JP5230967B2 - Nuclear magnetic resonance imaging system - Google Patents

Description

本発明は、核磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置）において、アーチファクトおよび比吸収率を低減する技術に関する。特に、非直交系の走査における同技術に関する。   The present invention relates to a technique for reducing artifacts and specific absorptance in a nuclear magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus). In particular, it relates to the same technique in non-orthogonal scanning.

ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ信号（エコー信号）を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコード、周波数エンコードが付与される。計測されたエコー信号は、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 measures an NMR signal (echo signal) generated by a nuclear spin that constitutes a subject, particularly a human tissue, and forms the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. in a two-dimensional or three-dimensional manner. It is a device that images. In imaging, the echo signal is given different phase encoding and frequency encoding depending on the gradient magnetic field. The measured echo signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.

ＭＲＩ装置を用いた撮影では、スピンの励起に用いるＲＦパルスのエネルギーが人体に吸収される割合である比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ；ＳＡＲ）が高くなると、人体に対して発熱などの影響を与える。ＳＡＲと撮影パラメータとの間には以下の（式１）の関係がある。

ここでＢ_０は静磁場強度［Ｔ］、αはフリップ角［ｒａｄ］、Ｄはデューティーサイクル（単位時間当たりのＲＦパルス照射時間）である。（式１）より、ＳＡＲは静磁場強度の２乗に比例するため、ＭＲＩ装置の高磁場化によりＳＡＲの影響はより顕著なものとなる。また、デューティーサイクルに比例するため、特に１８０度のリフォーカスＲＦパルスを高速に照射する高速スピンエコーシーケンスや、短い繰り返し時間（ＴＲ）で励起ＲＦパルスを照射するＳＳＦＰシーケンスなどでＳＡＲが大きくなる。 In imaging using an MRI apparatus, if the specific absorption rate (SAR), which is the rate at which the RF pulse energy used for spin excitation is absorbed by the human body, increases, the human body is affected by heat generation and the like. . There is a relationship of the following (formula 1) between the SAR and the imaging parameter.

Here, B ₀ is the static magnetic field strength [T], α is the flip angle [rad], and D is the duty cycle (RF pulse irradiation time per unit time). From (Equation 1), since the SAR is proportional to the square of the static magnetic field strength, the influence of the SAR becomes more remarkable by increasing the magnetic field of the MRI apparatus. In addition, since it is proportional to the duty cycle, the SAR is increased particularly in a high-speed spin echo sequence that irradiates a 180-degree refocus RF pulse at a high speed or an SSFP sequence that irradiates an excitation RF pulse with a short repetition time (TR).

一般に、ＳＡＲを低減するためには、ＴＲを長くする（Ｄを小さくする）かフリップ角を小さくすればよい。しかし、ＴＲを長くすることにより撮影時間の延長やコントラストの変化、フリップ角を低くすることにより信号ノイズ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ； ＳＮＲ）の低下、などの影響がある。   In general, in order to reduce the SAR, it is only necessary to increase TR (decrease D) or decrease the flip angle. However, there are effects such as an increase in shooting time and a change in contrast by increasing TR, and a decrease in signal-to-noise ratio (SNR) by decreasing a flip angle.

そこで、このような問題に対し、２次元または３次元ｋ空間の位相エンコード量に応じてフリップ角を変化させ、ＲＦパワーを低減することでＳＡＲを低減する技術が提案されている（非特許文献１、特許文献１）。非特許文献１には、高速スピンエコーシーケンスを構成するリフォーカスパルスのフリップ角（フロップ角）を、特許文献１には、ＳＳＦＰシーケンスの励起パルスのフリップ角を、それぞれ位相エンコード量に応じて変更し、撮影全体のＳＡＲを低減する技術が開示されている。ここでは、計測空間（いわゆるｋ空間と呼ばれる空間）の低空間周波領域に配置されるエコー信号は、再構成画像のＳＮＲに強く寄与するため、ＳＮＲの高い、高フリップ角の信号を低空間周波領域に配置し、再構成画像のＳＮＲの低下を防いでいる。   Therefore, a technique for reducing the SAR by changing the flip angle and reducing the RF power according to the phase encoding amount in the two-dimensional or three-dimensional k-space has been proposed (Non-Patent Document). 1, Patent Document 1). Non-Patent Document 1 changes the flip angle (flop angle) of the refocus pulse constituting the fast spin echo sequence, and Patent Document 1 changes the flip angle of the excitation pulse of the SSFP sequence according to the phase encoding amount. A technique for reducing the SAR of the entire image is disclosed. Here, since the echo signal arranged in the low spatial frequency region of the measurement space (so-called k space) strongly contributes to the SNR of the reconstructed image, a signal with a high SNR and a high flip angle is converted into a low spatial frequency. Arranged in the area prevents the SNR of the reconstructed image from decreasing.

“Hyperechoes”、 Magnetic Resonance in Medicine 46: 6-12 (2001)“Hyperechoes”, Magnetic Resonance in Medicine 46: 6-12 (2001) 特表２００５−５２４４５３号公報JP 2005-524453 A

前述したように、高磁場のＭＲＩ装置を用いる撮影ではｋ空間位置によってフリップ角を可変にし、ＲＦパワーを低減することでＳＡＲを低減させる。上記文献に開示の方法では、ＳＮＲの低下を防ぐため、ＳＮＲへの寄与が小さいｋ空間の高空間周波数領域に配置されるエコー信号を低いフリップ角のＲＦパルスで計測するよう、位相エンコード量の絶対値（３次元撮影の場合は、位相エンコード量とスライスエンコード量の合成量）に応じてフリップ角を制御する。これは、ｋ空間をｋｘ軸またはｋｙ軸に沿ってサンプリングする直交座標系の走査（直交系計測）では有効である。   As described above, in imaging using a high magnetic field MRI apparatus, the SAR is reduced by making the flip angle variable according to the k-space position and reducing the RF power. In the method disclosed in the above document, in order to prevent a decrease in SNR, the phase encoding amount is set so that an echo signal arranged in a high spatial frequency region of k-space that has a small contribution to SNR is measured with a low flip angle RF pulse. The flip angle is controlled in accordance with the absolute value (in the case of three-dimensional imaging, the combined amount of the phase encoding amount and the slice encoding amount). This is effective in orthogonal coordinate system scanning (orthogonal measurement) in which the k space is sampled along the kx axis or the ky axis.

直交系計測に対し、原点を中心に放射線状やラセン状にｋ空間を走査する非直交系の走査（非直交系計測）がある。非直交系計測では、１つのエコー信号でもｋｙ軸（位相エンコード方向）について異なる値をとるため、上述の方法でＳＮＲの低下を防ぐことができない。   For orthogonal system measurement, there is non-orthogonal system scanning (non-orthogonal system measurement) in which the k-space is scanned radially or helically around the origin. In non-orthogonal measurement, even one echo signal takes different values for the ky axis (phase encoding direction), and thus the SNR cannot be prevented by the above-described method.

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交系計測において、ＳＡＲを低減させつつ、良好なＳＮＲを持たせる技術を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 an object of the present invention is to provide a technique for providing good SNR while reducing SAR in non-orthogonal measurement.

本発明は、ＳＡＲ低減のため、非直交系計測内でフリップ角を変化させる。取得したエコー信号の各サンプリングデータの直交系座標（直交系グリッド）への再配置（グリッディング）において、ｋ空間の低空間周波数領域の格子点にＳＮＲの良好なサンプリングデータが高い寄与率で再配置されるようフリップ角に応じた重み係数を用いる。   The present invention changes the flip angle within non-orthogonal measurement to reduce SAR. In the rearrangement (gridding) of each sampling data of the acquired echo signal to the orthogonal system coordinates (orthogonal system grid), sampling data with good SNR is re-established at a high contribution rate to the lattice points in the low spatial frequency region of k-space. A weighting coefficient corresponding to the flip angle is used so as to be arranged.

具体的には、高周波磁場パルスおよび傾斜磁場パルスを制御し、非直交系計測空間データとなるエコー信号を計測する撮影手段と、前記非直交系計測空間データを直交系計測空間データに再配置するグリッディング手段と、前記直交系計測空間データを再構成して画像化する画像形成手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記撮影手段は、前記非直交系計測空間データの収集に用いる高周波磁場パルスに複数種のフリップ角を設定するフリップ角設定手段を備え、前記グリッディング手段は、フリップ角の異なる非直交系計測空間データを用いて前記再配置を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

Specifically, imaging means for controlling the high-frequency magnetic field pulse and the gradient magnetic field pulse to measure an echo signal as non-orthogonal measurement space data, and rearranging the non-orthogonal measurement space data in the orthogonal measurement space data A magnetic resonance imaging apparatus comprising a gridding means and an image forming means for reconstructing and imaging the orthogonal measurement space data, wherein the imaging means is a high frequency used for collecting the non-orthogonal measurement space data Magnetic resonance imaging, comprising: flip angle setting means for setting a plurality of types of flip angles in a magnetic field pulse, wherein the gridding means performs the rearrangement using non-orthogonal measurement space data having different flip angles. Providing equipment.

