JP2019118713A

JP2019118713A - Magnetic resonance imaging apparatus

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Publication number: JP2019118713A
Application number: JP2018002176A
Authority: JP
Inventors: 正晃長島; Masaaki Nagashima; 匡朗梅田; Masaaki Umeda
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2018-01-10
Filing date: 2018-01-10
Publication date: 2019-07-22
Anticipated expiration: 2038-01-10
Also published as: JP6996985B2

Abstract

To shorten an imaging time.SOLUTION: A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment includes an extraction unit and a sequence control unit. The extraction unit extracts a cartilage region of an analyte on the basis of an image obtained by first scanning executed including the cartilage region. The sequence control unit performs second scanning for generating a T1ρ image, on the cartilage region extracted by the extraction unit.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging apparatus.

膝軟骨の損傷度合いを評価する方法として、スピン格子緩和時定数であるＴ１ρの情報を用いる方法がある。Ｔ１ρの情報を反映したＴ１ρ画像は、例えば、スピンロックパルスと呼ばれる所定のパルスを印加したのちデータ収集を行うことで、生成することができる。 As a method of evaluating the degree of damage to the knee cartilage, there is a method using information of T1ρ which is a spin lattice relaxation time constant. A T1ρ image reflecting information of T11 can be generated, for example, by applying a predetermined pulse called a spin lock pulse and collecting data.

しかしながら、Ｔ１ρ画像に係るパルスシーケンスの実行には、一般に長時間の撮像時間が必要となる。 However, the execution of the pulse sequence relating to the T1ρ image generally requires a long imaging time.

特開２０１１−２４７２２号公報JP, 2011-24722, A 特表２０１４−５０２９１０号公報Japanese Patent Application Publication No. 2014-502910

本発明が解決しようとする課題は、撮像時間を短縮することである。 The problem to be solved by the present invention is to shorten the imaging time.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、抽出部と、シーケンス制御部とを備える。抽出部は、被検体の軟骨領域を含んで実行された第１のスキャンより得られた画像に基づいて、前記軟骨領域を抽出する。シーケンス制御部は、前記抽出部が抽出した前記軟骨領域に対して、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンを実行する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment includes an extraction unit and a sequence control unit. The extraction unit extracts the cartilage area based on an image obtained from a first scan performed including the cartilage area of the subject. The sequence control unit executes a second scan for generating a T1ρ image on the cartilage region extracted by the extraction unit.

図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を示す図である。FIG. 1 is a view showing a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment. 図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスの一例である。FIG. 2 is an example of a pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理の手順を示したフローチャートである。FIG. 3 is a flowchart showing the procedure of processing performed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図４は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理について説明した図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the process performed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図５は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理について説明した図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the process performed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図６は、第１の実施形態に磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスについて説明した図である。FIG. 6 is a diagram for explaining the pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus in the first embodiment. 図７は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理の手順を示したフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart showing the procedure of processing performed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. 図８は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスの一例である。FIG. 8 is an example of a pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. 図９は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理の一例を示した図である。FIG. 9 is a diagram showing an example of processing performed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. 図１０は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が生成する画像の一例を示した図である。FIG. 10 is a view showing an example of an image generated by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment.

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。ここで、互いに同じ構成には共通の符号を付して、重複する説明は省略する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Here, the same reference numerals are given to the same components, and redundant description will be omitted.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００を示すブロック図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源（図示しない）と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御回路１０６と、送信コイル１０７と、送信回路１０８と、受信コイル１０９と、受信回路１１０と、シーケンス制御回路１２０と、コンピューター１３０（「画像処理装置」とも称される）とを備える。なお、磁気共鳴イメージング装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、シーケンス制御回路１２０及びコンピューター１３０内の各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。 First Embodiment
FIG. 1 is a block diagram showing a magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a static magnetic field power supply (not shown), a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 104, a bed 105, and a bed control circuit 106. A transmission coil 107, a transmission circuit 108, a reception coil 109, a reception circuit 110, a sequence control circuit 120, and a computer 130 (also referred to as an "image processing apparatus"). The magnetic resonance imaging apparatus 100 does not include the subject P (for example, a human body). Further, the configuration shown in FIG. 1 is merely an example. For example, each part in the sequence control circuit 120 and the computer 130 may be integrated or separated as appropriate.

静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。別の例として、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場電源を備えなくてもよい。また、静磁場電源は、磁気共鳴イメージング装置１００とは別に備えられてもよい。 The static magnetic field magnet 101 is a hollow substantially cylindrical magnet, and generates a static magnetic field in the internal space. The static magnetic field magnet 101 is, for example, a superconducting magnet or the like, and receives supply of current from a static magnetic field power source to excite it. The static magnetic field power supply supplies a current to the static magnetic field magnet 101. As another example, the static magnetic field magnet 101 may be a permanent magnet, and in this case, the magnetic resonance imaging apparatus 100 may not include a static magnetic field power source. In addition, the static magnetic field power supply may be provided separately from the magnetic resonance imaging apparatus 100.

傾斜磁場コイル１０３は、中空の略円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及びＺの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇe、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇrである。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。 The gradient magnetic field coil 103 is a coil formed in a hollow and substantially cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 101. The gradient coil 103 is formed by combining three coils corresponding to X, Y, and Z axes orthogonal to one another, and these three coils individually supply current from the gradient power supply 104. In response, it generates a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes along the X, Y, and Z axes. The gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient coil 103 are, for example, a slice gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a readout gradient magnetic field Gr. The gradient power supply 104 supplies a current to the gradient coil 103.

寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御回路１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御回路１０６は、コンピューター１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。送信コイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信回路１０８からＲＦパルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信回路１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア（Larmor）周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。 The bed 105 includes a top 105 a on which the subject P is placed, and the cavity of the gradient magnetic field coil 103 (with the subject P placed on the top 105 a under the control of the bed control circuit 106) Insert into the imaging port). Usually, the bed 105 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 101. The bed control circuit 106 drives the bed 105 under the control of the computer 130 to move the top 105 a in the longitudinal direction and the vertical direction. The transmission coil 107 is disposed inside the gradient magnetic field coil 103, and receives supply of an RF pulse from the transmission circuit 108 to generate a high frequency magnetic field. The transmitting circuit 108 supplies the transmitting coil 107 with an RF pulse corresponding to a Larmor frequency determined by the type of target atom and the magnetic field strength.

受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、必要に応じて、「ＭＲ信号」と呼ぶ）を受信する。受信コイル１０９は、磁気共鳴信号を受信すると、受信した磁気共鳴信号を受信回路１１０へ出力する。 The receiving coil 109 is disposed inside the gradient magnetic field coil 103, and receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as an "MR signal" as needed) emitted from the subject P under the influence of the high frequency magnetic field. When receiving the magnetic resonance signal, the receiving coil 109 outputs the received magnetic resonance signal to the receiving circuit 110.

なお、上述した送信コイル１０７及び受信コイル１０９は一例に過ぎない。送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。 The transmission coil 107 and the reception coil 109 described above are merely examples. It may be configured by combining one or more of a coil having only a transmitting function, a coil having only a receiving function, or a coil having a transmitting and receiving function.

