。   The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject, and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. In particular, the present invention relates to an image processing technique.

ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の画像を得る計測装置である。被検体に高周波磁場（以下、ＲＦという）パルスを照射し、その応答として、被検体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ信号を計測する。そして計測したＮＭＲ信号に基づいて、被検体の頭部、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。撮像の際には、ＮＭＲ信号は、傾斜磁場によって、異なる位相エンコードやスライスエンコードが付与されると共に、周波数エンコードが付与されて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。   An MRI apparatus is a measurement apparatus that obtains an image of a subject using an NMR phenomenon. An object is irradiated with a high-frequency magnetic field (hereinafter referred to as RF) pulse, and as a response, an NMR signal generated by a nuclear spin that constitutes the tissue of the object is measured. Based on the measured NMR signal, the form and function of the subject's head, abdomen, limbs, etc. are imaged two-dimensionally or three-dimensionally. At the time of imaging, the NMR signal is subjected to different phase encoding and slice encoding by a gradient magnetic field, and frequency encoding is applied, and is measured as time series data. The measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.

ＭＲＩ装置を用いた撮影には、各種の手法がある。この中で、ＶＲＦＡ−ＦＳＥ（Ｖａｒｉａｂｌｅ Ｒｅｆｏｃｕｓ Ｆｌｉｐ Ａｎｇｌｅ−Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を用いる撮影の場合、Ｔ１Ｗ（Ｔ１強調画像）、Ｔ２Ｗ（Ｔ２強調画像）、ＦＬＡＩＲなど、数種類の画像をセットで撮像し、評価することが行われている。   There are various methods for imaging using an MRI apparatus. Among these, in the case of photographing using the VRFA-FSE (Variable Reference Focus Angle-Fast Spin Echo) method, several types of images such as T1W (T1 weighted image), T2W (T2 weighted image), FLAIR, and the like are captured as a set. Evaluation is done.

ユーザが簡便に画像種を識別する方法として、非特許文献１のような方法がある。非特許文献１に開示の技術は、マルチステーション撮影で取得した複数の画像の画像種を分類する手法で、撮影条件として入力したパラメータを参照し、分類する。   There is a method as described in Non-Patent Document 1 as a method for a user to easily identify an image type. The technique disclosed in Non-Patent Document 1 is a method of classifying image types of a plurality of images acquired by multi-station imaging, and classifies the image with reference to parameters input as imaging conditions.

国際公開第２００８／１４６５５１号International Publication No. 2008/146551

ところが、ＶＲＦＡ−ＦＳＥを用いてＴ１Ｗ、Ｔ２Ｗ、ＦＬＡＩＲ等の複数種の画像を撮像する場合、撮像条件として入力した空間分解能、スライス枚数が同じであっても、見た目の分解能が異なることがある。特に、３Ｄ撮像でｋｙ−ｋｚ空間を円形にデータ収集する場合、Ｔ１Ｗ画像で顕著となる。また、Ｔ１Ｗ画像の見た目の分解能は、複数画像から任意の断面像を作成するＭＰＲ（ｍｕｌｔｉ ｐｌａｎａｒ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎｓ）により得た画像において顕著に異なる場合が多い。これは、各画像種において、ＲＦＡ変調パターン（フリップアングルの変調パターン）やｋ空間走査方法が異なるためである。   However, when a plurality of types of images such as T1W, T2W, and FLAIR are captured using VRFA-FSE, even if the spatial resolution and the number of slices input as imaging conditions are the same, the apparent resolution may be different. In particular, when data is collected in a circular shape in the ky-kz space by 3D imaging, the T1W image becomes remarkable. In addition, the apparent resolution of the T1W image is often significantly different in an image obtained by MPR (multi planar constructions) that creates an arbitrary cross-sectional image from a plurality of images. This is because each image type has a different RFA modulation pattern (flip angle modulation pattern) and k-space scanning method.

設定した空間分解能が同じであるにも係らず、見た目の分解能が異なると、画像診断の際、ユーザに違和感を与える。しかし、ＶＲＦＡ−ＦＳＥのように、画像種毎にｋ空間の走査方法が異なる撮像を実行する場合、コントラストや画質に悪影響を与えるため、ＲＦＡ変調パターンやｋ空間走査方法を変更することは望ましくない。   Even if the set spatial resolution is the same, if the apparent resolution is different, the user feels uncomfortable at the time of image diagnosis. However, when performing imaging in which the k-space scanning method differs for each image type, such as VRFA-FSE, it is not desirable to change the RFA modulation pattern or the k-space scanning method because it adversely affects contrast and image quality. .

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ｋ空間の走査方法が異なる複数の画像種の撮像を行う場合であっても、コントラストや画質を悪化させることなく、違和感の少ない、診断に有用な画像をユーザに提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and even in the case of imaging a plurality of image types with different k-space scanning methods, the diagnosis and the sense of incongruity are small without deteriorating contrast and image quality. An object is to provide a user with a useful image.

本発明は、一連の撮像において、Ｔ１強調画像が、他の画像種と混在する場合、Ｔ１強調画像のスライス方向の見た目の分解能を向上させるよう、内部的に撮像条件を変更する。   In the present invention, when a T1-weighted image is mixed with other image types in a series of imaging, the imaging condition is internally changed so as to improve the apparent resolution in the slice direction of the T1-weighted image.

本発明によれば、ｋ空間の走査方法が異なる複数の画像種の撮像を行う場合であっても、コントラストや画質を悪化させることなく、違和感の少ない、診断に有用な画像をユーザに提供できる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, even when it is a case where the imaging method of several image types from which the scanning method of k space differs is performed, a useful image for a diagnosis with little sense of incongruity can be provided to a user, without deteriorating contrast and image quality. .

本発明の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。It is a block diagram of the MRI apparatus of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の演算処理部の機能ブロック図である。It is a functional block diagram of the arithmetic processing part of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の撮像処理のフローチャートである。It is a flowchart of the imaging process of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の画像判別処理のフローチャートである。It is a flowchart of the image discrimination | determination process of embodiment of this invention. 本発明の実施形態の画像判別処理の具体例を説明するための説明図である。It is explanatory drawing for demonstrating the specific example of the image discrimination | determination process of embodiment of this invention.

以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。   Hereinafter, embodiments to which the present invention is applied will be described. Hereinafter, in all the drawings for explaining the embodiments of the present invention, those having the same function are denoted by the same reference numerals, and repeated explanation thereof is omitted.

まず、本実施形態のＭＲＩ装置の構成について説明する。図１は本実施形態のＭＲＩ装置１００の機能ブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体１０１の断層画像を得る装置である。図１に示すように、静磁場発生磁石１０２と、傾斜磁場コイル１０３及び傾斜磁場電源１０６と、送信ＲＦコイル１０４及びＲＦ送信部１０７と、受信ＲＦコイル１０５及び信号検出部１０８と、信号処理部１０９と、計測制御部１１０と、全体制御部１２０と、表示・操作部１２１と、被検体１０１を搭載してその被検体１０１を静磁場発生磁石１０２の内部に出し入れするベッド１１１と、を備える。   First, the configuration of the MRI apparatus of this embodiment will be described. FIG. 1 is a functional block diagram of the MRI apparatus 100 of this embodiment. The MRI apparatus 100 of the present embodiment is an apparatus that obtains a tomographic image of the subject 101 using an NMR phenomenon. As shown in FIG. 1, a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103 and a gradient magnetic field power source 106, a transmission RF coil 104 and an RF transmission unit 107, a reception RF coil 105 and a signal detection unit 108, and a signal processing unit. 109, a measurement control unit 110, an overall control unit 120, a display / operation unit 121, and a bed 111 on which the subject 101 is mounted and the subject 101 is taken in and out of the static magnetic field generating magnet 102. .