本発明によれば、アーチファクトの少ない画像を再構成可能な非直交系計測において、ＳＡＲを低減させつつ、良好なＳＮＲを持たせることができる。   According to the present invention, in non-orthogonal measurement capable of reconstructing an image with few artifacts, it is possible to provide a favorable SNR while reducing the SAR.

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、添付図面に従って本発明の実施形態について説明する。なお、本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け、その繰り返しの説明は省略する。最初に、第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の全体構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備える。 << First Embodiment >>
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiments, and the repetitive description thereof is omitted. First, an overall outline of the MRI apparatus of the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment. The MRI apparatus 100 obtains a tomographic image of a subject using an NMR phenomenon. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, and a reception system 6. A signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8.

静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１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ている。   The static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1 if the vertical magnetic field method is used, and in the body axis direction if the horizontal magnetic field method is used. Thus, a permanent magnet type, normal conduction type or superconducting type static magnetic field generation source is arranged around the subject 1.

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して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方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）とを印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。   The gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which is a coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and a gradient magnetic field power source 10 that drives each gradient magnetic field coil. The gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are applied in the three axial directions of X, Y, and Z by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with a command from the sequencer 4 described later. At the time of imaging, a slice direction gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 1, and the remaining two orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other. A phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in one direction, and position information in each direction is encoded in the echo signal.

シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、ＲＦパルスという）と傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加するよう各部を制御する。ＣＰＵ８の制御に従って動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。   The sequencer 4 controls each unit so as to repeatedly apply a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as an RF pulse) and a gradient magnetic field pulse according to a predetermined pulse sequence. It operates according to the control of the CPU 8, and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.

送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａとを備える。送信系５は、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２によって振幅変調し、振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスを被検体１に照射する。   The transmission system 5 irradiates the subject 1 with an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, and a high-frequency amplifier. 13 and a high frequency coil (transmission coil) 14a on the transmission side. The transmission system 5 amplitude-modulates the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 by a modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, amplifies the amplitude-modulated high-frequency pulse by the high-frequency amplifier 13, and then approaches the subject 1. Then, the object 1 is irradiated with an RF pulse by being supplied to the transmitting coil 14a.

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを備える。送信コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のエコー信号が被検体１に近接して配置された受信コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。   The receiving system 6 detects an NMR signal (echo signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1. The receiving system 6 receives a high-frequency coil (receiving coil) 14 b on the receiving side and a signal amplifier 15. And a quadrature phase detector 16 and an A / D converter 17. The echo signal of the response of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 14a is detected by the reception coil 14b arranged close to the subject 1, amplified by the signal amplifier 15, and then from the sequencer 4. Are divided into two orthogonal signals by the quadrature detector 16, converted into digital quantities by the A / D converter 17, and sent to the signal processing system 7.

信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等とを行うもので、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＲＯＭ２１、ＲＡＭ２２等のメモリと、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを備える。受信系６から受け取ったデータに対してＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等を実行した結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。   The signal processing system 7 performs various data processing and display and storage of processing results. The signal processing system 7 includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, a memory such as a ROM 21 and a RAM 22, and a display 20 including a CRT. With. The CPU 8 displays a tomographic image of the subject 1 as a result of the signal processing, image reconstruction, and the like performed on the data received from the receiving system 6 on the display 20 and records it on the magnetic disk 18 of the external storage device. .

操作部２５は、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や信号処理系７で行う処理の制御情報の入力インタフェースで、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４を備える。操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５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 operation unit 25 is an input interface for various control information of the MRI apparatus 100 and control information of processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24. The operation unit 25 is disposed in the vicinity of the display 20, and an operator controls various processes of the MRI apparatus 100 interactively through the operation unit 25 while looking at the display 20.

なお、送信コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種であって臨床で普及しているものは、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。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。   Note that the transmission coil 14a and the gradient magnetic field coil 9 may be opposed to the subject 1 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 in which the subject 1 is inserted, in the horizontal magnetic field method. For example, it is installed so as to surround the subject 1. The receiving coil 14b is disposed so as to face or surround the subject 1. At present, the nuclide to be imaged by the MRI apparatus, which is widely used clinically, is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject. Information on the spatial distribution of the proton density and the spatial distribution of the relaxation time of the excited state is imaged, thereby imaging the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. two-dimensionally or three-dimensionally.

次に、一般的な非直交系計測におけるデータの再構成手順を説明する。ここでは、非直交系計測の中のラディアルサンプリング計測と呼ばれる、計測空間の略一点を回転中心として回転角を変えながら放射状にサンプリングを行い、１枚の画像再構成に必要なデータを得る計測を例にあげて説明する。また、ここでは、１枚の画像を構成するために必要な位相エンコードデータの取得を複数のセグメントに分割して行うものとする。以下、このような計測を非直交系セグメント計測と呼ぶ。   Next, a data reconstruction procedure in general non-orthogonal measurement will be described. Here, the radial sampling measurement in non-orthogonal system measurement is used to obtain data necessary for image reconstruction by sampling radially while changing the rotation angle around one point in the measurement space. An example will be described. Further, here, it is assumed that the acquisition of the phase encoding data necessary for constituting one image is performed by dividing it into a plurality of segments. Hereinafter, such measurement is referred to as non-orthogonal segment measurement.

図２は、非直交系セグメント計測におけるデータの再構成の手順を説明するための図である。ここでは、説明を簡単にするために、セグメントの数を３とする。本図に示すように、非直交系セグメント計測においては、２軸方向、例えば、位相エンコード方向と周波数エンコード方向との傾斜磁場を組み合わせるとともに、両者の大きさの比率を変化させて計測を繰り返す。各セグメントにおいて取得したエコー信号は、ｋ空間原点を中心としてＧｘとＧｙとの比率で決まる傾斜を持つ走査線上にサンプリングされる（３１１、３１２、３１３）。セグメント単位で取得したデータ３１１、３１２、３１３をひとつの計測空間内に配置する（ステップ３０１）。そして、計測空間に配置されたデータに対してグリッディングと呼ばれる非直交系サンプリングデータを直交系サンプリングデータに変換する補間処理（以後、グリッディング処理と呼ぶ）を実施し、データを非直交座標系から直交座標系（直交系グリッド）に変換してｋ空間に再配置し（ステップ３０２）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ３０３）、画像化する（ステップ３０４）。   FIG. 2 is a diagram for explaining a data reconstruction procedure in non-orthogonal segment measurement. Here, in order to simplify the description, the number of segments is assumed to be 3. As shown in this figure, in non-orthogonal segment measurement, measurement is repeated while combining gradient magnetic fields in two axial directions, for example, a phase encoding direction and a frequency encoding direction, and changing the ratio of the magnitudes of both. The echo signal acquired in each segment is sampled on a scanning line having an inclination determined by the ratio of Gx and Gy with the k-space origin as the center (311, 312, 313). Data 311, 312, 313 acquired in units of segments are arranged in one measurement space (step 301). Then, interpolation processing for converting non-orthogonal sampling data called gridding into orthogonal sampling data (hereinafter referred to as gridding processing) is performed on the data arranged in the measurement space, and the data is non-orthogonal coordinate system. Is converted into an orthogonal coordinate system (orthogonal grid) and rearranged in the k space (step 302), and Fourier transform is performed on the rearranged data (step 303) to form an image (step 304).

グリッディング処理では、直交座標系の１つの格子点について、その点から一定距離にある非直交座標のデータを用いて当該格子点のデータを作成する。このとき、各サンプリングデータについて、当該データの直交系グリッドからの距離ｒの関数を重み係数Ｗとして作用させる。   In the gridding process, the data of the grid point is created for one grid point in the Cartesian coordinate system using the data of the non-orthogonal coordinates at a certain distance from the grid point. At this time, for each sampling data, a function of the distance r from the orthogonal grid of the data is applied as a weighting factor W.