受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力される磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴データを生成する。具体的には、受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによって磁気共鳴データを生成する。また、受信回路１１０は、生成した磁気共鳴データをシーケンス制御回路１２０へ送信する。なお、受信回路１１０は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。 The receiving circuit 110 detects a magnetic resonance signal output from the receiving coil 109, and generates magnetic resonance data based on the detected magnetic resonance signal. Specifically, the receiving circuit 110 generates magnetic resonance data by converting the magnetic resonance signal output from the receiving coil 109 into a digital form. Further, the receiving circuit 110 transmits the generated magnetic resonance data to the sequence control circuit 120. The receiving circuit 110 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 101, the gradient magnetic field coil 103, and the like.

シーケンス制御回路１２０は、コンピューター１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信回路１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１１０が磁気共鳴信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。なお、シーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの詳細については、後述する。シーケンス制御回路１２０は、シーケンス制御部の一例である。 The sequence control circuit 120 performs imaging of the subject P by driving the gradient magnetic field power source 104, the transmission circuit 108, and the reception circuit 110 based on the sequence information transmitted from the computer 130. Here, the sequence information is information defining a procedure for performing imaging. The sequence information includes the strength of the current supplied to the gradient coil 103 and the timing of supplying the current, the timing of the RF pulse supplied to the transmitting coil 107 and the timing of applying the RF pulse, and reception The timing at which the circuit 110 detects a magnetic resonance signal is defined. For example, the sequence control circuit 120 is an integrated circuit such as an application specific integrated circuit (ASIC), a field programmable gate array (FPGA), or an electronic circuit such as a central processing unit (CPU) or a micro processing unit (MPU). The details of the pulse sequence executed by the sequence control circuit 120 will be described later. The sequence control circuit 120 is an example of a sequence control unit.

さらに、シーケンス制御回路１２０は、傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び受信回路１１０を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信回路１１０から磁気共鳴データを受信すると、受信した磁気共鳴データをコンピューター１３０へ転送する。 Further, the sequence control circuit 120 drives the gradient magnetic field power source 104, the transmission circuit 108, and the receiving circuit 110 to image the subject P. As a result, when the magnetic resonance data is received from the receiving circuit 110, the received magnetic resonance data is Transfer to 130.

コンピューター１３０は、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御や、画像の生成等を行う。コンピューター１３０は、メモリ１３２、入力インタフェース１３４、ディスプレイ１３５、処理回路１５０を備える。処理回路１５０は、インタフェース機能１３１、制御機能１３３、画像生成機能１３６、抽出機能１３７を備える。 The computer 130 performs overall control of the magnetic resonance imaging apparatus 100, generation of an image, and the like. The computer 130 includes a memory 132, an input interface 134, a display 135, and a processing circuit 150. The processing circuit 150 includes an interface function 131, a control function 133, an image generation function 136, and an extraction function 137.

第１の実施形態では、インタフェース機能１３１、制御機能１３３、画像生成機能１３６、抽出機能１３７にて行われる各処理機能は、コンピューター１３０によって実行可能なプログラムの形態でメモリ１３２へ記憶されている。処理回路１５０はプログラムをメモリ１３２から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１５０は、図１の処理回路１５０内に示された各機能を有することになる。なお、図１においては単一の処理回路１５０にて、インタフェース機能１３１、制御機能１３３、画像生成機能１３６、抽出機能１３７にて行われる処理機能が実現されるものとして説明するが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１５０を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路１５０が各プログラムを実行する場合であってもよい。別の例として、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。なお、制御機能１３３は、画像生成機能１３６は、それぞれ制御部、画像生成部の一例である。 In the first embodiment, each processing function performed by the interface function 131, the control function 133, the image generation function 136, and the extraction function 137 is stored in the memory 132 in the form of a program executable by the computer 130. The processing circuit 150 is a processor that realizes a function corresponding to each program by reading the program from the memory 132 and executing the program. In other words, the processing circuit 150 in the state of reading out each program has each function shown in the processing circuit 150 of FIG. 1. In FIG. 1, although it is described that a single processing circuit 150 realizes the processing functions performed by the interface function 131, the control function 133, the image generation function 136, and the extraction function 137, a plurality of independent processing circuits The processors described above may be combined to constitute the processing circuit 150, and the functions may be realized by the processors executing programs. In other words, each function described above may be configured as a program, and one processing circuit 150 may execute each program. As another example, specific functions may be implemented in dedicated independent program execution circuits. The control function 133 and the image generation function 136 are an example of a control unit and an image generation unit, respectively.

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）、ＧＰＵ（ＧｒａｐｈｉｃａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（ＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎＳｐｅｃｉｆｉｃＩｎｔｅｇｒａｔｅｄＣｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳｉｍｐｌｅＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＬｏｇｉｃＤｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣｏｍｐｌｅｘＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＬｏｇｉｃＤｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦｉｅｌｄＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＧａｔｅＡｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはメモリ１３２に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。 The word “processor” used in the above description may be, for example, a central processing unit (CPU), a graphic processing unit (GPU), an application specific integrated circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, a simple logic circuit). A programmable logic device (Simple Programmable Logic Device: SPLD), Complex Programmable Logic Device (CPLD), and Field Programmable Gate Array (FPGA), etc. It means. The processor implements a function by reading and executing a program stored in the memory 132.

また、メモリ１３２にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路１０６、送信回路１０８、受信回路１１０等も同様に、上記のプロセッサ等の電子回路により構成される。 Further, instead of storing the program in the memory 132, the program may be directly incorporated in the circuit of the processor. In this case, the processor implements the function by reading and executing a program embedded in the circuit. The bed control circuit 106, the transmitting circuit 108, the receiving circuit 110, and so on are similarly configured by electronic circuits such as the processor described above.

処理回路１５０は、インタフェース機能１３１により、シーケンス情報をシーケンス制御回路１２０へ送信し、シーケンス制御回路１２０から磁気共鳴データを受信する。また、磁気共鳴データを受信すると、インタフェース機能１３１を有する処理回路１５０は、受信した磁気共鳴データをメモリ１３２に格納する。 The processing circuit 150 transmits sequence information to the sequence control circuit 120 by the interface function 131, and receives magnetic resonance data from the sequence control circuit 120. Also, upon receiving the magnetic resonance data, the processing circuit 150 having the interface function 131 stores the received magnetic resonance data in the memory 132.

メモリ１３２に格納された磁気共鳴データは、制御機能１３３によってｋ空間に配置される。この結果、メモリ１３２は、ｋ空間データを記憶する。 The magnetic resonance data stored in the memory 132 is arranged in the k space by the control function 133. As a result, the memory 132 stores k-space data.

メモリ１３２は、インタフェース機能１３１を有する処理回路１５０によって受信された磁気共鳴データや、制御機能１３３を有する処理回路１５０によってｋ空間に配置されたｋ空間データ、画像生成機能１３６を有する処理回路１５０によって生成された画像データ等を記憶する。例えば、メモリ１３２は、ＲＡＭ（ＲａｎｄｏｍＡｃｃｅｓｓＭｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。 The memory 132 includes magnetic resonance data received by the processing circuit 150 having the interface function 131, k-space data arranged in the k space by the processing circuit 150 having the control function 133, and the processing circuit 150 having the image generating function 136. It stores the generated image data and the like. For example, the memory 132 is a random access memory (RAM), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.