静磁場発生磁石１０２は、静磁場を発生する静磁場発生部として機能する。静磁場発生磁石１０２は、垂直磁場方式であれば被検体１０１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、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体１０１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。   The static magnetic field generating magnet 102 functions as a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field. The static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in a direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method, and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method. A permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.

傾斜磁場コイル１０３と傾斜磁場電源１０６とは、静磁場中に配置された被検体１０１に対し、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部として機能する。傾斜磁場コイル１０３は、ＭＲＩ装置の実空間座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれたコイルである。それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源１０６に接続され、電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源１０６は、それぞれ後述の計測制御部１１０からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが発生する。   The gradient magnetic field coil 103 and the gradient magnetic field power source 106 function as a gradient magnetic field application unit that applies a gradient magnetic field to the subject 101 arranged in a static magnetic field. The gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus. Each of the gradient magnetic field coils is connected to a gradient magnetic field power source 106 that drives the gradient coil, and a current is supplied thereto. Specifically, the gradient magnetic field power supply 106 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 110 described later, and supplies a current to each gradient coil. Thereby, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three-axis directions of X, Y, and Z.

例えば、２次元スライス面の撮像時には、スライス面（撮像断面）に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス（Ｇｓ）が印加されて被検体１０１に対するスライス面が設定される。そのスライス面に直交し、且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード（リードアウト）傾斜磁場パルス（Ｇｆ）とが印加され、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。   For example, when imaging a two-dimensional slice plane, a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging section) to set the slice plane for the subject 101. A phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding (lead-out) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other, and the echo signal in each direction is applied. Location information is encoded.

送信ＲＦコイル１０４とＲＦ送信部１０７とは、被検体１０１の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を送信する高周波磁場送信部として機能する。送信ＲＦコイル１０４は、被検体１０１にＲＦパルスを照射するコイルであり、ＲＦ送信部１０７に接続され、ＲＦ送信部１０７からＲＦパルス電流が供給される。送信ＲＦコイル１０４から被検体１０１にＲＦパルスを照射することにより、被検体１０１の生体組織を構成する原子の原子核スピンにＮＭＲ現象が誘起される。   The transmission RF coil 104 and the RF transmission unit 107 function as a high-frequency magnetic field transmission unit that transmits a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) that excites the magnetization of the subject 101 with a predetermined flip angle. The transmission RF coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, is connected to the RF transmission unit 107, and is supplied with an RF pulse current from the RF transmission unit 107. By irradiating the subject 101 with an RF pulse from the transmission RF coil 104, an NMR phenomenon is induced in the atomic nuclear spin constituting the biological tissue of the subject 101.

具体的には、ＲＦ送信部１０７は、後述の計測制御部１１０からの命令に従って駆動され、高周波パルスを振幅変調し、増幅し、被検体１０１に近接して配置される送信ＲＦコイル１０４に供給する。供給された高周波パルスが、送信ＲＦコイル１０４から被検体１０１に照射される。   Specifically, the RF transmission unit 107 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 110 to be described later, amplitude-modulates and amplifies the high-frequency pulse, and supplies the RF pulse to the transmission RF coil 104 disposed close to the subject 101. To do. The supplied high-frequency pulse is applied to the subject 101 from the transmission RF coil 104.

受信ＲＦコイル１０５と信号検出部１０８とは、被検体１０１が発生するエコー信号を受信する信号受信部として機能する。受信ＲＦコイル１０５は、被検体１０１の生体組織を構成する原子核スピンのＮＭＲ現象により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を受信するコイルであり、信号検出部１０８に接続され、受信したエコー信号を信号検出部１０８に送る。信号検出部１０８は、受信ＲＦコイル１０５で受信したエコー信号の検出処理を行う。   The reception RF coil 105 and the signal detection unit 108 function as a signal reception unit that receives an echo signal generated by the subject 101. The reception RF coil 105 is a coil that receives an NMR signal (echo signal) emitted by the NMR phenomenon of the nuclear spin that constitutes the biological tissue of the subject 101, and is connected to the signal detection unit 108 to receive the received echo signal. The signal is sent to the signal detector 108. The signal detection unit 108 performs processing for detecting an echo signal received by the reception RF coil 105.

具体的には、送信ＲＦコイル１０４から照射されたＲＦパルスによって誘起された被検体１０１の応答のエコー信号は、被検体１０１に近接して配置された受信ＲＦコイル１０５で受信されると、信号検出部１０８送られる。信号検出部１０８は、後述の計測制御部１１０からの命令に従って、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数（例えば１２８，２５６，５１２等）サンプリングし、各サンプリング信号をＡ／Ｄ変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部１０９に送る。このように、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ（以下、エコーデータという）として得られる。   Specifically, when an echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse emitted from the transmission RF coil 104 is received by the reception RF coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101, the signal The detection unit 108 is sent. The signal detection unit 108 amplifies the received echo signal in accordance with a command from the measurement control unit 110 described later, divides the signal into two orthogonal signals by quadrature detection, and each of them is a predetermined number (for example, 128, 256, 512, etc.), and each sampling signal is A / D converted into a digital quantity and sent to a signal processing unit 109 described later. Thus, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.

信号処理部１０９は、エコーデータに対して各種の信号処理を行い、処理後のエコーデータを全体制御部１２０に送る。   The signal processing unit 109 performs various types of signal processing on the echo data, and sends the processed echo data to the overall control unit 120.

計測制御部１１０は、被検体１０１の断層画像の再構成に必要なデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源１０６と、ＲＦ送信部１０７と、信号検出部１０８に送信し、これらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部１１０は、後述する全体制御部１２０の制御で動作し、所定のパルスシーケンスに従って、傾斜磁場電源１０６、ＲＦ送信部１０７及び信号検出部１０８を制御して、被検体１０１へのＲＦパルスと傾斜磁場パルスとの印加、および被検体１０１からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体１０１の撮像領域の画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。   The measurement control unit 110 mainly transmits various commands for data collection necessary for reconstruction of a tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108. The control unit controls these. Specifically, the measurement control unit 110 operates under the control of the overall control unit 120, which will be described later, and controls the gradient magnetic field power source 106, the RF transmission unit 107, and the signal detection unit 108 according to a predetermined pulse sequence. The application of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse to 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 are repeatedly executed to collect echo data necessary for reconstruction of the image of the imaging region of the subject 101.