次に、本実施形態の、非直交系セグメント計測においてフリップ角を変化させて行う計測（可変フリップ角非直交系セグメント計測と呼ぶ。）について説明する。図３は、可変フリップ角非直交系セグメント計測において、セグメント単位でフリップ角ＦＡを変化させる計測を説明するための図である。本図において、（ａ）は、フリップ角ＦＡと時間ｔとの関係を、（ｂ）は、各フリップ角で取得するエコー信号と時間ｔとの関係を、（ｃ）は、取得したエコー信号を計測空間に配置したイメージを、それぞれ示す。以下、本実施形態では、説明を簡単にするために、セグメントを３つとする。   Next, measurement (referred to as variable flip angle non-orthogonal segment measurement) performed by changing the flip angle in non-orthogonal segment measurement according to the present embodiment will be described. FIG. 3 is a diagram for explaining measurement for changing the flip angle FA in segment units in variable flip angle non-orthogonal segment measurement. In this figure, (a) shows the relationship between the flip angle FA and time t, (b) shows the relationship between the echo signal acquired at each flip angle and time t, and (c) shows the acquired echo signal. Each image is shown in the measurement space. Hereinafter, in this embodiment, in order to simplify the description, there are three segments.

本実施形態では、撮影全体のＳＡＲを低減するため、セグメント毎にフリップ角を変化させて撮像を行う。ここでは、セグメント２１１におけるフリップ角をＦＡ１、セグメント２１２におけるフリップ角をＦＡ２、セグメント２１３におけるフリップ角をＦＡ３とすると、ＦＡ１＞ＦＡ２＞ＦＡ３となるよう変化させる。本実施形態では、各セグメントにおいてフリップ角ＦＡを変化させているため、それぞれのセグメント２１１、２１２、２１３で取得したエコー信号（計測空間データ）２２１、２２２、２２３は、異なるＳＮＲを持つ。異なるＳＮＲを持つエコー信号２２１、２２２、２２３から得られたサンプリングデータは、図３（ｃ）２３１、２３２、２３３に示すようにそれぞれ計測空間に配置される。なお、フリップ角の変化は上述のものに限られない。ただし、磁化の運動を安定に保つために、徐々に高く、もしくは低くしていくのが望ましい。   In the present embodiment, in order to reduce the SAR of the entire shooting, imaging is performed by changing the flip angle for each segment. Here, assuming that the flip angle in the segment 211 is FA1, the flip angle in the segment 212 is FA2, and the flip angle in the segment 213 is FA3, FA1> FA2> FA3 is changed. In this embodiment, since the flip angle FA is changed in each segment, the echo signals (measurement space data) 221, 222, and 223 acquired in the segments 211, 212, and 213 have different SNRs. Sampling data obtained from echo signals 221, 222, and 223 having different SNRs are arranged in measurement spaces as shown in FIG. Note that the change in the flip angle is not limited to that described above. However, in order to keep the magnetization motion stable, it is desirable to gradually increase or decrease it.

次に、本実施形態の可変フリップ角非直交系セグメント計測におけるデータの再構成手順を説明する。なお、以下の処理は、信号処理系７のＣＰＵ８が予めＲＯＭ２１またはＲＡＭ２２に記憶されたプログラム、または、操作部２５を介して入力されたユーザからの指示に従って、ＲＯＭ２１またはＲＡＭ２２に記憶されたデータ、または、操作部を介してユーザから入力されたデータを用いて実行する。図４は、可変フリップ角非直交系セグメント計測におけるデータの再構成の手順を説明するための図である。データ再構成の手順は、上述の一般的な非直交系計測における手順と基本的に同様である。   Next, a data reconstruction procedure in variable flip angle non-orthogonal segment measurement of the present embodiment will be described. In the following processing, the CPU 8 of the signal processing system 7 stores the data stored in the ROM 21 or the RAM 22 in accordance with a program stored in the ROM 21 or the RAM 22 in advance, or in accordance with an instruction from the user input via the operation unit 25. Or it performs using the data input from the user via the operation part. FIG. 4 is a diagram for explaining a data reconstruction procedure in variable flip angle non-orthogonal segment measurement. The procedure of data reconstruction is basically the same as the procedure in the general non-orthogonal system measurement described above.

本実施形態では、セグメント毎にフリップ角を変化させているため、各セグメントで得られるエコー信号の信号強度は異なる。異なる信号強度のエコー信号から得られたサンプリングデータ１１１１、１１１２、１１１３を、ひとつの計測空間内に配置する（ステップ１１０１）。そして、グリッディング処理を行ってｋ空間に再配置し（ステップ１１０２）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ１１０３）、画像化する（ステップ１１０４）。   In this embodiment, since the flip angle is changed for each segment, the signal strength of the echo signal obtained in each segment is different. Sampling data 1111, 1112, 1113 obtained from echo signals having different signal intensities are arranged in one measurement space (step 1101). Then, gridding is performed and rearranged in the k space (step 1102), and the rearranged data is subjected to Fourier transform (step 1103) and imaged (step 1104).

上述のように本実施形態ではセグメント毎にフリップ角を変化させているため、全セグメントの信号を配置した計測空間には、フリップ角の異なるＲＦパルスによるエコー信号から得られたデータが混在する。従って、ＳＮＲに差があるエコー信号が計測空間の同じ空間周波数領域に配置される。この計測空間を従来の方法で再構成すると、再構成画像のＳＮＲに大きく寄与する低空間周波数領域にも低いフリップ角のＲＦパルスによるエコー信号も配置され、画像のＳＮＲが低下するとともに、信号強度差により画像にアーチファクトが生じる。   As described above, since the flip angle is changed for each segment in the present embodiment, data obtained from echo signals by RF pulses having different flip angles are mixed in a measurement space in which signals of all segments are arranged. Therefore, echo signals having a difference in SNR are arranged in the same spatial frequency region of the measurement space. When this measurement space is reconstructed by the conventional method, an echo signal by an RF pulse with a low flip angle is also arranged in a low spatial frequency region that greatly contributes to the SNR of the reconstructed image, and the SNR of the image is lowered and the signal intensity is reduced. The difference causes artifacts in the image.

そこで、本実施形態では、グリッディングする際に、再構成画像にアーチファクトの発生を低減させるように、距離ｒに加え、信号のフリップ角ＦＡに応じた重みをデータに付けて再配置する。各データに作用させる重みを重み関数Ｗと呼ぶ。本実施形態では、重み関数Ｗは、各サンプリングデータ（計測点）の直交系グリッドからの距離ｒの関数ｗ（ｒ）と、フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）からなる。   Therefore, in this embodiment, when gridding is performed, weights corresponding to the signal flip angle FA are added to the data and rearranged so as to reduce the occurrence of artifacts in the reconstructed image. The weight applied to each data is called a weight function W. In the present embodiment, the weighting function W includes a function w (r) of the distance r from the orthogonal grid of each sampling data (measurement point) and a function w (FA) of the flip angle FA.

距離ｒの関数ｗ（ｒ）は、直交系グリッドからの距離が大きくなるにつれて値が小さくなるものを採用する。例えば、以下の（式２）を用いる。

ここで、ｒ_ｍａｘは、グリッディング最大半径である。 As the function w (r) of the distance r, a function whose value decreases as the distance from the orthogonal grid increases is adopted. For example, the following (Formula 2) is used.

Here, r _max is a gridding maximum radius.

図５に本実施形態の重み係数Ｗに用いる各関数を示す。図５（ａ）は、（式２）で示される関数ｗ（ｒ）のグラフ５０１である。このような関数Ｗ（ｒ）を用いると、グリッディング時に直交系グリッドに近い計測点ほど重視される。なお、ｋ空間原点から直交系グリッドまでの距離Ｒが大きくなると計測点の密度が低くなり、半径ｒの円内の計測点数が減少する。従って、原点からの距離Ｒに応じて重み係数Ｗ（ｒ）を変化させてもよい。   FIG. 5 shows each function used for the weighting coefficient W of this embodiment. FIG. 5A is a graph 501 of the function w (r) represented by (Expression 2). When such a function W (r) is used, the measurement points closer to the orthogonal grid at the time of gridding are more important. Note that as the distance R from the k-space origin to the orthogonal grid increases, the density of measurement points decreases, and the number of measurement points in a circle with a radius r decreases. Therefore, the weighting factor W (r) may be changed according to the distance R from the origin.

また、フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）は、高いフリップ角のＲＦパルスによるエコー信号に対しては大きく、低いフリップ角のそれに対しては小さく作用するものを採用する。これは、フリップ角の高いＲＦパルスによるエコー信号からの寄与を高め、画像ＳＮＲを向上させるためである。例えば、関数ｗ（ＦＡ）として、例えば、以下の（式３）を用いる。

ここで、ＦＡ_ｍａｘは、フリップ角ＦＡの最大値である。 A function w (FA) of the flip angle FA that is large for an echo signal by an RF pulse with a high flip angle and a function that acts small for that of a low flip angle is adopted. This is to increase the contribution from the echo signal due to the RF pulse having a high flip angle and improve the image SNR. For example, the following (Formula 3) is used as the function w (FA), for example.