入力インタフェース１３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力インタフェース１３４は、例えば、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスである。ディスプレイ１３５は、制御機能１３３を有する処理回路１５０による制御の下、撮像条件の入力を受け付けるためのＧＵＩ（ＧｒａｐｈｉｃａｌＵｓｅｒＩｎｔｅｒｆａｃｅ）や、画像生成機能１３６を有する処理回路１５０によって生成された画像等を表示する。ディスプレイ１３５は、例えば、液晶表示器等の表示デバイスである。ディスプレイ１３５は、表示部の一例である。 The input interface 134 receives various instructions and information input from the operator. The input interface 134 is, for example, a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode switching switch, or an input device such as a keyboard. The display 135 displays a graphical user interface (GUI) for receiving an input of imaging conditions under control of the processing circuit 150 having the control function 133, an image generated by the processing circuit 150 having the image generation function 136, and the like. Do. The display 135 is, for example, a display device such as a liquid crystal display. The display 135 is an example of a display unit.

処理回路１５０は、制御機能１３３により、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御を行い、撮像や画像の生成、画像の表示等を制御する。例えば、制御機能１３３を有する処理回路１５０は、撮像条件（撮像パラメータ等）の入力をＧＵＩ上で受け付け、受け付けた撮像条件に従ってシーケンス情報を生成する。また、制御機能１３３を有する処理回路１５０は、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１２０へ送信する。 The processing circuit 150 performs overall control of the magnetic resonance imaging apparatus 100 by the control function 133, and controls imaging, generation of an image, display of an image, and the like. For example, the processing circuit 150 having the control function 133 receives an input of imaging conditions (imaging parameters and the like) on the GUI, and generates sequence information according to the accepted imaging conditions. Further, the processing circuit 150 having the control function 133 transmits the generated sequence information to the sequence control circuit 120.

処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、ｋ空間データをメモリ１３２から読み出し、読み出したｋ空間データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、画像を生成する。また、抽出機能１３７については後述する。 The processing circuit 150 reads the k-space data from the memory 132 by the image generation function 136, and performs reconstruction processing such as Fourier transform on the read k-space data to generate an image. The extraction function 137 will be described later.

続いて、実施形態に係る背景について、簡単に説明する。 Subsequently, the background according to the embodiment will be briefly described.

膝軟骨の損傷度合いを評価する方法として、スピン格子緩和時定数であるＴ１ρの情報を用いる方法がある。シーケンス制御回路１２０は、例えば、スピンロックパルスと呼ばれる所定のパルスを印加したのちデータ収集を行うことで、Ｔ１ρの情報を反映したＴ１ρ画像を生成することができる。 As a method of evaluating the degree of damage to the knee cartilage, there is a method using information of T1ρ which is a spin lattice relaxation time constant. The sequence control circuit 120 can generate a T1ρ image reflecting the information of T1 で by performing data collection after applying a predetermined pulse called a spin lock pulse, for example.

図２に、Ｔ１ρ画像の生成にかかるパルスシーケンスの一例が示されている。図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が実行するパルスシーケンスの一例である。 An example of a pulse sequence for generating a T1ρ image is shown in FIG. FIG. 2 is an example of a pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the embodiment.

はじめに、シーケンス制御回路１２０は、９０度パルス１を例えば領域非選択的に印加する。この結果、静磁場方向をｚ軸とすると、磁化はｙ軸方向に倒される。続いて、シーケンス制御回路１２０は、低出力のＲＦパルスであるスピンロックパルス２ａを、ｙ軸方向に倒された磁化に加え続ける。スピンロックパルス２ａが印加され続けられる時間はＴＳＬ（ＴｉｍｅＯｆＳｐｉｎＬｏｃｋ）と呼ばれる。スピンロックパルス２ａが印加されている間、磁化には、回転座標系で考えたとき、スピン格子緩和の時定数Ｔ１ρに従って、スピン格子緩和が起こる。続いて、シーケンス制御回路１２０は、９０度パルス３を再び印加し、ｙ軸方向に倒された磁化を再びｚ軸方向に戻す。この段階で、シーケンス制御回路１２０は、データ収集シーケンスを実行し、データ収集４を行う。なお、ここで実行されるデータ収集シーケンスの種類については特に制限はなく、撮像の目的に応じた様々なデータ収集シーケンスが実行される。 First, the sequence control circuit 120 applies the 90-degree pulse 1 in a non-selective manner, for example. As a result, assuming that the static magnetic field direction is the z axis, the magnetization is turned in the y axis direction. Subsequently, the sequence control circuit 120 continues to add the spin lock pulse 2a, which is a low-power RF pulse, to the magnetization that has been turned in the y-axis direction. The time during which the spin lock pulse 2a is continuously applied is called TSL (Time Of Spin Lock). While the spin lock pulse 2a is applied, spin lattice relaxation occurs in the magnetization according to the time constant T11 of spin lattice relaxation when considered in the rotational coordinate system. Subsequently, the sequence control circuit 120 applies the 90 ° pulse 3 again to return the magnetization that has been tilted in the y-axis direction back to the z-axis direction. At this stage, the sequence control circuit 120 executes a data acquisition sequence and performs data acquisition 4. In addition, there is no restriction | limiting in particular about the kind of data acquisition sequence performed here, Various data acquisition sequences according to the objective of imaging are performed.

続いて、次の収集を開始するまでの待ち時間１０の経過後、シーケンス制御回路１２０は、９０度パルス１を印加し、ＴＳＬを変化させてスピンロックパルス２ｂを印加し、以下同様にデータ収集４を行う。これら複数のＴＳＬにおいて得られたデータに基づいて、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、Ｔ１ρ画像を生成する。 Subsequently, after a lapse of waiting time 10 for starting the next acquisition, the sequence control circuit 120 applies a 90 degree pulse 1, changes the TSL, applies a spin lock pulse 2b, and so on. Do four. Based on the data obtained in the plurality of TSLs, the processing circuit 150 generates a T1ρ image by the image generation function 136.

ひざ軟骨をＴ１ρ画像を用いて撮像する場合、例えばスライス枚数を増やすことにより、良好なコントラストを得ることができる。また、撮像領域を複数のセグメントに分割し、１回の収集範囲を減らして収集回数を増やすことにより、良好なコントラストを得ることができる。 When imaging a knee cartilage using a T1ρ image, for example, good contrast can be obtained by increasing the number of slices. In addition, good contrast can be obtained by dividing the imaging region into a plurality of segments and reducing the acquisition range at one time to increase the number of acquisitions.

しかしながら、これらの場合、Ｔ１ρ画像を生成するためには、一般に撮像時間が長時間に及ぶこともある。例えば、撮像時間が数十分以上必要になることもあり、検査スループットの負担になる場合もある。 However, in these cases, the imaging time may generally take a long time to generate a T1ρ image. For example, imaging time may be required for several tens of minutes or more, which may be a burden on inspection throughput.

かかる背景に鑑み、実施形態において、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、被検体Ｐの軟骨領域を含んで実行された第１のスキャンにより得られた画像に基づいて、軟骨領域を抽出し、シーケンス制御回路１２０は、抽出した軟骨領域に対して、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンを実行する。 In view of such background, in the embodiment, the processing circuit 150 extracts the cartilage area based on the image obtained by the first scan performed including the cartilage area of the subject P by the extraction function 137, The sequence control circuit 120 executes a second scan for generating a T1ρ image on the extracted cartilage region.

図３〜図６を用いて、かかる処理の詳細について説明する。図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が行う処理の手順を示したフローチャートである。図４及び図５は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が行う処理について説明した図である。図６は、第１の実施形態に磁気共鳴イメージング装置１００が実行するパルスシーケンスについて説明した図である。 Details of such processing will be described using FIGS. 3 to 6. FIG. 3 is a flowchart showing the procedure of processing performed by the magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the first embodiment. FIG.4 and FIG.5 is a figure explaining the process which the magnetic resonance imaging system 100 which concerns on 1st Embodiment performs. FIG. 6 is a diagram for explaining the pulse sequence performed by the magnetic resonance imaging apparatus 100 in the first embodiment.