全体制御部１２０は、計測制御部１１０の制御、各種データ処理、処理結果の表示、および保存等の制御を行うものであって、ＣＰＵ及びメモリを内部に有する演算処理部１２２と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部１２３とを備える。本実施形態では、上述の信号受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、傾斜磁場印加部、高周波磁場送信部、信号受信部の動作を制御する制御部として機能する。   The overall control unit 120 performs control of the measurement control unit 110, various data processing, display of processing results, storage, and the like, and includes an arithmetic processing unit 122 having a CPU and a memory, an optical disk, a magnetic And a storage unit 123 such as a disk. In the present embodiment, an image is reconstructed from the echo signal received by the signal reception unit described above, and functions as a control unit that controls operations of the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field transmission unit, and the signal reception unit according to the imaging sequence. .

具体的には、計測制御部１１０を制御してエコーデータの収集を実行させ、エコーデータが入力されると、演算処理部１２２がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリのｋ空間に相当する領域に記憶させる。メモリのｋ空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をｋ空間データともいう。そして演算処理部１２２はこのｋ空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１０１の画像を、後述の表示・操作部１２１に表示させると共に記憶部１２３に記録する。   Specifically, the measurement control unit 110 is controlled to collect echo data, and when the echo data is input, the arithmetic processing unit 122 performs the memory k based on the encoding information applied to the echo data. It memorize | stores in the area | region equivalent to space. A group of echo data stored in an area corresponding to the k space of the memory is also referred to as k space data. The arithmetic processing unit 122 performs processing such as signal processing or image reconstruction by Fourier transform on the k-space data, and displays the resulting image of the subject 101 on the display / operation unit 121 described later. At the same time, it is recorded in the storage unit 123.

表示・操作部１２１は、再構成された被検体１０１の画像を表示する表示部と、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や上記演算処理部１２２で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであるトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、を備える。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、表示・操作部１２１を介して、ユーザからの入力を受け付ける。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理を制御する。   The display / operation unit 121 is a display unit that displays an image of the reconstructed subject 101, and a trackball that is an interface for inputting various control information of the MRI apparatus 100 and control information of processing performed by the arithmetic processing unit 122. Or an operation unit such as a mouse and a keyboard. The MRI apparatus 100 according to the present embodiment receives input from the user via the display / operation unit 121. The operation unit is arranged in the vicinity of the display unit, and the operator controls various processes of the MRI apparatus 100 interactively through the operation unit while looking at the display unit.

なお、図１において、送信ＲＦコイル１０４と傾斜磁場コイル１０３とは、被検体１０１が挿入される静磁場発生磁石１０２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ＲＦコイル１０５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。   In FIG. 1, the transmission RF coil 104 and the gradient magnetic field coil 103 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 102 into which the subject 101 is inserted in the vertical magnetic field method. If the horizontal magnetic field method is used, the object 101 is installed so as to surround it. The reception RF coil 105 is installed so as to face or surround the subject 101.

現在のＭＲＩ装置１００の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体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２次元もしくは３次元的に撮像する。   The imaging target nuclide of the current MRI apparatus 100 is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject 101 as being widely used in clinical practice. In the MRI apparatus 100, information on the spatial distribution of the proton density and the spatial distribution of the relaxation time of the excited state is imaged so that the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be expressed two-dimensionally or three-dimensionally. Take an image.

次に、本実施形態の演算処理部１２２の機能構成について説明する。図２は、本実施形態の演算処理部１２２の機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態の演算処理部１２２は、撮像シーケンスに従って、計測制御部１１０の制御を行い、エコーデータを得る撮像部２１０と、得られたエコーデータから画像を再構成する再構成部２２０と、ユーザから撮像条件の入力を受け付ける撮像条件受付部２３０と、受け付けた撮像条件から撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成部２４０と、を備える。なお、以下、本明細書では、ユーザから入力された撮像条件をオリジナル撮像条件、撮像シーケンスの生成に用いる撮像条件を実行撮像条件と呼ぶ。   Next, a functional configuration of the arithmetic processing unit 122 according to the present embodiment will be described. FIG. 2 is a functional block diagram of the arithmetic processing unit 122 of the present embodiment. As shown in the figure, the arithmetic processing unit 122 according to the present embodiment controls the measurement control unit 110 according to the imaging sequence, and reconstructs an image from the imaging unit 210 that obtains echo data and the obtained echo data. The reconstruction unit 220 includes an imaging condition reception unit 230 that receives an input of imaging conditions from a user, and an imaging sequence generation unit 240 that generates an imaging sequence from the received imaging conditions. Hereinafter, in this specification, an imaging condition input from a user is referred to as an original imaging condition, and an imaging condition used for generating an imaging sequence is referred to as an execution imaging condition.

撮像条件受付部２３０は、表示・操作部１２１を介してオリジナル撮像条件を受け付ける。このとき、撮像条件受付部２３０は、表示・操作部１２１の表示画面に、撮像条件設定画面を表示し、撮像条件設定画面を介して入力を受け付ける。   The imaging condition reception unit 230 receives original imaging conditions via the display / operation unit 121. At this time, the imaging condition reception unit 230 displays an imaging condition setting screen on the display screen of the display / operation unit 121 and receives an input via the imaging condition setting screen.

受け付けるオリジナル撮像条件は、例えば、撮像が２次元であるか、３次元であるか、撮像種、ＴＲ、ＴＥ、ＩＲパルスの有無、反転時間（ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｔｉｍｅ：ＴＩ）、Ｐｏｓｔパルスの印加態様などを含む。Ｐｏｓｔパルスは、ＦＳＥ撮像時に、各ＴＲの最後に印加するパルスである。   Accepted original imaging conditions include, for example, whether imaging is two-dimensional or three-dimensional, imaging type, TR, TE, presence / absence of IR pulse, inversion time (TI), application mode of Post pulse, etc. Including. The Post pulse is a pulse applied at the end of each TR during FSE imaging.

撮像シーケンス生成部２４０は、必要に応じて、上記各種データ処理の中で、画像種毎の見かけの空間分解能が同等に近づくよう、オリジナル撮像条件を変更し、変更後の撮像条件（実行撮像条件）を用いて、撮像シーケンスを生成する。このため、本実施形態の撮像シーケンス生成部２４０は、画像種判別部２４１と撮像条件決定部２４２と、を備える。   If necessary, the imaging sequence generation unit 240 changes the original imaging conditions so that the apparent spatial resolution for each image type approaches the same in the various data processing described above, and changes the imaging conditions (executed imaging conditions) after the change. ) To generate an imaging sequence. For this reason, the imaging sequence generation unit 240 of the present embodiment includes an image type determination unit 241 and an imaging condition determination unit 242.

本実施形態の画像種判別部２４１は、オリジナル撮像条件に基づき、ジョブ毎に撮像する画像種を判別する。画像種の判別は、繰り返し時間（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ：ＴＲ）、エコー時間（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ：ＴＥ）、ＩＲ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルスの有無、Ｐｏｓｔパルスの印加態様により行う。   The image type determination unit 241 according to the present embodiment determines the image type to be captured for each job based on the original imaging conditions. The image type is determined by repetition time (repetition time: TR), echo time (echo time: TE), presence / absence of IR (Inversion Recovery) pulse, and application mode of the Post pulse.