Here, FA _max is the maximum value of the flip angle FA.

図５（ｂ）は、（式３）で示されるフリップ角ＦＡの関数ｗ(ＦＡ)のグラフ５０２である。ここで、ｗ_ｍｉｎはフリップ角ＦＡが０のときの重み係数を示す。ｗ_ｍｉｎはＦＡ_ｍａｘ時のｗ（ＦＡ）の値（ここでは１）より小さい値をとり、０としても良い。本図に示すｗ（ＦＡ）は、ＳＮＲの高い高フリップ角のＲＦパルスによるエコー信号に対して大きく、低フリップ角のエコー信号に関しては小さい。従って、フリップ角が大きい（高い）サンプリングデータほど重視される。 FIG. 5B is a graph 502 of the function w (FA) of the flip angle FA expressed by (Equation 3). Here, w _min indicates a weighting coefficient when the flip angle FA is zero. w _min takes a value smaller than the value of w (FA) at FA _max (here, 1), and may be 0. The w (FA) shown in the figure is large with respect to an echo signal with a high flip angle RF pulse having a high SNR, and is small with respect to an echo signal with a low flip angle. Accordingly, sampling data with a larger (higher) flip angle is more important.

次に、本実施形態の重み係数Ｗを用いたグリッディング処理について説明する。図６は、本実施形態のグリッディング処理の模式図である。図６（ａ）は、非直交系セグメント計測における計測空間のデータ配置の一部を表した図である。黒丸（４０１）は非直交系セグメント計測で取得したサンプリングデータ（計測点群）、白丸（４０２）は再配置する直交系グリッドである。また、Ｒ４０４は、原点からの距離である。本図においても、３つの異なるフリップ角（ＦＡ１＞ＦＡ２＞ＦＡ３）を用いて、エコー信号を取得したものとする。   Next, the gridding process using the weighting coefficient W of this embodiment will be described. FIG. 6 is a schematic diagram of the gridding process of the present embodiment. FIG. 6A is a diagram showing a part of the data arrangement in the measurement space in the non-orthogonal segment measurement. Black circles (401) are sampling data (measurement point group) acquired by non-orthogonal segment measurement, and white circles (402) are orthogonal grids to be rearranged. R404 is the distance from the origin. Also in this figure, it is assumed that the echo signal is acquired using three different flip angles (FA1> FA2> FA3).

本実施形態では、グリッディング処理時に用いる重み係数Ｗ＝Ｗ_ＦＡを、直交系グリッドからの距離ｒ（４０３）の関数ｗ（ｒ）とフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）との関数Ｗ（ｗ（ｒ）、ｗ（ＦＡ））＝Ｗ_ＦＡ（ｒ、ＦＡ）（４０５）として定義する。図６（ｂ）に示すように、グリッディング処理前の各計測点（４０６）に、距離ｒおよびフリップ角ＦＡにより変化する重み係数Ｗ_ＦＡ（４０７）を作用させ、直交系グリッド４０８に再配置する。 In the present embodiment, the weighting factor W = W _FA used in the gridding process is a function W (w) of the function w (r) of the distance r (403) from the orthogonal grid and the function w (FA) of the flip angle FA. (R), w (FA)) = W _FA (r, FA) (405). As shown in FIG. 6B, the weighting factor W _FA (407) that changes depending on the distance r and the flip angle FA is applied to each measurement point (406) before the gridding process, and rearranged in the orthogonal grid 408. To do.

以上説明したように、本実施形態では、非直交系計測により得られたサンプリングデータをグリッディングする際に、各サンプリングデータに、距離ｒの要素にフリップ角ＦＡの要素を加味した重み係数Ｗを作用させる。フリップ角ＦＡの要素として、フリップ角ＦＡが大きくなるにつれて値が大きくなる関数を採用する。従って、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号、つまり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。   As described above, in the present embodiment, when the sampling data obtained by the non-orthogonal system measurement is gridded, the weighting factor W in which the factor of the flip angle FA is added to the element of the distance r is added to each sampling data. Make it work. As an element of the flip angle FA, a function whose value increases as the flip angle FA increases is adopted. Therefore, at the time of gridding, the contribution of an echo signal obtained by an RF pulse having a high flip angle FA, that is, an echo signal having a good SNR is increased. As a result, in non-orthogonal measurement that is not easily affected by body movement or the like, the image SNR can be improved while the SAR is reduced by changing the flip angle.

なお、上述のように、本実施形態では、セグメント毎にフリップ角を変化させているため、各セグメントで得られるエコー信号の信号強度は異なる。このフリップ角の異なるエコー信号間の信号強度差を補正するため、グリッディング処理の前に振幅補正を行うよう構成してもよい。すなわち、異なるフリップ角の振幅同士を規格化する。ここでは、異なる信号強度ｉ番目のエコー信号に補正係数Ｃｉ＝Ａｓｔ／Ａｉ（ここで、Ａｉはｉ番目エコー信号の最大振幅、Ａｓｔは基準とするエコー信号の最大振幅とする。）を乗算することで、全エコー信号を基準とする振幅に揃える。   As described above, in this embodiment, since the flip angle is changed for each segment, the signal intensity of the echo signal obtained in each segment is different. In order to correct a signal intensity difference between echo signals having different flip angles, an amplitude correction may be performed before the gridding process. That is, the amplitudes of different flip angles are normalized. Here, the i-th echo signal having a different signal intensity is multiplied by a correction coefficient Ci = Ast / Ai (where Ai is the maximum amplitude of the i-th echo signal and Ast is the maximum amplitude of the reference echo signal). As a result, the amplitudes are set so that all echo signals are used as a reference.

振幅補正を含む場合のデータ再構成の手順を図７に示す。ここでは、異なる信号強度のエコー信号から得られたサンプリングデータ１２１１、１２１２、１２１３を、ひとつの計測空間内に配置する（ステップ１２０１）。全セグメントの信号を配置した計測空間には、フリップ角の異なるＲＦパルスによるエコー信号から得られたデータが混在する。上述の手法で振幅補正（ステップ１２０２）を行った後、グリッディング処理を行い（ステップ１２０３）、再配置後のデータに対してフーリエ変換を行い（ステップ１２０４）、画像化する（ステップ１２０５）。   FIG. 7 shows the data reconstruction procedure when amplitude correction is included. Here, sampling data 1211, 1212, and 1213 obtained from echo signals having different signal intensities are arranged in one measurement space (step 1201). In the measurement space where the signals of all segments are arranged, data obtained from echo signals by RF pulses having different flip angles are mixed. After performing amplitude correction (step 1202) by the above-described method, gridding processing is performed (step 1203), Fourier transform is performed on the rearranged data (step 1204), and imaging is performed (step 1205).

なお、振幅補正と同様の効果を得られるように、重み係数を変更してもよい。この場合
の重み係数Ｗ’は以下のとおりである。各エコー信号の振幅Ａｉは、磁化のｘｙ平面成分
（横磁化：Ｍ_ｘｙ＝Ｍ_ｚ×ｓｉｎ（ＦＡ））の関数になることから、振幅補正係数Ｃｉは
、以下の（式４）で表すことができる。

すなわち、振幅補正係数Ｃｉは、フリップ角の関数Ｃ（ＦＡ）と表すことができる。従っ
て、重み係数のフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）にフリップ角の関数で表される振幅補正
係数を乗算することにより、振幅補正と同様の効果が得られる。ただし、（式４）は、フ
リップ角ＦＡが０に近づくと発散するため、（式５）で表される発散防止の係数ｃを導入
する。

上記発散係数を用い、フリップ角の関数として表される振幅補正係数Ｃ（ＦＡ）は、以下
の（式６）で表される。

従って、重み係数Ｗ’は以下の（式７）で表される。

Note that the weighting coefficient may be changed so as to obtain the same effect as the amplitude correction. The weighting factor W ′ in this case is as follows. Since the amplitude Ai of each echo signal is a function of the xy plane component of magnetization (transverse magnetization: M _xy = M _z × sin (FA)), the amplitude correction coefficient Ci is expressed by the following (formula 4). Can do.

That is, the amplitude correction coefficient Ci can be expressed as a flip angle function C (FA). Therefore, by multiplying the function w (FA) of the flip angle FA of the weighting coefficient by the amplitude correction coefficient expressed by the function of the flip angle, the same effect as the amplitude correction can be obtained. However, since (Equation 4) diverges when the flip angle FA approaches 0, the divergence prevention coefficient c expressed by (Equation 5) is introduced.

Using the divergence coefficient, the amplitude correction coefficient C (FA) expressed as a function of the flip angle is expressed by the following (formula 6).