はじめに、シーケンス制御回路１２０は、第１のスキャンを実行する（ステップＳ１００）。ここで、第１のスキャンは、被検体Ｐの軟骨領域を含んで実行され、例えば膝全体が撮像範囲に含まれているようなスキャンである。第１のスキャンとしては、例えば３次元のＴ２強調画像やＴ２＊強調画像等、骨と軟骨を区別することのできる画像を得るためのスキャンが挙げられる。なお、Ｔ１ρ画像を生成するための本スキャンである第２のスキャンに対する予備スキャンが第１のスキャンとして実行される場合でもよいし、別の目的や方法で膝全体を撮像したスキャンを第１のスキャンとして使用してもよい。例えば、シーケンス制御回路１２０は、膝の撮像において通常デフォルトで実行されるスキャンを、第１のスキャンとして使用してもよい。 First, the sequence control circuit 120 executes a first scan (step S100). Here, the first scan is executed including the cartilage area of the subject P, and is, for example, a scan in which the entire knee is included in the imaging range. The first scan includes, for example, a scan for obtaining an image that can distinguish bone from cartilage, such as a three-dimensional T2-weighted image or a T2 * -weighted image. The preliminary scan for the second scan, which is the main scan for generating the T1ρ image, may be executed as the first scan, or the scan for imaging the entire knee by another purpose or method may be used as the first scan. It may be used as a scan. For example, the sequence control circuit 120 may use, as a first scan, a scan that is typically performed by default in knee imaging.

続いて、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、第１のスキャンにより収集された画像から、軟骨領域を抽出する（ステップＳ１１０）。例えば、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、第１のスキャンにより収集された画像から特徴点を抽出し、抽出した特徴点を用いて、軟骨領域を抽出する。また、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、抽出された軟骨領域に基づいて、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンにおける関心領域（ＦＯＶ（ＦｉｅｌｄＯｆＶｉｅｗ））を設定する。例えば、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、抽出された軟骨領域を完全に含む長方形領域を、第２のスキャンにおける関心領域として設定する。 Subsequently, the processing circuit 150 extracts a cartilage region from the image acquired by the first scan by the extraction function 137 (step S110). For example, the processing circuit 150 extracts feature points from the image acquired by the first scan by the extraction function 137, and extracts a cartilage region using the extracted feature points. The processing circuit 150 also sets a region of interest (FOV (Field Of View)) in the second scan for generating a T11 image based on the extracted cartilage region by the extraction function 137. For example, the processing circuit 150 sets, by the extraction function 137, a rectangular area completely including the extracted cartilage area as a region of interest in the second scan.

図４に、かかる関心領域の例が示されている。図４において、領域８は、予備スキャン（第１のスキャン）における撮像範囲を示し、関心領域９は、抽出された軟骨領域を含む、第２のスキャンにおける関心領域を示している。すなわち、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、被検体Ｐの軟骨領域を含んで、領域８に対して実行された第１のスキャンにより収集された画像から、軟骨領域を抽出し、抽出した軟骨領域に基づいて、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンにおける関心領域９を設定する。なお、関心領域９は、領域８と同じ向きでなくともよく、例えば関心領域９は、狭い面積で効率よく軟骨領域を撮像可能となるように、領域８に対して斜めに傾いていても良い。すなわち、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、第１のスキャンのスキャン方向とは異なる方向で第２のスキャンを実行するように、関心領域９を設定してもよい。 An example of such a region of interest is shown in FIG. In FIG. 4, a region 8 indicates the imaging range in the preliminary scan (first scan), and a region of interest 9 indicates the region of interest in the second scan including the extracted cartilage region. That is, the processing circuit 150 extracts the cartilage area from the image acquired by the first scan performed on the area 8 including the cartilage area of the subject P by the extraction function 137 and extracting the cartilage area Based on the region, the region of interest 9 in the second scan for generating the T1ρ image is set. Note that the region of interest 9 does not have to have the same orientation as the region 8; for example, the region of interest 9 may be obliquely inclined with respect to the region 8 so that the cartilage region can be efficiently imaged in a narrow area . That is, the processing circuit 150 may set the region of interest 9 so as to execute the second scan in a direction different from the scan direction of the first scan by the extraction function 137.

図４からもわかるように、第１のスキャンにおいてスキャンされた領域８と比較して、第２のスキャンにおける関心領域９は、大幅に小さな領域となっている。従って、第２のスキャンにおける関心領域９を領域８から抽出することにより、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００においては、撮像時間を大幅に短縮することが可能となる。 As can also be seen from FIG. 4, the region of interest 9 in the second scan is a much smaller region compared to the region 8 scanned in the first scan. Therefore, by extracting the region of interest 9 in the second scan from the region 8, in the magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the first embodiment, the imaging time can be significantly shortened.

続いて、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、ステップＳ１２０により抽出された軟骨領域及び設定された関心領域９に基づいて、第２のスキャンにおけるスライス方向を決定する（ステップＳ１２０）。例えば、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、第２のスキャンにおけるスライス枚数が最小となるように、第２のスキャンにおけるスライス方向を決定する。一例として、関心領域９が長方形である場合、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、関心領域９の短辺に対応する方向がスライス方向となるように、スライス方向を決定する。 Subsequently, the processing circuit 150 determines the slice direction in the second scan based on the cartilage region extracted in step S120 and the set region of interest 9 by the extraction function 137 (step S120). For example, the processing circuit 150 uses the extraction function 137 to determine the slice direction in the second scan such that the number of slices in the second scan is minimized. As an example, when the region of interest 9 is rectangular, the processing circuit 150 determines the slice direction by the extraction function 137 so that the direction corresponding to the short side of the region of interest 9 is the slice direction.

かかる状況が、図５に示されている。まず、図５（ａ）の場合のように、関心領域９が横長の場合、すなわち、辺９ａの長さより辺９ｂの長さが大きい場合を考える。かかる場合、辺９ａが短辺となる。このような場合、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、辺９ａの方向を、第２のスキャンにおけるスライス方向に設定する。スライス方向をこのような方向にすることで、シーケンス制御回路１２０は、第２のスキャンにおけるスライス枚数を最小にすることができ、従って、第２のスキャンに係る撮像時間を短縮することができる。 Such a situation is illustrated in FIG. First, as in the case of FIG. 5A, consider the case where the region of interest 9 is horizontally long, that is, the case where the length of the side 9b is larger than the length of the side 9a. In such a case, the side 9a is a short side. In such a case, the processing circuit 150 causes the extraction function 137 to set the direction of the side 9a to the slice direction in the second scan. By setting the slice direction to such a direction, the sequence control circuit 120 can minimize the number of slices in the second scan, and thus can shorten the imaging time for the second scan.

また、図５（ｂ）の場合のように関心領域９が縦長の場合、すなわち、辺９ｂの長さより辺９ａの長さが大きい場合を考える。かかる場合、辺９ｂが短辺となる。このような場合、処理回路１５０は、抽出機能１３７により、辺９ｂの方向を、第２のスキャンにおけるスライス方向に設定する。スライス方向をこのような方向にすることで、シーケンス制御回路１２０は、第２のスキャンにおけるスライス枚数を最小にすることができ、従って、第２のスキャンに係る撮像時間を短縮することができる。 Further, as in the case of FIG. 5B, it is assumed that the region of interest 9 is vertically long, ie, the case where the length of the side 9a is larger than the length of the side 9b. In such a case, the side 9 b is a short side. In such a case, the processing circuit 150 causes the extraction function 137 to set the direction of the side 9 b to the slice direction in the second scan. By setting the slice direction to such a direction, the sequence control circuit 120 can minimize the number of slices in the second scan, and thus can shorten the imaging time for the second scan.