画像種判別部２４１は、ＴＲを用い、ＴＲが所定の閾値以下であれば、当該ジョブで取得される画像をＴ１Ｗ画像と判別し、それ以外はＴ２Ｗ、ＦＬＡＩＲおよびプロトン強調のいずれかの画像と判別する。また、ＴＥを用い、ＴＥが所定の閾値以下であれば、当該ジョブで取得される画像をＴ１Ｗおよびプロトン強調画像のいずれかと判別し、それ以外は、Ｔ２ＷおよびＦＬＡＩＲのいずれかと判別する。   The image type discriminating unit 241 discriminates an image acquired by the job as a T1W image if TR is equal to or less than a predetermined threshold, and otherwise determines whether the image is one of T2W, FLAIR, and proton enhancement. Determine. If TE is used and TE is equal to or smaller than a predetermined threshold, the image acquired by the job is determined as either T1W or proton-emphasized image, and otherwise, it is determined as T2W or FLAIR.

さらに、ＩＲパルス印加有りの場合、当該ジョブで取得される画像をＴ１ＷおよびＦＬＡＩＲのいずれかの画像と判別し、無しの場合は、Ｔ１Ｗ、Ｔ２Ｗおよびプロトン強調のいずれかの画像と判別する。なお、Ｔ１Ｗ画像は、ＩＲパルス印加の有り無しでは、決定できない。また、Ｐｏｓｔパルスの設定がＤｏｗｎの場合、Ｔ１Ｗ画像、Ｐｏｓｔパルスの設定がＢａｃｋの場合、Ｔ２Ｗ画像、Ｐｏｓｔパルスが印加無しの設定の場合、Ｔ１Ｗ、Ｔ２Ｗ、ＦＡＬＩＲおよびプロトン強調のいずれかの画像と判別する。   Further, when an IR pulse is applied, the image acquired by the job is determined as one of T1W and FLAIR, and when it is absent, it is determined as one of T1W, T2W, and proton enhancement. Note that a T1W image cannot be determined with or without IR pulse application. When the Post pulse setting is Down, the T1W image, when the Post pulse setting is Back, the T2W image, when the Post pulse is not applied, any of the T1W, T2W, FALIR, and proton emphasis images Determine.

このように、本実施形態の画像種判別部２４１は、ＴＲ、ＴＥ、ＩＲパルスの有無、Ｐｏｓｔパルスの印加態様を組み合わせ、各ジョブの取得画像の画像種を判別する。   As described above, the image type determination unit 241 of the present embodiment determines the image type of the acquired image of each job by combining the presence / absence of the TR, TE, IR pulse, and the application mode of the Post pulse.

本実施形態の撮像条件決定部２４２は、撮像対象の画像種に応じ、各ジョブのオリジナル撮像条件を変更し、実行撮像条件を決定する。本実施形態の撮像条件決定部２４２は、パルスシーケンスが、３ＤのＶＲＦＡ−ＦＳＥであり、円形計測が行われる場合であって、複数の異なる画像種の画像が取得される場合のみ、画像種判別部２４１に、画像種を判別させる。   The imaging condition determination unit 242 according to the present embodiment changes the original imaging condition of each job according to the image type to be imaged, and determines the effective imaging condition. The imaging condition determination unit 242 according to the present embodiment determines the image type only when the pulse sequence is 3D VRFA-FSE and circular measurement is performed and images of a plurality of different image types are acquired. The unit 241 is made to determine the image type.

本実施形態の撮像条件決定部２４２は、画像種判別部２４１が判別した画像種にＴ１Ｗと他種とが含まれている場合、Ｔ１Ｗのジョブの撮像条件の中の、スライス枚数を予め定めた倍率で増加させ、実行撮像条件とする。   The imaging condition determination unit 242 according to the present embodiment determines the number of slices in advance in the imaging conditions of the T1W job when the image type determined by the image type determination unit 241 includes T1W and other types. The image is increased by a magnification to obtain an effective imaging condition.

例えば、予め定めた倍率を１．２、オリジナル撮像条件でのスライス枚数を１５０枚とすると、撮像条件決定部２４２は、１５０×１．２＝１８０枚を新たなスライス枚数として算出し、実行撮像条件とする。これにより、Ｔ１Ｗ画像のみ、スライス方向にオーバサンプリングされることとなる。   For example, when the predetermined magnification is 1.2 and the number of slices under the original imaging condition is 150, the imaging condition determining unit 242 calculates 150 × 1.2 = 180 as the new number of slices, and executes the imaging. Condition. As a result, only the T1W image is oversampled in the slice direction.

倍率は、例えば、ＭＲＩ装置１００の出荷時に経験値を初期値として設定しておく。なお、表示・操作部１２１を介してユーザが設定変更可能なよう構成してもよい。   For the magnification, for example, an experience value is set as an initial value when the MRI apparatus 100 is shipped. Note that the user may change the setting via the display / operation unit 121.

その他の画像種については、入力されたオリジナル撮像条件を、そのまま実行撮像条件とする。また、撮像条件決定部２４２は、画像種判別部２４１が判別した画像種が、Ｔ１Ｗのみである場合、または、Ｔ１Ｗが含まれていない場合は、オリジナル撮像条件を、そのまま実行撮像条件とする。   For other image types, the input original imaging condition is used as the execution imaging condition as it is. In addition, when the image type determined by the image type determination unit 241 is only T1W or when T1W is not included, the imaging condition determination unit 242 uses the original imaging condition as it is as the execution imaging condition.

３Ｄ ＶＲＦＡ−ＦＳＥでは、ｋｙ−ｋｚ空間を円形にデータ収集する。このとき、Ｔ１Ｗ画像取得時は、一般に、ｋ空間の中心から放射状に走査し（円形計測のセントリック走査）、第一エコーをｋ空間の中心に配置する。一方、他の画像種を取得時は、一般に、ｋ空間の中心を中心とする楕円の円弧に沿って走査し（円形計測のシーケンシャル走査）、所望のエコートレインをｋ空間の中心に配置する。このような場合、Ｔ１Ｗ画像は、他種の画像に比べ、設定スライス枚数が同じであっても、スライス方向の見た目の分解能が劣りがちである。   In 3D VRFA-FSE, ky-kz space is collected in a circular shape. At this time, when acquiring a T1W image, scanning is generally performed radially from the center of k-space (centric scanning for circular measurement), and the first echo is arranged at the center of k-space. On the other hand, when acquiring other image types, generally, scanning is performed along an elliptical arc centered at the center of k-space (sequential scanning of circular measurement), and a desired echo train is arranged at the center of k-space. In such a case, the T1W image tends to be inferior in the apparent resolution in the slice direction even if the set number of slices is the same as in other types of images.