Therefore, the weight coefficient W ′ is expressed by the following (Equation 7).

また、距離rの関数ｗ（ｒ）と同様に、ｋ空間原点からの距離Ｒ４０４によってフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）を変化させてもよい。図５（ｃ）、（ｄ）は、原点からの距離Ｒと、フリップ角ＦＡとを変数とするｗ（ＦＡ）５０３、５０４の一例を示す図である。ｗ（ＦＡ）５０３（または５０４）に示すように重み係数Ｗの中のフリップ角ＦＡの関数部分ｗ（ＦＡ）がフリップ角ＦＡと原点からの距離Ｒとの関数になる（ｗ（ＦＡ）＝（ｗ（ＦＡ）、ｗ（Ｒ））。ここでＲ_ｍａｘはグリッディング最大半径である。ｗ（ＦＡ）５０３は、Ｒ方向にはＲ^−２の関数になっている。これは非直交系セグメント撮像の計測点密度がＲ方向にＲ^−２に比例して減少していくためである。ｗ（Ｒ）は、例えば、以下の（式８）で表される。

Similarly to the function w (r) of the distance r, the function w (FA) of the flip angle FA may be changed by the distance R404 from the k-space origin. FIGS. 5C and 5D are diagrams showing an example of w (FA) 503 and 504 using the distance R from the origin and the flip angle FA as variables. As indicated by w (FA) 503 (or 504), the function part w (FA) of the flip angle FA in the weighting factor W is a function of the flip angle FA and the distance R from the origin (w (FA) = (W (FA), w (R)), where R _max is the gridding maximum radius, and w (FA) 503 is a function of R ^{−2 in} the R direction, which is a non-orthogonal system. This is because the measurement point density of the segment imaging decreases in proportion to R- ² in the R direction, and w (R) is expressed by, for example, (Equation 8) below.

重み関数に用いるフリップ角の関数に、原点からの距離Ｒをさらに加味することにより、ｋ空間の低空間周波数領域では、各エコー信号はフリップ角に応じて重み付けされるとともに、高空間周波数領域に向かうに従って重み係数がフリップ角に関して一定になり、すべての信号を同等にグリッディングに用いることができる。   By further adding the distance R from the origin to the function of the flip angle used for the weighting function, each echo signal is weighted according to the flip angle in the low spatial frequency region of k space, and in the high spatial frequency region. The weighting factor becomes constant with respect to the flip angle as it goes, so that all signals can be equally used for gridding.

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、非直交系計測の中でも、１枚の画像を構成するために必要なデータの取得を複数のセグメントに分割して行い、セグメント内ではフリップ角ＦＡを一定としている。しかし、本実施形態では、フリップ角ＦＡは連続的に変化する。以下、非直交系の時間分解血管造影法を例にあげて説明する。また、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。 << Second Embodiment >>
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, even in non-orthogonal measurement, data necessary for constructing one image is divided into a plurality of segments, and the flip angle FA is constant within the segments. However, in the present embodiment, the flip angle FA changes continuously. Hereinafter, a non-orthogonal time-resolved angiographic method will be described as an example. In this embodiment, the configuration of the MRI apparatus is basically the same as that of the first embodiment. Hereinafter, a description will be given focusing on the configuration different from the first embodiment.

時間分解血管造影法は、ガドリニウム（Ｇｄ）などの造影剤の静脈注入と並行して高速撮影を連続的に行い、血管造影の様子を撮影する手法であり、高速撮影が可能なＳＳＦＰシーケンスが用いられる。本実施形態では、この時間分解血管造影法において、ＳＡＲを低減するために、連続撮影間のフリップ角を連続的に変化させる。   The time-resolved angiography is a technique for continuously performing high-speed imaging in parallel with intravenous injection of a contrast medium such as gadolinium (Gd) and imaging the state of angiography, and uses an SSFP sequence capable of high-speed imaging. It is done. In the present embodiment, in this time-resolved angiography, the flip angle between consecutive imaging is continuously changed in order to reduce SAR.

本実施形態のフリップ角ＦＡの連続変化を、フリップ角の変化関数ＦＡ（ｔ）として定義する。変化関数ＦＡ（ｔ）は、連続性、規則性を有する、例えば、正弦波形状のように規則的な形状とするのが望ましい。これは、フリップ角が急激に変化すると磁化の定常状態に影響し、画像にアーチファクトを招くためである。例えば、フリップ角ＦＡの変域をＦＡ_ｍｉｎ〜ＦＡ_ｍａｘとする正弦波形状とすると、変化関数ＦＡ（ｔ）は、以下の（式９）のように定義する。

ここで角周波数ωはＴＲ（繰り返し時間）や位相エンコード数などの撮影パラメータ、または、心拍や呼吸周期などの生体情報から決定してもよい。図８は、本実施形態の計測を説明するための図である。図８（ａ）は、（式９）で定義されるフリップ角ＦＡの変化関数のグラフ７０１である。また、図８（ｂ）は、各フリップ角で取得するエコー信号と時間ｔとの関係を示す。 The continuous change of the flip angle FA of this embodiment is defined as a flip angle change function FA (t). It is desirable that the change function FA (t) has a continuity and regularity, for example, a regular shape such as a sine wave shape. This is because if the flip angle changes rapidly, it affects the steady state of magnetization and causes artifacts in the image. For example, assuming a sinusoidal shape in which the range of the flip angle FA is FA _min to FA _max , the change function FA (t) is defined as in the following (Equation 9).

Here, the angular frequency ω may be determined from imaging parameters such as TR (repetition time) and the number of phase encodings, or biological information such as heartbeat and respiratory cycle. FIG. 8 is a diagram for explaining the measurement of the present embodiment. FIG. 8A is a graph 701 of the change function of the flip angle FA defined by (Equation 9). FIG. 8B shows the relationship between the echo signal acquired at each flip angle and time t.

本実施形態においても、第一の実施形態と同様に、フリップ角ＦＡを変化させて取得したエコー信号のサンプリングデータのグリッディング処理時に、重み係数Ｗを作用させる。重み係数Ｗは、距離ｒの関数ｗ（ｒ）にフリップ角ＦＡの要素を加味する。フリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）は、たとえば、第一の実施形態の（式３）を用いる。本実施形態では、（式３）のＦＡに（式９）のＦＡ（ｔ）を代入する。   Also in the present embodiment, as in the first embodiment, the weighting factor W is applied during the gridding process of the sampling data of the echo signal acquired by changing the flip angle FA. The weighting factor W takes into account the factor of the flip angle FA to the function w (r) of the distance r. The function w (FA) of the flip angle FA uses, for example, (Equation 3) of the first embodiment. In the present embodiment, FA (t) in (Expression 9) is substituted for FA in (Expression 3).

このようにして、本実施形態においても、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号の寄与が高まり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。   Thus, also in the present embodiment, the contribution of the echo signal obtained by the RF pulse having the high flip angle FA is increased during the gridding, and the contribution of the echo signal having a good SNR is increased. As a result, in non-orthogonal measurement that is not easily affected by body movement or the like, the image SNR can be improved while the SAR is reduced by changing the flip angle.

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明の第三の実施形態を説明する。第一および第二の実施形態では、各計測点を直交座標にグリッディングする際、重み係数として、直交系グリッドからの距離ｒの関数に、フリップ角ＦＡの関数を加味している。本実施形態では、さらに、各計測点のデータを取得する時刻も加味する。以下、非直交系ＳＳＦＰシーケンスのセグメント計測を例にあげて説明する。なお、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。 << Third Embodiment >>
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the first and second embodiments, the function of the flip angle FA is added to the function of the distance r from the orthogonal grid as a weighting factor when each measurement point is gridded to the orthogonal coordinates. In the present embodiment, the time for acquiring the data of each measurement point is also taken into account. Hereinafter, segment measurement of a non-orthogonal SSFP sequence will be described as an example. In the present embodiment, the configuration of the MRI apparatus is basically the same as that of the first embodiment. Hereinafter, a description will be given focusing on the configuration different from the first embodiment.