続いて、シーケンス制御回路１２０は、ステップＳ１１０で抽出機能１３７により抽出された軟骨領域に対して、抽出機能１３７により決定された関心領域９及びステップＳ１２０で抽出機能１３７により決定されたスライス方向で、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンを実行する（ステップＳ１３０）。一例として、シーケンス制御回路１２０は、抽出機能１３７により抽出された軟骨領域に対して、抽出機能１３７により決定されたスライス方向で、図２に示されたパルスシーケンスを実行する。すなわち、シーケンス制御回路１２０は、９０度パルス１を印加し、スピンロックパルス２ａ、２ｂ等を印加し、９０度パルス３を印加した後、データ収集シーケンスを実行してデータ収集４を実行する。ここで、シーケンス制御回路１２０は、第２のスキャンとして、ＴＳＬ（ＴｉｍｅＯｆＳｐｉｎＬｏｃｋ）の異なる複数のスキャンを実行する。 Subsequently, the sequence control circuit 120 applies the region of interest 9 determined by the extraction function 137 and the slice direction determined by the extraction function 137 in step S120 to the cartilage region extracted by the extraction function 137 in step S110. A second scan is performed to generate a T1ρ image (step S130). As an example, the sequence control circuit 120 executes the pulse sequence shown in FIG. 2 on the cartilage region extracted by the extraction function 137 in the slice direction determined by the extraction function 137. That is, the sequence control circuit 120 applies the 90 degree pulse 1, applies the spin lock pulses 2a, 2b, etc., applies the 90 degree pulse 3, and executes the data acquisition sequence to execute the data acquisition 4. Here, the sequence control circuit 120 executes a plurality of different scans of Time Of Spin Lock (TSL) as a second scan.

続いて、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、ステップＳ１３０で実行された第２のスキャンにより得られたデータに基づいて、スピン格子緩和時定数であるＴ１ρの情報を反映した画像であるＴ１ρ画像を生成する（ステップＳ１４０）。すなわち、シーケンス制御回路１２０は、画像生成機能１３６により、ＴＳＬの異なる複数のスキャンにより得られた画像に基づいて、Ｔ１ρ画像を生成する。 Subsequently, the processing circuit 150 causes the image generation function 136 to generate an image T1ρ that is an image reflecting the information on the spin lattice relaxation time constant T1ρ based on the data obtained by the second scan performed in step S130. An image is generated (step S140). That is, the sequence control circuit 120 causes the image generation function 136 to generate a T1ρ image based on the images obtained by a plurality of scans with different TSLs.

なお、実施形態はこれに限られない。 The embodiment is not limited to this.

ステップＳ１１０及びステップＳ１２０において、処理回路１５０が抽出機能１３７により、第２のスキャンにおける関心領域を自動抽出する場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、ステップＳ１１０及びステップＳ１２０において、処理回路１５０は、ユーザからの入力を受け付けて手動で第２のスキャンにおける関心領域を抽出してもよい。 Although the case where the processing circuit 150 automatically extracts the region of interest in the second scan by the extraction function 137 has been described in step S110 and step S120, the embodiment is not limited to this. For example, in steps S110 and S120, the processing circuit 150 may receive an input from the user and manually extract the region of interest in the second scan.

かかる場合、ステップＳ１１０において処理回路１５０が抽出機能１３７により第２のスキャンにおける関心領域９を自動抽出する代わりに、処理回路１５０は、制御機能１３３により、第１のスキャンにより生成された画像を、ディスプレイ１３５に表示させ、入力インタフェース１３４を通じて、ユーザから、軟骨領域の入力または関心領域９の入力を受け付ける。処理回路１５０は、制御機能１３３により、ユーザから受け付けた入力に基づいて、第２のスキャンにおける関心領域９等の設定を行う。 In such a case, instead of the processing circuit 150 automatically extracting the region of interest 9 in the second scan by the extraction function 137 in step S110, the processing circuit 150 controls the image generated by the first scan by the control function 133, The information is displayed on the display 135, and the input of the cartilage region or the input of the region of interest 9 is received from the user through the input interface 134. The processing circuit 150 causes the control function 133 to set the region of interest 9 and the like in the second scan based on the input received from the user.

また、ステップＳ１２０において処理回路１５０が抽出機能１３７によりスライス方向を自動決定する代わりに、処理回路１５０は、制御機能１３３により、ユーザからスライス方向の入力を受け付けても良い。 Further, instead of the processing circuit 150 automatically determining the slice direction by the extraction function 137 in step S120, the processing circuit 150 may receive an input of the slice direction from the user by the control function 133.

ステップＳ１００において、第２のスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置１００が、第１のスキャンを実行し、軟骨領域を抽出するための画像を生成する場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、軟骨領域を抽出するための画像は、磁気共鳴イメージング装置１００とは異なる磁気共鳴イメージング装置が実行するスキャンにより生成された画像であってもよい。また、軟骨領域を抽出するための画像は、Ｘ線ＣＴ装置等、磁気共鳴イメージング装置１００とは異なるモダリティが実行するスキャンにより生成された画像であってもよい。処理回路１５０は、制御機能１３３により、例えばＤＩＣＯＭ（ＤｉｇｉｔａｌＩｍａｇｉｎｇａｎｄＣｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ）等のフォーマットにより、ＰＡＣＳ（ＰｉｃｔｕｒｅＡｒｃｈｉｖｉｎｇａｎｄＣｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍ）等を用いて、異なる磁気共鳴イメージング装置や異なるモダリティにて生成された画像を取得することができる。 In step S100, the magnetic resonance imaging apparatus 100 performing the second scan executes the first scan to generate the image for extracting the cartilage region, but the embodiment is limited to this. Absent. For example, the image for extracting the cartilage region may be an image generated by a scan performed by a magnetic resonance imaging apparatus different from the magnetic resonance imaging apparatus 100. The image for extracting the cartilage region may be an image generated by a scan performed by a modality different from the magnetic resonance imaging apparatus 100, such as an X-ray CT apparatus. The processing circuit 150 is generated by the control function 133 using, for example, a format such as DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) or the like, using PACS (Picture Archiving and Communication System) or the like with different magnetic resonance imaging apparatuses or different modalities. Images can be acquired.

また、シーケンス制御回路１２０は、ステップＳ１３０において、複数のセグメントに分けて、第２のスキャンを実行してもよい。ここで、セグメント数を増やした場合、１回のスピンロックパルスの印加に対して収集される領域は減少するが、画像のコントラストは増加する。一方、セグメント数を増やした場合、撮像時間は増加する。 In addition, the sequence control circuit 120 may execute the second scan by dividing it into a plurality of segments in step S130. Here, when the number of segments is increased, the area acquired for one application of spin lock pulses decreases but the contrast of the image increases. On the other hand, when the number of segments is increased, the imaging time is increased.