本実施形態では、各画像種において、上記の一般的なｋ空間走査、配置を前提とし、Ｔ１Ｗ画像のみスライス方向にオーバサンプリングして取得する。これにより、Ｔ１Ｗ画像では、ユーザが設定した撮像範囲（ｋｙ−ｋｚ空間）のデータ点数が増加する。このため、Ｔ１Ｗ画像の空間分解能が向上し、見た目の分解能も向上する。   In this embodiment, on the premise of the above-described general k-space scanning and arrangement in each image type, only the T1W image is obtained by oversampling in the slice direction. Thereby, in the T1W image, the number of data points in the imaging range (ky-kz space) set by the user increases. For this reason, the spatial resolution of the T1W image is improved, and the apparent resolution is also improved.

本実施形態の撮像シーケンス生成部２４０は、オリジナル撮像条件のシーケンス種で特定されるパルスシーケンスに、実行撮像条件の各パラメータを適用し、撮像シーケンスを生成する。   The imaging sequence generation unit 240 according to the present embodiment generates an imaging sequence by applying each parameter of the effective imaging conditions to the pulse sequence specified by the sequence type of the original imaging conditions.

なお、本実施形態の演算処理部１２２の上記各機能は、記憶部１２３に予め保持するプログラムを、演算処理部１２２のＣＰＵが、メモリにロードし、実行することにより実現する。   Note that the above-described functions of the arithmetic processing unit 122 of the present embodiment are realized by causing the CPU of the arithmetic processing unit 122 to load and execute a program stored in advance in the storage unit 123.

次に、本実施形態の演算処理部１２２による、撮像時の処理の流れを説明する。図３は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。   Next, the flow of processing at the time of imaging by the arithmetic processing unit 122 of the present embodiment will be described. FIG. 3 is a processing flow of the imaging process of the present embodiment.

撮像条件受付部２３０は、ユーザから撮像条件（オリジナル撮像条件）の入力を受け付ける（ステップＳ１１０１）。   The imaging condition reception unit 230 receives an input of imaging conditions (original imaging conditions) from the user (step S1101).

オリジナル撮像条件を受け付けると、撮像条件決定部２４２は、まず、撮像種が、３Ｄ ＶＲＦＡ−ＦＳＥであるか否かを判別する（ステップＳ１１０２）。これは、オリジナル撮像条件内の撮像シーケンスを特定する情報により、判別する。   Upon receiving the original imaging condition, the imaging condition determining unit 242 first determines whether or not the imaging type is 3D VRFA-FSE (step S1102). This is determined based on information specifying an imaging sequence within the original imaging conditions.

ここで、否と判別された場合、撮像条件決定部２４２は、オリジナル撮像条件を、そのまま、実行撮像条件とする（ステップＳ１１０７）。そして、撮像シーケンス生成部２４０は、実行撮像条件を用い、撮像シーケンスを生成する（ステップＳ１１０８）。   If it is determined NO, the imaging condition determining unit 242 sets the original imaging condition as it is as the execution imaging condition (step S1107). Then, the imaging sequence generation unit 240 generates an imaging sequence using the execution imaging conditions (step S1108).

一方、ステップＳ１１０２で、撮像種が、３Ｄ ＶＲＦＡ−ＦＳＥであると判別された場合、撮像条件決定部２４２は、複数種の画像を取得するものであるか否かを判別する（ステップＳ１１０３）。この判別は、設定されたオリジナル撮像条件内で、パラメータの異なるジョブが設定されているか否かにより行う。すなわち、パラメータの異なるジョブが存在する場合、オリジナル撮像条件は、複数種の画像が取得される撮像条件であると判別する。ここで、否と判別された場合、撮像条件決定部２４２は、ステップＳ１１０７へ移行する。   On the other hand, if it is determined in step S1102 that the imaging type is 3D VRFA-FSE, the imaging condition determination unit 242 determines whether or not a plurality of types of images are to be acquired (step S1103). This determination is made based on whether or not jobs having different parameters are set within the set original imaging conditions. That is, when there are jobs having different parameters, the original imaging condition is determined as an imaging condition for acquiring a plurality of types of images. If it is determined NO, the imaging condition determination unit 242 proceeds to step S1107.

ステップＳ１１０３で複数種の画像を取得すると判別された場合、撮像条件決定部２４２は、画像種判別部２４１に、各ジョブについて、画像種判別処理を行わせる（ステップＳ１１０４）。   If it is determined in step S1103 that a plurality of types of images are acquired, the imaging condition determination unit 242 causes the image type determination unit 241 to perform image type determination processing for each job (step S1104).

撮像条件決定部２４２は、画像種判別処理の結果、取得する画像種にＴ１Ｗと他種とが混在しているか否かを判別する（ステップＳ１１０５）。混在していない場合、撮像条件決定部２４２は、ステップＳ１１０７へ移行する。   The imaging condition determination unit 242 determines whether or not T1W and other types are mixed in the acquired image type as a result of the image type determination process (step S1105). If not, the imaging condition determination unit 242 proceeds to step S1107.

一方、Ｔ１Ｗと他種とが混在している場合、撮像条件決定部２４２は、Ｔ１Ｗを取得するジョブの撮像条件を変更し（ステップＳ１１０６）、ステップＳ１１０７へ移行し、実行撮像条件を決定する。ステップＳ１１０６では、上述のように、Ｔ１Ｗの撮像に関し、スライス枚数を予め定めた規則に従って、変更する。Ｔ１Ｗの撮像が複数含まれる場合、全てのＴ１Ｗの撮像の撮像条件を変更する。そして、ステップＳ１１０７を経てステップＳ１１０８へ移行する。   On the other hand, when T1W and other types are mixed, the imaging condition determination unit 242 changes the imaging condition of the job for acquiring T1W (step S1106), proceeds to step S1107, and determines the execution imaging condition. In step S1106, as described above, the number of slices is changed according to a predetermined rule for T1W imaging. When a plurality of T1W imagings are included, the imaging conditions for all T1W imagings are changed. Then, the process proceeds to step S1108 through step S1107.

ステップＳ１１０８で撮像シーケンスが生成されると、撮像部２１０は、生成された撮像シーケンスに従って、ジョブ毎に画像を再構成可能なエコー信号を取得する（ステップＳ１１０９）。そして、再構成部２２０は、得られたエコー信号から画像を再構成する（ステップＳ１１１０）。再構成は、エコー信号をフーリエ変換することにより行う。３次元撮像である場合、ステップＳ１１０８において、３次元ｋ空間データを得、ステップＳ１１０９において、３次元ｋ空間データをフーリエ変換し、絶対値画像を得る。エコー信号の取得および画像の再構成は、撮像条件で設定されたジョブ分行う。全ジョブの処理を終えたところで、演算処理部１２２は、処理を終了する。   When the imaging sequence is generated in step S1108, the imaging unit 210 acquires an echo signal that can reconstruct an image for each job in accordance with the generated imaging sequence (step S1109). Then, the reconstruction unit 220 reconstructs an image from the obtained echo signal (step S1110). The reconstruction is performed by Fourier transforming the echo signal. In the case of three-dimensional imaging, in step S1108, three-dimensional k-space data is obtained, and in step S1109, the three-dimensional k-space data is Fourier transformed to obtain an absolute value image. The acquisition of the echo signal and the reconstruction of the image are performed for the job set in the imaging condition. When all the jobs have been processed, the arithmetic processing unit 122 ends the processing.