図９は、本実施形態の計測を説明するための図であり、脂肪抑制パルス（ＣＨＥｍｉｃａｌ Ｓｈｉｆｔ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ；ＣＨＥＳＳ）を併用した可変フリップ角ＳＳＦＰシーケンスの模式図である。ＣＨＥＳＳなどのプリパルス（６０１）を用いる計測の場合、その効果を保持するために計測を複数のセグメント（６０２〜６０４）に分割する。この他にもセグメント計測は、撮影を心電図などの生体信号に同期させる場合などに用いられる。図９（ａ）は、セグメント毎の取得したエコー信号と時刻ｔとの関係を示す。図９（ｂ）は、１つのセグメントにおけるＲＦパルスの照射シーケンスを示す。図９（ｃ）は、図９（ｂ）に示す照射シーケンスにおけるフリップ角ＦＡの変化を示す。図９（ｄ）は、図９（ｂ）に示す照射シーケンスにおける重み係数の時間の要素の変化を示す。   FIG. 9 is a diagram for explaining the measurement of this embodiment, and is a schematic diagram of a variable flip angle SSFP sequence using a fat suppression pulse (CHESS) together. In the case of measurement using a pre-pulse (601) such as CHESS, the measurement is divided into a plurality of segments (602 to 604) in order to maintain the effect. In addition to this, segment measurement is used when imaging is synchronized with a biological signal such as an electrocardiogram. FIG. 9A shows the relationship between the acquired echo signal for each segment and time t. FIG. 9B shows an irradiation sequence of RF pulses in one segment. FIG. 9C shows a change in the flip angle FA in the irradiation sequence shown in FIG. FIG. 9D shows a change in the time factor of the weighting coefficient in the irradiation sequence shown in FIG.

ＳＳＦＰシーケンスでは磁化を定常化するため、計測開始前に複数のダミーパルス（６０５）を印加し、その後本計測（６０６）を開始する。ここでは計測セグメント内のフリップ角ＦＡ（６０７）は線形変化とする。なお、フリップ角ＦＡの変化は、磁化を安定にできるものであれば線形変化に限られない。   In order to stabilize the magnetization in the SSFP sequence, a plurality of dummy pulses (605) are applied before the measurement is started, and then the main measurement (606) is started. Here, the flip angle FA (607) in the measurement segment is assumed to change linearly. Note that the change in the flip angle FA is not limited to a linear change as long as the magnetization can be stabilized.

セグメント計測には、セグメント毎にダミーパルスを照射する移行期間がある。一般に、移行期間中は信号を取得しないため、非セグメント計測に比べ撮影時間は延長し、ＳＡＲも増大する。そこで、本実施形態では、撮影時間を短縮して撮影全体のＳＡＲを低減するために、ダミーパルス（６０５）によるエコー信号も読み出し、再構成に使用する。   Segment measurement includes a transition period in which a dummy pulse is irradiated for each segment. In general, since a signal is not acquired during the transition period, the imaging time is extended and the SAR is increased as compared with non-segment measurement. Therefore, in this embodiment, in order to shorten the imaging time and reduce the SAR of the entire imaging, the echo signal by the dummy pulse (605) is also read and used for reconstruction.

しかし、ダミーパルス照射期間は磁化が安定していないため、収集したエコー信号（データ）をそのまま計測空間に配置すると画質低下につながる。そこでこの間のデータを使用はするが、重視しないようにするため、グリッディングの重み係数Ｗに時間の要素を加える（６０８）。   However, since the magnetization is not stable during the dummy pulse irradiation period, if the collected echo signals (data) are arranged as they are in the measurement space, the image quality is degraded. Therefore, although data during this period is used, a time element is added to the weighting coefficient W of the gridding so as not to place importance (608).

具体的には、ＣＨＥＳＳのプリパルス６０１のＲＦ強度が最大となる時刻（６０９）をｔ＝０、本計測が開始される時刻（６１０）をｔ＝ｔ_{ｓｔａｒｔ}とし、この間をダミーパルス期間（移行期間）とする。図９（ｄ）に示すグラフ６０８のように、重み係数Ｗの時間の要素として、磁化の運動が安定でないダミーパルス期間の信号に対しては小さくし、定常状態の磁化からの信号に対しては大きくなるような関数Ｗ（ｔ）を採用する。Ｗ（ｔ）としては、例えば、以下の（式１０）などが考えられる。

Specifically, the time (609) when the RF intensity of the CHESS pre-pulse 601 becomes maximum is t = 0, and the time (610) when the main measurement is started is t = t _start, and this period is a dummy pulse period (transition period) ). As a graph 608 shown in FIG. 9D, as a time factor of the weighting factor W, a signal in a dummy pulse period in which the magnetization motion is not stable is reduced, and a signal from a steady-state magnetization is reduced. A function W (t) that increases is used. As W (t), for example, the following (Formula 10) can be considered.

さらに、本実施形態においても、第一の実施形態同様、各計測点について、直交系グリッドからの距離ｒの関数ｗ（ｒ）およびフリップ角ＦＡの関数ｗ（ＦＡ）を作用させる。   Furthermore, also in this embodiment, as in the first embodiment, the function w (r) of the distance r from the orthogonal grid and the function w (FA) of the flip angle FA are applied to each measurement point.

以上説明したように、本実施形態によれば、磁化が安定していないダミーパルスによるエコー信号も画質を低下させる（アーチファクトを招く）ことなく画像の再構成に用いることができる。従って、上記各実施形態で得られる効果に加え、信号取得効率が向上し、全体の撮影時間を短縮することができるるため、さらにＳＡＲを低減することができる。   As described above, according to the present embodiment, an echo signal generated by a dummy pulse whose magnetization is not stable can also be used for image reconstruction without degrading the image quality (inducing artifacts). Therefore, in addition to the effects obtained in each of the above embodiments, the signal acquisition efficiency is improved and the entire imaging time can be shortened, so that the SAR can be further reduced.

＜＜第四の実施形態＞＞
次に、本発明の第四の実施形態を説明する。本実施形態は、非直交系撮像の中でも、ハイブリッドラディアル走査（プロペラスキャン）に本発明を適用するものである。なお、本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。 << Fourth Embodiment >>
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the present invention is applied to hybrid radial scanning (propeller scanning) among non-orthogonal imaging. In the present embodiment, the configuration of the MRI apparatus is basically the same as that of the first embodiment. Hereinafter, a description will be given focusing on the configuration different from the first embodiment.

プロペラスキャンは、全計測を複数のブロック（ブレード）に分割し、各ブレードが計測空間上で異なる回転角となるよう計測する。各ブレード内では、１つの回転角に対して、通常計測の場合と同様に位相エンコードパルスを付加して複数のエコー信号を取得し、これを回転角毎に、すなわち、ブレード毎に繰り返して一枚の画像再構成に必要な全てのエコー信号を取得する。   In the propeller scan, all measurements are divided into a plurality of blocks (blades), and each blade is measured to have a different rotation angle in the measurement space. Within each blade, a plurality of echo signals are obtained by adding a phase encode pulse to one rotation angle as in the case of normal measurement, and this is repeated for each rotation angle, that is, for each blade. All echo signals necessary for image reconstruction of a sheet are acquired.

本実施形態では、１つのブレード内で取得されるエコー信号毎にフリップ角を変化させてＳＡＲの低減を図る。プロペラスキャンにおいても上述のようにフリップ角（および信号取得時刻）に応じた重み係数Ｗを設定することは、前述の各実施形態と同様である。しかし、プロペラスキャンの場合、ブレード内のエコー信号を取得する順番（走査順）の関係でフリップ角ＦＡの変化関数はいくつかの態様を取り得る。   In this embodiment, the SAR is reduced by changing the flip angle for each echo signal acquired in one blade. In the propeller scan, setting the weighting factor W according to the flip angle (and the signal acquisition time) as described above is the same as in the above-described embodiments. However, in the case of a propeller scan, the change function of the flip angle FA can take several forms depending on the order (scanning order) in which echo signals in the blade are acquired.

図１０は、本実施形態のエコー信号の配置とフリップ角ＦＡの変化関数との関係を説明するための図である。ここでは、ブレード内のエコー信号数が５つの場合を例にあげて説明する。図１０（ａ）は、プロペラスキャンの１つのブレードにおけるフリップ角ＦＡの変化関数の一例である。本図に示すように、フリップ角の変化関数ＦＡ（ｔ）が８０１のような形状を有し、ブレード内の５つのエコー信号をシーケンシャルに取得する場合を考える。図１０（ｂ）は、取得したエコー信号をｋ空間に配置したものである。ここで、最も高いＳＮＲを持つエコー信号（８０３）が５番目のエコー信号であるとすると、本図に示すように、これはｋ空間においてブレードの端に配置され、ｋ空間中心（ｋ空間原点）には配置されない。   FIG. 10 is a diagram for explaining the relationship between the arrangement of echo signals and the change function of the flip angle FA in the present embodiment. Here, a case where the number of echo signals in the blade is five will be described as an example. FIG. 10A is an example of a change function of the flip angle FA in one blade of the propeller scan. As shown in this figure, a case is considered where the flip angle change function FA (t) has a shape such as 801 and five echo signals in the blade are sequentially acquired. FIG. 10B shows the acquired echo signals arranged in the k space. Here, assuming that the echo signal (803) having the highest SNR is the fifth echo signal, as shown in this figure, this is arranged at the end of the blade in the k space, and the center of the k space (k space origin) ) Is not placed.