かかる状況が、図６に示されている。図６（ａ）は、分割するセグメント数が少ない場合、例えば、セグメント数が「２」である場合にステップＳ１３０においてシーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの例を示す。また、図６（ｂ）は、分割するセグメント数が多い場合、例えば、セグメント数が「４」である場合にステップＳ１３０においてシーケンス制御回路１２０が実行するパルスシーケンスの例を示す。 Such a situation is illustrated in FIG. FIG. 6A shows an example of a pulse sequence that the sequence control circuit 120 executes in step S130 when the number of segments to be divided is small, for example, when the number of segments is "2". FIG. 6B shows an example of a pulse sequence executed by the sequence control circuit 120 in step S130 when the number of segments to be divided is large, for example, when the number of segments is "4".

図６（ａ）のように、分割するセグメント数が少ない場合、１回のスピンロックパルスあたり、より多くの領域のデータを収集する必要があるので、データ収集５の時間は長くなる。一方、図６（ｂ）のように、分割するセグメント数が大きい場合、１回のスピンロックパルスあたりデータ収集する必要がある領域は小さくなる。よって、データ収集６の時間は短くなる。 As shown in FIG. 6A, when the number of segments to be divided is small, it is necessary to collect data of more regions per spin lock pulse, so the time of data collection 5 becomes longer. On the other hand, as shown in FIG. 6B, when the number of segments to be divided is large, the area required to collect data per spin lock pulse becomes smaller. Therefore, the time of data collection 6 becomes short.

ここで、データ収集が行われる時刻が、９０度パルス３の印加時刻から長時間経過してしまうと、収集されるデータに、Ｔ１ρ成分以外の要素が大きく含まれてしまう。よって、かかるデータの質は低下してしまう。従って、例えばデータ収集５において期間１１に収集されたデータ及びデータ収集６において期間１３に収集されたデータの質は、９０度パルス３の印加時刻から長時間系経過していないため大きくは低下しないが、例えばデータ収集５において期間１２に収集されたデータの質は、９０度パルス３の印加時刻から長時間経過しているため、低下してしまう。従って、分割するセグメント数が少ない場合、画像のコントラストは低下し、逆に分割するセグメント数が多い場合、画像のコントラストは向上する。 Here, if the time when data collection is performed passes for a long time from the application time of the 90-degree pulse 3, data to be collected will largely include an element other than the T1 rho component. Therefore, the quality of such data is degraded. Therefore, for example, the quality of the data collected in period 11 in data collection 5 and the data collected in period 13 in data collection 6 does not significantly decrease since the system has not passed for a long time since the application time of 90 degree pulse 3 However, for example, the quality of data collected in the period 12 in the data collection 5 is degraded since a long time has passed since the application time of the 90-degree pulse 3. Therefore, when the number of segments to be divided is small, the contrast of the image decreases, and conversely, the contrast of the image improves if the number of segments to be divided is large.

一方、例えばセグメント数が「４」の場合、セグメント数が「２」の場合と比較して、１回のスピンロックパルスの印加あたりに収集されるデータの量は半分になるので、スピンロックパルスの印加回数は２倍になり、撮像時間は増加する。従って、分割するセグメント数が少ない場合、撮像時間は減少し、逆に分割するセグメント数が多い場合、撮像時間は増加する。 On the other hand, for example, when the number of segments is “4”, compared to the case where the number of segments is “2”, the amount of data collected per application of one spin lock pulse is halved, so the spin lock pulse The number of times of application is doubled, and the imaging time is increased. Therefore, when the number of segments to be divided is small, the imaging time decreases, and conversely, when the number of segments to be divided is large, the imaging time increases.

従って、シーケンス制御回路１２０は、ユーザから予め指定されたセグメント数で、ステップＳ１３０において、複数のセグメントに分けて、第２のスキャンを実行してもよい。 Therefore, the sequence control circuit 120 may execute the second scan by dividing into a plurality of segments in step S130 with the number of segments designated in advance by the user.

例えば、シーケンス制御回路１２０は、ステップＳ１００の実行前に、分割するセグメント数を変えて、複数のセグメント数で、それぞれＴ１ρ画像を生成するための試験的なスキャンを実行してもよい。例えば、シーケンス制御回路１２０は、セグメント数が「２」、「４」及び「８」で、合計３回、試験的なスキャンを実行する。処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、当該複数のセグメント数それぞれで実行されたスキャンごとに、Ｔ１ρ画像を生成する。例えば、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、セグメント数が「２」に対応するＴ１ρ画像、セグメント数が「４」に対応するＴ１ρ画像、セグメント数が「８」に対応するＴ１ρ画像を生成する。処理回路１５０は、制御機能１３３により、それらのＴ１ρ画像をディスプレイ１３５に表示させ、入力インタフェース１３４を通じて、ユーザから、ステップＳ１３０において第２のスキャンが実行されるセグメント数の値の入力を受け付ける。シーケンス制御回路１２０は、処理回路１５０がユーザから受け付けたセグメント数で、ステップＳ１３０において第２のスキャンを実行する。 For example, before execution of step S100, the sequence control circuit 120 may change the number of segments to be divided, and execute a trial scan for generating a T1 で image with a plurality of segment numbers. For example, the sequence control circuit 120 executes a trial scan a total of three times with the number of segments “2”, “4” and “8”. The processing circuit 150 causes the image generation function 136 to generate a T1ρ image for each scan executed for each of the plurality of segments. For example, the processing circuit 150 generates, using the image generation function 136, a T1ρ image corresponding to the segment number “2”, a T11 image corresponding to the segment number “4”, and a T1T image corresponding to the segment number “8”. Do. The processing circuit 150 causes the control function 133 to display those T1ρ images on the display 135, and accepts, from the user, an input of the value of the number of segments for which the second scan is to be executed in step S130 through the input interface 134. The sequence control circuit 120 executes the second scan in step S130 with the number of segments accepted by the processing circuit 150 from the user.

なお、セグメント数を決定するための試験的なスキャンや、セグメント数の決定は、患者ごと、撮影ごとに行われる必要はなく、ユーザは例えば一度決定されたセグメント数で、多数の患者の撮影をおこなってもよい。 In addition, the trial scan for determining the number of segments and the determination of the number of segments do not need to be performed for each patient and for each imaging, and the user can perform imaging of a large number of patients, for example with the number of segments determined once. You may do it.

以上のように、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、膝軟骨の撮像において、撮像時間を短縮することができる。 As described above, according to the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment, the imaging time can be shortened in imaging of the knee cartilage.

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、図７〜図１０を用いて、Ｔ１ρ画像に係るスキャン（第２のスキャン）の待ち時間に、別の種類のスキャンを実行する場合や、Ｔ１ρ画像を、他の種類の画像と合成し合成画像を生成する場合について説明する。 Second Embodiment
In the second embodiment, another type of scan is executed in the waiting time of the scan (second scan) relating to the T1ρ image using FIGS. A case of combining with the image of to generate a combined image will be described.

図７は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００が行う処理の手順を示したフローチャートである。 FIG. 7 is a flowchart showing the procedure of processing performed by the magnetic resonance imaging apparatus 100 according to the second embodiment.

はじめに、図３で説明したステップＳ１００からステップＳ１２０までの処理が、必要に応じて実行される。続いて、図３のステップＳ１３０及びステップＳ１４０の代わりに、図７のステップＳ２００〜ステップＳ２３０の処理が実行される。 First, the processes from step S100 to step S120 described with reference to FIG. 3 are performed as necessary. Subsequently, instead of steps S130 and S140 of FIG. 3, the processes of steps S200 to S230 of FIG. 7 are performed.