次に、上記ステップＳ１１０４の、画像種判別部２４１による画像種判別処理の一例を説明する。図４は、本実施形態の画像種判別処理の処理フローである。ここでは、１のジョブの画像種を判別する場合を例にあげて説明する。   Next, an example of image type determination processing by the image type determination unit 241 in step S1104 will be described. FIG. 4 is a process flow of the image type discrimination process of the present embodiment. Here, a case where the image type of one job is determined will be described as an example.

画像種判別部２４１は、まず、予め定めた閾値ＴＨ_ＴＲを用い、ＴＲにより判別する（ステップＳ１２０１）。閾値ＴＨ_ＴＲは、例えば、１０００ｍｓとする。 The image type discriminating unit 241 first discriminates by TR using a predetermined threshold TH _TR (step S1201). The threshold value TH _TR is, for example, 1000 ms.

オリジナル撮像条件内のＴＲ_Ｏが、閾値ＴＨ_ＴＲ以下（ＴＲ_Ｏ≦ＴＨ_ＴＲ）の場合、当該ジョブで得られる画像の画像種を、Ｔ１Ｗ画像と判別し（ステップＳ１２０２）、処理を終了する。 TR _O in the original imaging condition, when more than the threshold _{TH TR (TR O ≦ TH TR} ), the image type of an image obtained in the job, determines that T1W image (step S1202), the process ends.

それ以外の場合、予め定めた閾値ＴＨ_ＴＥを用い、ＴＥにより判別する（ステップＳ１２０３）。閾値ＴＨ_ＴＥは、例えば、３０ｍｓとする。 In other cases, a predetermined threshold value TH _TE is used, and determination is made based on TE (step S1203). The threshold value TH _TE is, for example, 30 ms.

オリジナル撮像条件内のＴＥ_Ｏが、閾値ＴＨ_ＴＥ以下（ＴＥ_Ｏ≦ＴＨ_ＴＥ）の場合、当該ジョブで得られる画像の画像種を、プロトン強調画像と判別し（ステップＳ１２０４）、処理を終了する。 If TE _O in the original imaging condition is equal to or less than the threshold TH _TE (TE _O ≦ TH _TE ), the image type of the image obtained by the job is determined to be a proton-weighted image (step S1204), and the process ends.

それ以外の場合、オリジナル撮像条件にＩＲパルスが設定されているか否かを判別する（ステップＳ１２０５）。ＩＲパルスが設定されている場合、当該ジョブで得られる画像の画像種をＦＬＡＩＲと判別し（ステップＳ１２０６）、処理を終了する。   In other cases, it is determined whether or not an IR pulse is set in the original imaging condition (step S1205). If the IR pulse is set, the image type of the image obtained by the job is determined to be FLAIR (step S1206), and the process ends.

一方、ステップＳ１２０５でＩＲパルスが設定されていない場合、当該ジョブで得られる画像の画像種をＴ２Ｗと判別し（ステップＳ１２０７）、当該ジョブについての判別処理を終了する。   On the other hand, if the IR pulse is not set in step S1205, the image type of the image obtained by the job is determined as T2W (step S1207), and the determination process for the job is ended.

画像種判別部２４１は、以上のステップＳ１２０１〜Ｓ１２０７の処理を、全ジョブについて繰り返す。なお、ステップ毎に、全ジョブについて判別するよう構成してもよい。   The image type determination unit 241 repeats the processes in steps S1201 to S1207 for all jobs. In addition, you may comprise so that it may identify about all the jobs for every step.

また、上記判別処理の流れは一例であり、各パラメータによる判別順は問わない。判別順によっては、上述のように、Ｐｏｓｔパルスの印加態様（Ｂａｃｋであるか、印加無しであるか）も判別対象とする。また、本実施形態では、Ｔ１Ｗ画像のみ、オリジナル撮像条件を変更するため、取得画像種がＴ１Ｗであることが判別されたタイミング、または、Ｔ１Ｗでないことが判別されたタイミングで、処理を終了するよう構成してもよい。   Further, the flow of the determination process is an example, and the determination order by each parameter does not matter. Depending on the order of determination, as described above, the application mode of the Post pulse (whether it is Back or not applied) is also determined. Further, in the present embodiment, since the original imaging condition is changed only for the T1W image, the process is terminated at a timing when it is determined that the acquired image type is T1W, or when it is determined that it is not T1W. It may be configured.

以上の判別処理を、具体例をあげて説明する。図５は、本実施形態の、画像種判別部２４１による画像種判別処理を説明するための図である。ここでは、一例として、ジョブ１、ジョブ２、ジョブ３の３種のジョブが実行される場合を例にあげて説明する。また、閾値ＴＨ_ＴＲを１０００ｍｓ、閾値ＴＨ_ＴＥを３０ｍｓとする。 The above determination process will be described with a specific example. FIG. 5 is a diagram for explaining image type determination processing by the image type determination unit 241 according to the present embodiment. Here, as an example, a case where three types of jobs, job 1, job 2, and job 3, are executed will be described as an example. Further, the threshold value TH _{TR is set} to 1000 ms, and the threshold value TH _{TE is set} to 30 ms.

まず、ジョブ１について画像種を判別する。まず、ジョブ１のＴＲ３１１と閾値ＴＨ_ＴＲとを比較する。ジョブ１のＴＲ３１１は、５００ｍｓである。このため、ＴＲ≦ＴＨ_ＴＲである。従って、ジョブ１の画像種は、Ｔ１Ｗと判別される。 First, the image type for job 1 is determined. First, the _TR 311 of the job 1 is compared with the threshold value TH _TR . TR311 of job 1 is 500 ms. For this reason, TR ≦ TH _TR . Therefore, the image type of job 1 is determined as T1W.

次に、ジョブ２について画像種を判別する。まず、ジョブ２のＴＲ３２１と、閾値ＴＨ_ＴＲとを比較する。ジョブ２のＴＲ３２１は、２２００ｍｓである。このため、ＴＲ＞ＴＨ_ＴＲである。従って、ジョブ２の画像種は、Ｔ２Ｗ、ＦＬＡＩＲ、プロトン強調のいずれかである。次に、ジョブ２のＴＥ３２２と、閾値ＴＨ_ＴＥとを比較する。ジョブ２のＴＥ３２２は、９０ｍｓである。このため、ＴＥ＞ＴＨ_ＴＥである。従って、ジョブ２の画像種は、Ｔ２Ｗ、ＦＬＡＩＲのいずれかである。次に、ジョブ２のＩＲパルス３２３の印加の有無を判別する。ジョブ２では、ＩＲパルス３２３の印加は無し（ＯＦＦ）と設定されている。従って、ジョブ２の画像種は、Ｔ２Ｗであると判別される。 Next, the image type for job 2 is determined. First, the _TR 321 of job 2 is compared with the threshold value TH _TR . The TR 321 for job 2 is 2200 ms. Therefore, TR> TH _TR . Therefore, the image type of job 2 is any of T2W, FLAIR, and proton enhancement. Next, the _TE 322 of the job 2 is compared with the threshold value TH _TE . The TE322 of job 2 is 90 ms. Therefore, TE> TH _TE . Therefore, the image type of job 2 is either T2W or FLAIR. Next, it is determined whether or not the IR pulse 323 for job 2 is applied. In job 2, the IR pulse 323 is not applied (OFF). Therefore, the image type of job 2 is determined to be T2W.