従って、所望の（最もＳＮＲの高い）エコー信号をｋ空間原点に配置するためには、ブレード内走査順とフリップ角ＦＡの変化関数とのうち、いずれか一方を変更する。以下、所望の信号をｋ空間原点に配置する処理について説明する。   Therefore, in order to place a desired (highest SNR) echo signal at the k-space origin, either one of the scanning order within the blade and the change function of the flip angle FA is changed. Hereinafter, processing for arranging a desired signal at the k-space origin will be described.

図１０（ｃ）はフリップ角ＦＡの変化関数を変更する例である。本図に示すように、ｋ空間中心に最もフリップ角の大きなＲＦパルスによるエコー信号が配置されるよう、フリップ角ＦＡの変化関数８０２の形状を変更する。ここでは、シーケンシャルに取得するエコー信号の中の中央のエコー信号（ここでは、３番目のエコー信号）のフリップ角が最も大きくなるような変化関数とする。フリップ角ＦＡの変化関数の形状は、データがｋ空間に配置された際、ｋ空間原点を通るエコー信号ほどフリップ角ＦＡが大きくなるように定める。   FIG. 10C shows an example in which the change function of the flip angle FA is changed. As shown in this figure, the shape of the change function 802 of the flip angle FA is changed so that the echo signal by the RF pulse having the largest flip angle is arranged at the center of the k space. Here, the change function is such that the flip angle of the central echo signal (here, the third echo signal) among the echo signals acquired sequentially is the largest. The shape of the change function of the flip angle FA is determined such that when the data is arranged in the k space, the flip angle FA increases as the echo signal passes through the k space origin.

図１０（ｄ）はブレード内のエコー配置順を変更する例である。この場合、フリップ角ＦＡの変化関数は図１０（ａ）のものを用いる。本図に示すように、ｋ空間中心に最もフリップ角ＦＡの大きなＲＦパルスの照射により得られるエコー信号が配置されるよう変更する。ここで、８０５は図１０（ａ）の走査順に従って各エコー信号に付与された番号（エコー番号）である。ここでは、最も大きいフリップ角ＦＡにより得られるエコー信号（ここでは、５番のエコー信号）がｋ空間の原点を通るよう走査順を変更する。なお、エコー信号の配置順は、データがｋ空間に配置された際、ｋ空間原点近くを通るエコー信号ほどフリップ角ＦＡが大きくなるよう定める。   FIG. 10D shows an example of changing the order of echo arrangement within the blade. In this case, the change function of the flip angle FA uses the one shown in FIG. As shown in the figure, the echo signal obtained by the irradiation of the RF pulse having the largest flip angle FA is arranged at the center of the k space. Here, reference numeral 805 denotes a number (echo number) assigned to each echo signal in accordance with the scanning order of FIG. Here, the scanning order is changed so that the echo signal (here, the fifth echo signal) obtained by the largest flip angle FA passes through the origin of the k space. The order in which the echo signals are arranged is determined such that when the data is arranged in the k space, the flip angle FA increases as the echo signal passes near the origin of the k space.

なお、変更を加える対象は、撮影の特性によって決定または選択する。連続計測の場合はフリップ角ＦＡの変化関数を、セグメント計測の場合はブレード内走査順を変更するのが望ましい。   The object to be changed is determined or selected according to the characteristics of photographing. It is desirable to change the change function of the flip angle FA in the case of continuous measurement, and to change the scanning order within the blade in the case of segment measurement.

また、フリップ角ＦＡの変化関数またはブレード内走査順の変更以外に計測開始位置のシフトによっても所望のエコー信号をｋ空間原点に配置できる。図１１は計測開始位置のシフトによって所望のエコー信号がｋ空間原点を通るように配置する手順を説明するための図である。ここでは、全計測を８ｂｌａｄｅに分割するものとする。また、フリップ角ＦＡの変化関数は図１０（ａ）に示すような時間軸に沿って漸増する関数であり、ブレード内をシーケンシャルに計測するものとする。   In addition to the change function of the flip angle FA or the change in the scanning order within the blade, a desired echo signal can be arranged at the k-space origin by shifting the measurement start position. FIG. 11 is a diagram for explaining a procedure for arranging a desired echo signal so as to pass through the k-space origin by shifting the measurement start position. Here, it is assumed that all measurements are divided into 8 blades. The change function of the flip angle FA is a function that gradually increases along the time axis as shown in FIG. 10A, and the inside of the blade is measured sequentially.

図１１（ａ）は、計測開始位置をシフトさせない場合を示し、ここでは、エコー信号９０１を計測開始点とすると、最もＳＮＲの高い（所望の）エコー信号９０２の配置位置がｋ空間原点から外れた位置となる。このとき、全８ブレードについてｋ空間走査を表すと９０３のようになる。図１１（ｂ）は、計測開始位置をシフトさせる場合を示す。計測開始位置（９０４）をブレード内の走査方向に直交する方向にシフトさせると、所望のエコー信号９０５は、ｋ空間中心に配置される。このとき、全８ブレードについてｋ空間走査を表すと９０６のようになる。   FIG. 11A shows a case where the measurement start position is not shifted. Here, assuming that the echo signal 901 is the measurement start point, the arrangement position of the (desired) echo signal 902 having the highest SNR deviates from the k-space origin. It becomes the position. At this time, the k-space scanning for all the 8 blades is represented as 903. FIG. 11B shows a case where the measurement start position is shifted. When the measurement start position (904) is shifted in the direction orthogonal to the scanning direction in the blade, the desired echo signal 905 is placed at the center of the k-space. At this time, the k-space scanning for all 8 blades is represented by 906.

本実施形態では、以上のように、所望のエコー信号をｋ空間の原点に配置するよう計測条件を設定して計測を行った後、サンプリングデータと直交系グリッドとの距離ｒ、フリップ角ＦＡ、時間ｔに応じた重み係数Ｗを作用させてグリッディング処理を行い、フーリエ変換し、画像を再構成する。   In the present embodiment, as described above, after performing measurement by setting measurement conditions so that a desired echo signal is placed at the origin of the k space, the distance r between the sampling data and the orthogonal grid, the flip angle FA, A gridding process is performed by applying a weighting factor W corresponding to the time t, Fourier transform is performed, and an image is reconstructed.

以上説明したように、本実施形態では、プロペラスキャンの場合であっても、グリッディング時に、高いフリップ角ＦＡのＲＦパルスにより得られたエコー信号の寄与が高まり、ＳＮＲの良好なエコー信号の寄与が高まる。これにより、体動などの影響を受けにくい非直交系計測において、フリップ角を変化させてＳＡＲを低減させながら、画像ＳＮＲを向上させることができる。   As described above, in this embodiment, even in the case of a propeller scan, the contribution of an echo signal obtained by an RF pulse with a high flip angle FA increases during gridding, and the contribution of an echo signal having a good SNR. Will increase. As a result, in non-orthogonal measurement that is not easily affected by body movement or the like, the image SNR can be improved while the SAR is reduced by changing the flip angle.

上記各実施形態によれば、フリップ角を変化させる非直交系計測において、良好なＳＮＲを得ることができる。従って、ＳＡＲを低減させつつ良好なＳＮＲを有し、かつ、アーチファクトの少ない画像を再構成できる。   According to each of the above embodiments, good SNR can be obtained in non-orthogonal measurement in which the flip angle is changed. Therefore, it is possible to reconstruct an image having a good SNR while reducing the SAR and having few artifacts.

なお、本発明は、パラレルイメージングにも適用することができる。パラレルイメージングではマルチプルコイルを用いる。本計測でエコー信号を間引いて取得し、マルチプルコイルの感度差を用いて折り返しを展開する。そのためパラレルイメージングでは、マルチプルコイルを構成する各コイルの感度分布を計測する必要があり、低いフリップ角を用いたシーケンスで各コイルの感度分布を本計測に先立って計測する。   The present invention can also be applied to parallel imaging. In parallel imaging, multiple coils are used. In this measurement, echo signals are thinned out and acquired, and aliasing is developed using the sensitivity difference of multiple coils. Therefore, in parallel imaging, it is necessary to measure the sensitivity distribution of each coil constituting the multiple coil, and the sensitivity distribution of each coil is measured prior to the main measurement in a sequence using a low flip angle.