シーケンス制御回路１２０は、Ｔ１ρ画像に係るスキャンを実行するとともに、待ち時間に別のスキャンを実行する（ステップＳ２００）。かかる状況が、図８に示されている。図８は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスの一例である。 The sequence control circuit 120 executes a scan related to the T11 image and executes another scan in the waiting time (step S200). Such a situation is illustrated in FIG. FIG. 8 is an example of a pulse sequence executed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment.

第１の実施形態と同様に、シーケンス制御回路１２０は、９０度パルス１を印加したのち、スピンロックパルス２ａ、２ｂ等を印加し、９０度パルス３を再び印加した後データ収集４を行うことにより、ＴＳＬの異なる複数のスキャンを行う。ここで、データ収集４が終了する直後は、縦磁化は緩和しておらず、このタイミングで次の９０度パルス１を印加すると正しいデータが得られない場合がある。従って、データ収集４の終了から次の９０度パルス１の印加まで、ＴＳＬの異なる複数のスキャンが実行されていない時間である待ち時間１０が必要となる。第２の実施形態において、シーケンス制御回路１２０は、ＴＳＬの異なるスキャンが実行されていない時間である待ち時間１０に、第２のスキャンとは異なるスキャンである第３のスキャン７を実行する。第３のスキャン７としては、例えば、Ｔ１ρ撮像前後に通常実施するであろう種類のスキャンが選ばれる。例えば、シーケンス制御回路１２０は、待ち時間１０に、プロトン密度（ＰＤ）強調画像を生成するためのスキャンやＴ２強調画像を生成するためのスキャンを、第３のスキャン７として実行する。第３のスキャン７としては、例えば小さなフリップ角で撮像が可能な種類のスキャンが、例えば選択される。シーケンス制御回路１２０は、第２のスキャンとして、ＴＳＬの異なる複数のスキャンを実行するので、待ち時間１０に実行される第３のスキャン７も、複数のスキャンから構成される。これらの複数のスキャンは、同一の撮像条件で行われる同じ種類のスキャンであってもよいし、撮像条件を少しずつ変えながら実行される同じ種類のスキャンであってもよいし、違う種類のスキャンから構成されてもよい。 As in the first embodiment, the sequence control circuit 120 applies the 90-degree pulse 1 and then applies the spin lock pulses 2 a and 2 b etc. and applies the 90-degree pulse 3 again to perform data collection 4. Perform different scans of TSL. Here, the longitudinal magnetization is not relaxed immediately after the data collection 4 ends, and when the next 90 degree pulse 1 is applied at this timing, correct data may not be obtained. Therefore, from the end of data collection 4 to the application of the next 90 ° pulse 1, a waiting time 10 is required which is a time during which a plurality of different TSL scans are not performed. In the second embodiment, the sequence control circuit 120 executes a third scan 7 which is a scan different from the second scan, at a waiting time 10 which is a time during which a different scan of the TSL is not performed. As the third scan 7, for example, a type of scan that is usually performed before and after T11 imaging is selected. For example, the sequence control circuit 120 executes a scan for generating a proton density (PD) -weighted image and a scan for generating a T2-weighted image as a third scan 7 at the waiting time 10. As the third scan 7, for example, a scan of a type capable of imaging at a small flip angle is selected, for example. Since the sequence control circuit 120 executes a plurality of different scans of TSL as the second scan, the third scan 7 executed at the waiting time 10 is also composed of a plurality of scans. The plurality of scans may be the same type of scan performed under the same imaging condition, may be the same type of scan performed while gradually changing the imaging condition, or may be different types of scans May be composed of

なお、シーケンス制御回路１２０は、ＴＳＬに応じて、待ち時間１０の間に実施する第３のスキャン７に含まれる各スキャンを実行してもよい。例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＴＳＬに応じて、分解能や関心領域の大きさを変化させながら、第３のスキャン７に含まれる各スキャンを実行する。一例として、ＴＳＬが小さい場合には、次の９０度パルス１の印加までの待ち時間１０は大きくなることから、第３のスキャン７としては、高分解能での撮影が可能になる。従って、シーケンス制御回路１２０は、ＴＳＬが小さい場合には、待ち時間１０に実行する第３のスキャン７を高分解能のスキャンとし、ＴＳＬが大きい場合には、待ち時間１０に実行する第３のスキャン７を低分解能のスキャンとする。また、例えば、シーケンス制御回路１２０は、ＴＳＬが小さい場合には、待ち時間１０に実行する第３のスキャン７の関心領域の大きさを大きくし、ＴＳＬが大きい場合には、待ち時間１０に実行する第３のスキャン７の関心領域の大きさを小さくしてもよい。 The sequence control circuit 120 may execute each scan included in the third scan 7 performed during the waiting time 10 according to the TSL. For example, the sequence control circuit 120 executes each scan included in the third scan 7 while changing the resolution and the size of the region of interest according to the TSL. As one example, when the TSL is small, the waiting time 10 until the application of the next 90 degree pulse 1 becomes large, so that imaging with high resolution becomes possible as the third scan 7. Therefore, when the TSL is small, the sequence control circuit 120 sets the third scan 7 to be performed in the waiting time 10 as a high resolution scan, and when the TSL is large, the third scan to be performed in the waiting time 10 Let 7 be a low resolution scan. Also, for example, if the TSL is small, the sequence control circuit 120 increases the size of the region of interest of the third scan 7 to be performed in the waiting time 10, and performs the waiting time 10 if the TSL is large. The size of the region of interest of the third scan 7 may be reduced.

続いて、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、Ｔ１ρ画像に係るスキャンである第２のスキャンにより得られたデータに基づいて、第１の画像を生成する（ステップＳ２１０）。例えば、図９のパネル２０に示されているように、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、ＴＳＬの異なる複数のスキャンである第２のスキャンに基づいて得られたデータから、異なるＴＳＬそれぞれに対応する第１の画像２０ａ〜２０ｄを生成する。 Subsequently, the processing circuit 150 generates a first image based on the data obtained by the second scan, which is a scan related to the T1 係る image, by the image generation function 136 (step S210). For example, as shown in the panel 20 of FIG. 9, the processing circuit 150 may use the image generation function 136 to generate different TSLs from the data obtained based on the second scans, which are a plurality of different TSL scans. The first images 20a to 20d corresponding to are generated.

また、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、待ち時間１０に実行されたスキャンである第３のスキャン７により得られたデータに基づいて、第２の画像を生成する（ステップＳ２２０）。例えば、図９のパネル３０に示されているように、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、待ち時間１０に実行された第３のスキャン７に含まれる各スキャンに基づいて得られたデータから、第２の画像３０ａ〜３０ｄを生成する。 In addition, the processing circuit 150 generates a second image based on the data obtained by the third scan 7 which is a scan performed in the waiting time 10 by the image generation function 136 (step S220). For example, as shown in panel 30 of FIG. 9, the processing circuit 150 may use the image generation function 136 to obtain data obtained based on each scan included in the third scan 7 executed at the waiting time 10. To generate second images 30a to 30d.

続いて、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、ステップＳ２１０において生成された第１の画像及びステップＳ２２０において生成された第２の画像に基づいて、合成画像を生成する（ステップＳ２３０）。例えば、図９に示されているように、処理回路１５０は、第２のスキャンにより得られた画像である第１の画像２０ａ〜２０ｄと第３のスキャンにより得られた画像である第２の画像３０ａ〜３０ｄとを合成して、合成画像４０を生成する。 Subsequently, the processing circuit 150 generates a composite image based on the first image generated in step S210 and the second image generated in step S220 by the image generation function 136 (step S230). For example, as shown in FIG. 9, the processing circuit 150 may be configured to generate the first images 20a to 20d, which are the images obtained by the second scan, and the second images, which are the images obtained by the third scan. The images 30a to 30d are combined to generate a combined image 40.