次に、ジョブ３について画像種を判別する。まず、ジョブ３のＴＲ３３１と、閾値ＴＨ_ＴＲとを比較する。ジョブ３のＴＲ３３１は、６０００ｍｓである。このため、ＴＲ＞ＴＨ_ＴＲである。従って、ジョブ３の画像種は、Ｔ２Ｗ、ＦＬＡＩＲ、プロトン強調のいずれかである。次に、ジョブ３のＴＥ３３２と、閾値ＴＨ_ＴＥとを比較する。ジョブ３のＴＥ３３２は、１２０ｍｓである。このため、ＴＥ＞ＴＨ_ＴＥである。従って、ジョブ３の画像種は、Ｔ２Ｗ、ＦＬＡＩＲのいずれかである。次に、ジョブ３のＩＲパルス３３３の印加の有無を判別する。ジョブ３では、ＩＲパルス３３３の印加は有り（ＯＮ）と設定されている。従って、ジョブ３の画像種は、ＦＬＡＩＲであると判別される。 Next, the image type for job 3 is determined. First, the _TR 331 of job 3 is compared with the threshold value TH _TR . TR331 of job 3 is 6000 ms. Therefore, TR> TH _TR . Therefore, the image type of job 3 is any of T2W, FLAIR, and proton enhancement. Next, the _TE 332 of the job 3 is compared with the threshold value TH _TE . The TE 332 of job 3 is 120 ms. Therefore, TE> TH _TE . Therefore, the image type of job 3 is either T2W or FLAIR. Next, it is determined whether or not the IR pulse 333 of job 3 is applied. In job 3, the IR pulse 333 is applied (ON). Therefore, the image type of job 3 is determined to be FLAIR.

なお、撮像条件決定部２４２は、画像種がＴＷ１である場合、当該ジョブの撮像条件の中のスライス枚数を、オリジナル撮像条件のスライス厚によらず、一定の倍率で増加させているが、スライス枚数の変更手法はこれに限られない。例えば、スライス厚に応じて、倍率を変更するよう構成してもよい。   Note that when the image type is TW1, the imaging condition determination unit 242 increases the number of slices in the imaging condition of the job at a constant magnification regardless of the slice thickness of the original imaging condition. The method of changing the number of sheets is not limited to this. For example, the magnification may be changed according to the slice thickness.

これは、スライス厚が厚いほど、スライス方向の分解能が元々低いため、大きく変更する必要はない。このため、スライス厚が厚くなるに従って、スライス枚数を増加させる倍率を小さくする。   The larger the slice thickness, the lower the resolution in the slice direction from the beginning, so there is no need to change greatly. For this reason, as the slice thickness increases, the magnification for increasing the number of slices is reduced.

例えば、スライス厚≦１ｍｍでは、１．２倍
１ｍｍ＜スライス厚≦２ｍｍでは、１．１５倍
２ｍｍ＜スライス厚≦３ｍｍでは１．１倍
３ｍｍ＜スライス厚では、１．０５倍
とする。 For example, when slice thickness ≦ 1 mm, 1.2 times 1 mm <slice thickness ≦ 2 mm, 1.15 times 2 mm <slice thickness ≦ 3 mm, 1.1 times 3 mm <slice thickness, 1.05 times.

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生する静磁場発生部と、前記静磁場中に配置された被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルスを送信する高周波磁場送信部と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する信号受信部と、前記信号受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場印加部、前記高周波磁場送信部、前記信号受信部の動作を制御する制御部と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御部は、ユーザから撮像条件を受け付ける撮像条件受付部２３０と、前記撮像条件受付部で受け付けた撮像条件に従って複数種の画像が取得される場合、それぞれのみかけの空間分解能が略同等となるよう前記撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成部２４０と、を備えることを特徴とする。   As described above, the MRI apparatus 100 according to the present embodiment includes a static magnetic field generation unit that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field application unit that applies a gradient magnetic field to a subject disposed in the static magnetic field, A high-frequency magnetic field transmitting unit that transmits a high-frequency magnetic field pulse that excites the magnetization of the subject at a predetermined flip angle, a signal receiving unit that receives an echo signal generated by the subject, and an echo signal received by the signal receiving unit A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a control unit configured to reconstruct an image from the control unit and control operations of the gradient magnetic field application unit, the high-frequency magnetic field transmission unit, and the signal reception unit according to an imaging sequence; When an image capturing condition receiving unit 230 that receives an image capturing condition from a user and a plurality of types of images are acquired according to the image capturing condition received by the image capturing condition receiving unit, respectively. The spatial resolution of the apparent of the imaging sequence generator 240 for generating the imaging sequence so as to be substantially equal, characterized in that it comprises a.

また、前記撮像シーケンス生成部２４０は、前記複数種の画像それぞれの画像種を判別する画像種判別部２４１と、前記画像種判別部２４１による判別結果に基づいて、前記撮像条件を変更し、撮像シーケンス作成に用いる実行撮像条件を決定する撮像条件決定部２４２と、を備えてもよい。
さらに、前記画像種判別部２４１は、前記撮像条件で設定される撮像がＦＳＥシーケンスに従うものであり、かつ、前記複数種の画像が、それぞれ、ｋ空間の走査方法が異なる画像である場合、前記判別を行い、前記撮像条件決定部２４２は、前記画像種がＴ１強調画像と他の画像種とが混在している場合、前記Ｔ１強調画像の取得スライス枚数を増加させてもよい。 In addition, the imaging sequence generation unit 240 changes the imaging condition based on the image type determination unit 241 that determines the image type of each of the plurality of types of images and the determination result by the image type determination unit 241, and performs imaging. An imaging condition determining unit 242 that determines an execution imaging condition used for sequence creation.
Further, the image type determination unit 241 is configured such that imaging set under the imaging condition follows an FSE sequence, and the plurality of types of images are images having different k-space scanning methods, respectively, The image capturing condition determination unit 242 may increase the number of acquired slices of the T1 weighted image when the T1 weighted image and other image types are mixed.

このように、本実施形態によれば、複数の異なる種類の画像を取得するジョブが混在している撮像において、スライス方向の見た目の分解能が劣る画像種の分解能を自動的に向上させる。このとき、ユーザの撮像条件設定インタフェースである撮像条件設定画面上での設定スライス数は変更されない。   As described above, according to the present embodiment, the resolution of an image type having an inferior apparent resolution in the slice direction is automatically improved in imaging in which jobs for acquiring a plurality of different types of images are mixed. At this time, the number of slices set on the imaging condition setting screen which is the user's imaging condition setting interface is not changed.