図１２は、本発明をパラレルイメージングに適用する場合の処理を説明するための図である。フリップ角を変更して取得した計測データ（１００１〜１００３）を合成して本計測データ（１００４）とする。また、本計測データの中で低いフリップ角で取得したセグメントデータ（１００１）を各コイルの感度データとして用い、パラレル再構成（１００５）を行い、展開画像（１００６）を得る。このとき、感度データにアーチファクトが生じないように、ｋ空間にローパスフィルタを適用し、低域データのみを用いる。この手法によれば、パラレルイメージングにおいても、本計測の画像コントラストとは無関係に、常に低いフリップ角を用いたコイル感度に近いデータを取得できる。   FIG. 12 is a diagram for explaining processing when the present invention is applied to parallel imaging. The measurement data (1001 to 1003) acquired by changing the flip angle is combined into the main measurement data (1004). Further, segment data (1001) acquired at a low flip angle in the main measurement data is used as sensitivity data of each coil, and parallel reconstruction (1005) is performed to obtain a developed image (1006). At this time, a low-pass filter is applied to the k-space so that no artifact occurs in the sensitivity data, and only the low-frequency data is used. According to this method, even in parallel imaging, data close to the coil sensitivity using a low flip angle can be obtained regardless of the image contrast of the main measurement.

また、上記第一の実施形態で説明した振幅補正については、第二〜第四のいずれの実施形態においても適用できる。また、フリップ角ＦＡの関数をｋ空間原点からの距離Ｒに応じて変化させる構成についても同様である。   The amplitude correction described in the first embodiment can be applied to any of the second to fourth embodiments. The same applies to the configuration in which the function of the flip angle FA is changed according to the distance R from the k-space origin.

第一の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。It is a block diagram of the MRI apparatus of 1st embodiment. 非直交系計測のデータ再構成の手順を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the procedure of the data reconstruction of non-orthogonal system measurement. 第一の実施形態の計測を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the measurement of 1st embodiment. 第一の実施形態のデータ再構成の手順を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the procedure of the data reconstruction of 1st embodiment. 第一の実施形態の重み係数のグラフである。It is a graph of the weighting coefficient of 1st embodiment. 第一の実施形態のグリッディング処理の模式図である。It is a schematic diagram of the gridding process of 1st embodiment. 第一の実施形態の振幅補正を含む場合のデータ再構成の手順を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the procedure of the data reconstruction in case the amplitude correction of 1st embodiment is included. 第二の実施形態の計測を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the measurement of 2nd embodiment. 第三の実施形態の計測を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the measurement of 3rd embodiment. 第四の実施形態のエコー信号の配置を変換する処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the process which converts the arrangement | positioning of the echo signal of 4th embodiment. 第四の実施形態のエコー信号の配置を変換する処理の別の例を説明するための図である。It is a figure for demonstrating another example of the process which converts the arrangement | positioning of the echo signal of 4th embodiment. パラレルイメージングに適用した実施形態のデータ再構成の手順を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the procedure of the data reconstruction of embodiment applied to parallel imaging.

符号の説明Explanation of symbols

１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系、８…中央処理装置（ＣＰＵ）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発振器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…高周波コイル（送信コイル）、１４ｂ…高周波コイル（受信コイル）、１５…信号増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、２１…ＲＯＭ、２２…ＲＡＭ、２３…トラックボール又はマウス、２４…キーボード、５１…ガントリ、５２…テーブル、５３…筐体、５４…処理装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Static magnetic field generation system, 3 ... Gradient magnetic field generation system, 4 ... Sequencer, 5 ... Transmission system, 6 ... Reception system, 7 ... Signal processing system, 8 ... Central processing unit (CPU), 9 ... Gradient magnetic field coil, 10 Gradient magnetic field power supply, 11 High frequency oscillator, 12 Modulator, 13 High frequency amplifier, 14 a High frequency coil (transmitting coil), 14 b High frequency coil (receiving coil), 15 Signal amplifier, 16 Quadrature phase detector, 17 ... A / D converter, 18 ... magnetic disk, 19 ... optical disk, 20 ... display, 21 ... ROM, 22 ... RAM, 23 ... trackball or mouse, 24 ... keyboard, 51 ... gantry, 52 ... Table, 53 ... Case, 54 ... Processing device

Claims (12)

高周波磁場パルスおよび傾斜磁場パルスを制御し、非直交系計測空間データとなるエコー信号を計測する撮影手段と、
前記非直交系計測空間データを直交系計測空間データに再配置するグリッディング手段と、
前記直交系計測空間データを再構成して画像化する画像形成手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記非直交系計測空間データの収集に用いる高周波磁場パルスに複数種のフリップ角を設定するフリップ角設定手段を備え、
前記グリッディング手段は、フリップ角の異なる非直交系計測空間データの重み付け加算を用いて前記再配置を行うこ
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 An imaging means for controlling the high-frequency magnetic field pulse and the gradient magnetic field pulse and measuring an echo signal that becomes non-orthogonal measurement space data
Gridding means for rearranging the non-orthogonal measurement space data into orthogonal measurement space data;
Image forming means for reconstructing and imaging the orthogonal measurement space data ;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
The imaging means includes a flip angle setting means for setting a plurality of types of flip angles in the high-frequency magnetic field pulse used for collecting the non-orthogonal measurement space data,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the gridding means performs the rearrangement using weighted addition of non-orthogonal measurement space data having different flip angles. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、当該非直交系計測空間データの収集に用いた前記高周波磁場パルスのフリップ角に応じた重み係数を用いて前記重み付け加算を行うこと
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 magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the gridding means performs the weighted addition using a weighting coefficient corresponding to a flip angle of the high-frequency magnetic field pulse used for collecting the non-orthogonal measurement space data . 請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記エコー信号の計測を複数のセグメントに分けて実行し、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を、セグメント毎に変化させること
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 or 2,
The imaging means executes the measurement of the echo signal divided into a plurality of segments,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the flip angle setting means changes the flip angle for each segment . 請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を連続的に変化させること
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 or 2 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the flip angle setting means continuously changes the flip angle . 請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、さらに、前記エコー信号の計測時刻に応じた重み係数を用いて前記重み付け加算を行うこと
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4 ,
The magnetic resonance imaging apparatus , wherein the gridding means further performs the weighted addition using a weighting coefficient corresponding to a measurement time of the echo signal . 請求項１乃至５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、
全計測を計測空間における回転角の異なる複数のブレードの計測に分割し、
前記複数のブレードの各々で位相エンコード量を変えた複数のエコー信号を取得する計測を行い、
前記フリップ角設定手段は、少なくとも一つの前記ブレード内でフリップ角を変更すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5,
The photographing means includes
Dividing all measurements into measurements of multiple blades with different rotation angles in the measurement space,
Perform measurement to obtain a plurality of echo signals with different phase encoding amounts in each of the plurality of blades,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the flip angle setting means changes the flip angle in at least one of the blades . 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記フリップ角設定手段は、前記フリップ角を前記ブレードの中央で所望の値となるように単調に変化させること
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 6 ,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the flip angle setting means monotonously changes the flip angle so as to become a desired value at the center of the blade . 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記ブレード内で変更されるフリップ角が最大となるときに計測されるエコー信号が計測空間の原点を通る軌跡のデータとなるように、前記ブレード内で計測するエコー信号の計測順序を制御すること
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 6 ,
The imaging means measures the echo signal measured in the blade so that the echo signal measured when the flip angle changed in the blade becomes the maximum becomes the trajectory data passing through the origin of the measurement space. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by controlling an order . 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は、前記ブレード内で変更されるフリップ角が最大となるときに計測されるエコー信号が、計測空間の原点を通る軌跡のデータとなるように、前記計測空間における前記ブレードの位置を制御すること
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 6 ,
The imaging means sets the position of the blade in the measurement space so that an echo signal measured when the flip angle changed in the blade becomes maximum becomes data of a trajectory passing through the origin of the measurement space. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by controlling . 請求項１乃至９のいずれか一項記に載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記重み付け加算に用いる重み係数を作用させる前に、前記エコー信号の振幅補正を行うこと
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 9 ,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the gridding means corrects the amplitude of the echo signal before applying a weighting coefficient used for the weighted addition . 請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記フリップ角に前記計測空間の原点からの距離を加味し、前記重み付け加算に用いる重み係数を設定すること
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 any one of claims 1 to 10 ,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the gridding means sets a weighting coefficient used for the weighted addition by adding a distance from an origin of the measurement space to the flip angle . 請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記グリッディング手段は、前記重み付け加算に用いる重み係数に、前記非直交系計測空間データと、当該非直交系計測空間データが再配置される直交系計測空間データとの間の距離をさらに加味すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 11,
The gridding means further adds a distance between the non-orthogonal measurement space data and the orthogonal measurement space data to which the non-orthogonal measurement space data is rearranged, to the weighting coefficient used for the weighted addition. magnetic resonance imaging apparatus characterized by.

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