また、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、第１のスキャンにより得られた画像と、第２のスキャンにより得られた画像を合成して、合成画像を生成してもよい。例えば、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、第１のスキャンにより得られた画像である画像２５と、第２のスキャンにより得られた画像である第１の画像２０ａ〜２０ｂとを合成して、合成画像４０を生成してもよい。 In addition, the processing circuit 150 may combine the image obtained by the first scan and the image obtained by the second scan by the image generation function 136 to generate a combined image. For example, the processing circuit 150 combines the image 25 which is an image obtained by the first scan and the first images 20 a to 20 b which is an image obtained by the second scan by the image generation function 136. The composite image 40 may be generated.

かかる合成画像４０の例が、図１０に示されている。図１０は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が生成する画像の一例を示した図である。合成画像４０は、膝全体の画像と、膝軟骨部のＴ１ρ画像が合成された合成画像であるため、ユーザは、膝全体の情報と、膝軟骨部分のＴ１ρの情報とを、１画像内で同時に参照することができる。その結果、ユーザの利便性が向上する。 An example of such a composite image 40 is shown in FIG. FIG. 10 is a view showing an example of an image generated by the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. Since the composite image 40 is a composite image obtained by combining the image of the entire knee and the T1ρ image of the knee cartilage, the user can obtain information on the entire knee and information of T1ρ on the knee cartilage in one image. You can refer to it at the same time. As a result, the convenience of the user is improved.

また、例えば、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、第１のスキャンにより得られた画像である画像２５と、第３のスキャン７により得られた画像である第２の画像３０ａ〜３０ｄとを合成して、合成画像４０を生成してもよい。 In addition, for example, the processing circuit 150 causes the image generation function 136 to generate an image 25 which is an image obtained by the first scan, and second images 30 a to 30 d which is an image obtained by the third scan 7. May be synthesized to generate a synthesized image 40.

また、例えば、処理回路１５０は、画像生成機能１３６により、第１のスキャンにより得られた画像である画像２５と、第２のスキャンにより得られた画像である第１の画像２０ａ〜２０ｄとを合成して、合成画像４０を生成してもよく、更に第３のスキャン７により得られた画像である第２の画像３０ａ〜３０ｄとを合成して、合成画像４０を生成してもよい。 Further, for example, the processing circuit 150 causes the image generation function 136 to generate the image 25 which is an image obtained by the first scan and the first images 20 a to 20 d which are the images obtained by the second scan. The composite image 40 may be generated by combining, and the composite image 40 may be generated by combining with the second images 30 a to 30 d that are images obtained by the third scan 7.

ステップＳ２００において、シーケンス制御回路１２０は、第３のスキャンの実行のため、必要に応じて、脂肪抑制パルスや反転パルス等を、スピンロックパルス２ａ等の前後で印加してもよい。 In step S200, the sequence control circuit 120 may apply a fat suppression pulse, a reverse pulse, and the like before and after the spin lock pulse 2a and the like, as necessary, to execute the third scan.

また、ステップＳ２００において、シーケンス制御回路１２０が、第３のスキャンに含まれる各スキャンを同一のスキャンする場合、処理回路１５０が画像生成機能１３６により、それら各スキャンのデータを積算（アベレージング）して、画像を生成してもよい。これにより、画像のＳＮ比を向上させることができる。 In step S200, when the sequence control circuit 120 performs the same scan for each scan included in the third scan, the processing circuit 150 integrates (averages) the data of each scan using the image generation function 136. May generate an image. Thereby, the SN ratio of the image can be improved.

以上のように、第２の実施形態においては、待ち時間１０に別のスキャンが行われることで、トータルでの撮像時間を短縮することができる。また、合成画像４０が生成されることで、一つの画像に多くの情報量が含まれることになることから、ユーザは画像診断をより簡便に行うことができる。 As described above, in the second embodiment, by performing another scan in the waiting time 10, the total imaging time can be shortened. In addition, since a large amount of information is included in one image by generating the composite image 40, the user can perform image diagnosis more easily.

以上、少なくとも一つの実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００によれば、撮像時間を短縮することができる。 As described above, according to the magnetic resonance imaging apparatus 100 according to at least one embodiment, the imaging time can be shortened.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 While certain embodiments of the present invention have been described, these embodiments have been presented by way of example only, and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof as well as included in the scope and the gist of the invention.

１３７抽出機能
１２０シーケンス制御回路 137 Extraction Function 120 Sequence Control Circuit

Claims

被検体の軟骨領域を含んで実行された第１のスキャンにより得られた画像に基づいて、前記軟骨領域を抽出する抽出部と、
前記抽出部が抽出した前記軟骨領域に対して、Ｔ１ρ画像を生成するための第２のスキャンを実行するシーケンス制御部と
を備える磁気共鳴イメージング装置。 An extraction unit for extracting the cartilage region based on the image obtained by the first scan executed including the cartilage region of the subject;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a sequence control unit configured to execute a second scan for generating a T1ρ image on the cartilage region extracted by the extraction unit.

前記抽出部は、前記画像から特徴点を抽出し、抽出した前記特徴点を用いて、前記軟骨領域を抽出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the extraction unit extracts a feature point from the image, and extracts the cartilage region using the extracted feature point.

前記第１のスキャンは、３次元のＴ２強調画像を生成するためのスキャンである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the first scan is a scan for generating a three-dimensional T2-weighted image.

前記抽出部は、抽出した前記軟骨領域に基づいて、前記第２のスキャンにおけるスライス方向を決定し、
前記シーケンス制御部は、前記抽出部が決定した前記スライス方向で前記第２のスキャンを実行する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The extraction unit determines a slice direction in the second scan based on the extracted cartilage area,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the sequence control unit executes the second scan in the slice direction determined by the extraction unit.

前記第１のスキャンにより得られた画像と、前記第２のスキャンにより得られた画像とを合成して合成画像を生成する画像生成部を備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising an image generation unit configured to generate a composite image by combining the image obtained by the first scan and the image obtained by the second scan.

前記シーケンス制御部は、前記第２のスキャンとして、ＴＳＬ（ＴｉｍｅＯｆＳｐｉｎＬｏｃｋ）の異なる複数のスキャンを実行し、
前記ＴＳＬの異なる複数のスキャンにより得られた画像に基づいて、前記Ｔ１ρ画像を生成する画像生成部を更に備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The sequence control unit executes, as the second scan, a plurality of scans different in time of spin lock (TSL),
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising an image generation unit configured to generate the T1 画像 image based on images obtained by a plurality of different scans of the TSL.

前記シーケンス制御部は、前記ＴＳＬの異なる複数のスキャンが実行されていない時間である待ち時間に、第３のスキャンを実行する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the sequence control unit performs a third scan in a waiting time which is a time during which a plurality of different scans of the TSL are not performed.

前記シーケンス制御部は、前記ＴＳＬに応じて、前記第３のスキャンに含まれる各スキャンを実行する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the sequence control unit executes each scan included in the third scan according to the TSL.

前記画像生成部は、前記第１のスキャンにより得られた画像と、前記第２のスキャンにより得られた画像のうち少なくとも一方と、前記第３のスキャンにより得られた画像とを合成して合成画像を生成する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The image generation unit combines and combines at least one of the image obtained by the first scan, the image obtained by the second scan, and the image obtained by the third scan. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, which generates an image.