例えば、ｋｙ−ｋｚ空間を円形にデータ収集する場合、Ｔ１Ｗ画像は、ｋ空間中心から放射状に充填することがある。このような場合、他種の画像に比べ、設定スライス枚数が同じであっても、スライス方向の見た目の分解能が劣りがちである。しかしながら、本実施形態では、このようにｋ空間を走査するＴ１Ｗと他種の画像とが混在している場合であっても、Ｔ１Ｗ画像のみスライス方向にオーバサンプリングされることとなり、ユーザが設定した撮像範囲（ｋｙ−ｋｚ空間）のデータ点数が増加する。このため、Ｔ１Ｗ画像の空間分解能が向上し、見た目の分解能も向上する。   For example, when data is collected in a circular shape in the ky-kz space, the T1W image may be filled radially from the center of the k space. In such a case, the apparent resolution in the slice direction tends to be inferior even when the set number of slices is the same as in other types of images. However, in the present embodiment, even when T1W that scans the k space and other types of images are mixed, only the T1W image is oversampled in the slice direction, and is set by the user. The number of data points in the imaging range (ky-kz space) increases. For this reason, the spatial resolution of the T1W image is improved, and the apparent resolution is also improved.

従って、本実施形態によれば、ユーザが個々に撮像条件の変更をすることなく、異なる画像種の、スライス方向の見た目の分解能を略同等にすることができる。従って、撮像条件の変更によるコントラストや画質を低下させることなく、ユーザにスライス方向の分解能に関し、統一感のある画像を提示することができる。   Therefore, according to the present embodiment, the apparent resolution in the slice direction of different image types can be made substantially equal without the user individually changing the imaging condition. Therefore, it is possible to present an image with a sense of unity regarding the resolution in the slice direction to the user without reducing the contrast and image quality due to the change of the imaging condition.

ユーザは、同等のスライス方向の見た目の分解能が略同等の、異なる画像種の画像を用い、診断をすることができる。従って、本実施形態によれば、ユーザに手間をかけることなく、複数の画像種の、違和感のない、利用価値の高い有用な画像をユーザに提供することができる。   The user can make a diagnosis using images of different image types having substantially the same apparent resolution in the slice direction. Therefore, according to the present embodiment, it is possible to provide a user with a useful image having a high utility value without a sense of incongruity of a plurality of image types without taking time and effort for the user.

１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１０２：静磁場発生磁石、１０３：傾斜磁場コイル、１０４：送信ＲＦコイル、１０５：受信ＲＦコイル、１０６：傾斜磁場電源、１０７：ＲＦ送信部、１０８：信号検出部、１０９：信号処理部、１１０：計測制御部、１１１：ベッド、１２０：全体制御部、１２１：表示・操作部、１２２：演算処理部、１２３：記憶部、２１０：撮像部、２２０：再構成部、２３０：撮像条件受付部、２４０：撮像シーケンス生成部、２４１：画像種判別部、２４２：撮像条件決定部、３１１：ＴＲ、３２１：ＴＲ、３２２：ＴＥ、３２３：ＩＲパルス、３３１：ＴＲ、３３２：ＴＥ、３３３：ＩＲパルス   100: MRI apparatus, 101: subject, 102: static magnetic field generating magnet, 103: gradient magnetic field coil, 104: transmission RF coil, 105: reception RF coil, 106: gradient magnetic field power source, 107: RF transmission unit, 108: signal Detection unit, 109: signal processing unit, 110: measurement control unit, 111: bed, 120: overall control unit, 121: display / operation unit, 122: arithmetic processing unit, 123: storage unit, 210: imaging unit, 220: Reconfiguration unit, 230: imaging condition reception unit, 240: imaging sequence generation unit, 241: image type determination unit, 242: imaging condition determination unit, 311: TR, 321: TR, 322: TE, 323: IR pulse, 331 : TR, 332: TE, 333: IR pulse

Claims (8)

静磁場を発生する静磁場発生部と、前記静磁場中に配置された被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、前記被検体の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルスを送信する高周波磁場送信部と、前記被検体が発生するエコー信号を受信する信号受信部と、前記信号受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、前記傾斜磁場印加部、前記高周波磁場送信部、前記信号受信部の動作を制御する制御部と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、
ユーザから撮像条件を受け付ける撮像条件受付部と、
前記撮像条件受付部で受け付けた撮像条件に従って複数種の画像が取得される場合、それぞれのみかけの空間分解能が略同等となるよう前記撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成部と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field applying unit that applies a gradient magnetic field to a subject arranged in the static magnetic field, and a high-frequency magnetic field that excites magnetization of the subject at a predetermined flip angle A high-frequency magnetic field transmission unit that transmits a pulse, a signal reception unit that receives an echo signal generated by the subject, an image is reconstructed from the echo signal received by the signal reception unit, and the gradient magnetic field according to an imaging sequence A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an application unit; the high-frequency magnetic field transmission unit; a control unit that controls operations of the signal reception unit;
The controller is
An imaging condition receiving unit that receives imaging conditions from a user;
An imaging sequence generation unit configured to generate the imaging sequence so that apparent spatial resolutions are substantially equal to each other when a plurality of types of images are acquired in accordance with the imaging conditions received by the imaging condition reception unit. Magnetic resonance imaging apparatus. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮像シーケンス生成部は
前記複数種の画像それぞれの画像種を判別する画像種判別部と、
前記画像種判別部による判別結果に基づいて、前記撮像条件を変更し、撮像シーケンス作成に用いる実行撮像条件を決定する撮像条件決定部と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The imaging sequence generation unit includes an image type determination unit that determines an image type of each of the plurality of types of images;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an imaging condition determining unit that changes the imaging condition based on a determination result by the image type determining unit and determines an effective imaging condition used for generating an imaging sequence. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像種判別部は、前記撮像条件で設定される撮像がＦＳＥシーケンスに従うものであり、かつ、前記複数種の画像が、それぞれ、ｋ空間の走査方法が異なる画像である場合、前記判別を行い、
前記撮像条件決定部は、前記画像種がＴ１強調画像と他の画像種とが混在している場合、前記Ｔ１強調画像の取得スライス枚数を増加させるよう前記実行撮像条件を決定すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2,
The image type determination unit performs the determination when imaging set under the imaging conditions conforms to an FSE sequence and the plurality of types of images are images having different k-space scanning methods. ,
The imaging condition determining unit determines the effective imaging condition to increase the number of acquired slices of the T1-weighted image when the image type includes a T1-weighted image and another image type. Magnetic resonance imaging device. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記スライス枚数の増加は、予め定められた倍率で行われること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3,
The increase in the number of slices is performed at a predetermined magnification. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記倍率は、スライス厚が厚くなるほど小さく設定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4,
The magnification is set to be smaller as the slice thickness is increased. 請求項２から５いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像種判別部は、前記受け付けた撮像条件の、繰り返し時間、エコー時間、反転パルスの印加の有無、およびポストパルスの印加の態様の少なくとも１つを用いて、前記画像種を判別すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 2 to 5,
The image type determining unit determines the image type using at least one of a repetition time, an echo time, the presence / absence of an inversion pulse, and a post pulse application mode of the received imaging condition. A magnetic resonance imaging apparatus. 請求項３から６いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮像シーケンスは、ＶＲＦＡ−ＦＳＥであること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 3 to 6,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging sequence is VRFA-FSE. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮像シーケンスは、３次元撮像であること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging sequence is three-dimensional imaging.

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