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CN106999093A - 磁共振成像装置以及磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及磁共振成像方法 Download PDF

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CN106999093A CN201680004106.6A CN201680004106A CN106999093A CN 106999093 A CN106999093 A CN 106999093A CN 201680004106 A CN201680004106 A CN 201680004106A CN 106999093 A CN106999093 A CN 106999093A
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CN
China
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low
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Application number
CN201680004106.6A
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English (en)
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镰田康弘
功刀吉之
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Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
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Abstract

在有效利用包含很多有用信息的k空间低域数据的摄像法中，为了不会过多或不足地测量必要最低限的区域，且在测量时间没有延长的情况下得到高品质的图像，本发明在主测量之前进行前测量，针对各接收通道测定k空间低域数据的大致的形状，作为k空间特性来掌握，在该测量中，确定作为k空间低域来测量的范围。通过将确定结果反映到拍摄序列中，从而不会过多或不足地收集包含能够有效利用于处理的有用信息在内的k空间低域数据。

Description

磁共振成像装置以及磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging)技术。特别，涉及有效利用k空间低域数据的拍摄技术。
背景技术
MRI装置是对构成被检测体特别是构成人体组织的原子核自旋所产生的NMR信号(回波信号)进行测量并将其头部、腹部、四肢等的形态、功能二维图像化或三维图像化的装置。在拍摄中，利用倾斜磁场对NMR信号附加不同的相位编码、频率编码。通过对所测量到的NMR信号进行二维或三维傅里叶变换从而将其重构成图像。
测量到的NMR信号配置在被称为k空间的存储器上的数据空间中，被称为k空间数据。k空间数据的原点附近的数据(所谓k空间低域数据)与其他区域相比，信号值高，且包含很多信息(被检测体信号、空间分布)。因此，在各种拍摄中，k空间低域数据被有效利用。
在有效利用该k空间低域数据的摄像法中，例如有以隔开间隔的方式对k空间进行测量从而使摄像高速化的平行成像(参照非专利文献1、专利文献1)。在平行成像中，根据各接收通道的k空间低域数据来求取接收通道的灵敏度分布和相位分布、或者k空间数据的周期性，基于这些来重构图像。
此外，有以下被称为压缩感知(Compressed Sensing)的技术，在该技术中，对根据随机地隔开间隔测量到的k空间数据作成的图像，反复应用运算来复原完整的图像(参照专利文献2)。在压缩感知技术中，大多以比其他区域高的密度来对k空间的低域进行测量。
此外，在使用k空间的共轭对称性来推定非测量数据的半推定处理、以复数来合成多个接收通道的数据的处理等中，也使用k空间低域数据来进行信号校正等。
进一步地，还有对测量到的k空间低域数据应用阈值处理从而仅挑选高信号的数据来使用于处理的技术(专利文献3)、应用奇异值分解等仅提取有意义的信号分量的技术(非专利文献2)等。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利第6841998号说明书
专利文献2：美国专利第7646924号说明书
专利文献3：JP特开2013-42979号公报
非专利文献
非专利文献1：Klass P.Pruessmann，Markus Weiger，Markus B.Scheidegger，andPeter Boesiger.“SENSE Sensitivity Encoding for Fast MRI”.Magnetic Resonancein Medicine 1999 42 p952-962
非专利文献2：P.Qu，J.Yuan，B.Wu，G.X.Shen，“Optimization of RegularizationParameter for GRAPPA Reconstruction”，Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.2006 14p2474
发明内容
发明想要解决的课题
这样，高密度地测量包含很多有用信息的k空间低域数据的方法被用于各种处理中。但是，k空间中的k空间数据的信号强度分布(形状)，特别是k空间低域数据的形状会因FOV和截面、序列种类、图像对比度等、摄像种类而变化。此外，成为最高信号的位置(峰值位置)会因接收通道的相位分布而移位。因此，k空间数据的峰值位置并不会限于处于k空间的原点，而是按每个接收通道而移位到不同位置。
k空间低域数据具有以上这样的性质，在形状上有偏差。因此，为了准确地测量k空间低域数据，需要将从k空间的原点起至离开较远的区域视为k空间的低域而过剩地取得数据。
将过剩大的区域视为k空间低域来作为k空间低域数据取得，会将本来不是k空间低域数据的数据包含到处理中。由此，会产生伪影，或者会拉长测量时间。
本发明鉴于上述事情而完成，其目的在于，在有效利用包含很多有用信息的k空间低域数据的摄像法中，不会过多或不足地测量必要最低限的区域，在测量时间没有延长的情况下得到高品质的图像。
用于解决课题的手段
本发明在主测量之前进行前测量，针对各接收通道测定k空间低域数据的大致的形状，作为k空间特性来掌握，在该测量中，确定作为k空间低域来测量的范围。通过将确定结果反映到拍摄序列中，从而在没有过多收集或收集不足的情况下收集包含能够有效利用于处理的有用信息在内的k空间低域数据。
发明效果
在有效利用包含很多有用信息的k空间低域数据的摄像法中，能够对必要最低限的区域进行测量，而不会过多测量或测量不足，能够在测量时间没有延长的情况下得到高品质的图像。
附图说明
图1是表示第一实施方式的MRI装置的整体结构的框图。
图2是第一实施方式的控制系统的功能框图。
图3(a)以及(b)是用于说明第一实施方式的k空间基准位置决定方法的说明图。
图4(a)～(c)是用于说明第一实施方式的k空间低域测量幅度决定方法的说明图。
图5(a)～(d)是用于说明第一实施方式的拍摄序列调整的具体例的说明图。
图6(a)～(d)是用于说明第一实施方式的拍摄序列调整的具体例的说明图。
图7是第一实施方式的k空间特性信息决定处理以及拍摄序列调整处理的流程图。
图8(a)以及(b)是用于说明第一实施方式的变形例的k空间基准位置决定方法的说明图。
图9(a)～(c)是用于说明第一实施方式的变形例的k空间低域测量幅度决定方法的说明图。
图10是第二实施方式的控制系统的功能框图。
图11(a)～(c)是用于说明第二实施方式的指示受理画面的说明图。
图12(a)是用于说明第三实施方式的k空间特性信息推定处理的说明图，(b)是用于说明第三实施方式的变形例的k空间特性信息推定处理的说明图。
图13是第三实施方式的k空间特性信息决定处理以及拍摄序列调整处理的流程图。
图14是第四实施方式的控制系统的功能框图。
图15是第四实施方式的k空间特性信息决定处理、拍摄序列调整处理以及接收增益设定处理的流程图。
具体实施方式
<<第一实施方式>>
以下，使用附图来说明应用本发明的第一实施方式。另外，在用于说明各实施方式的所有附图中，对于附加了同一名称以及同一符号的部分中具有同一功能的部分，省略其重复说明。
[MRI装置结构]
首先，说明本实施方式的MRI装置的一例的整体概要。图1是表示本实施方式的MRI装置100的整体结构的框图。本实施方式的MRI装置100为利用NMR现象来得到被检测体的断层图像的装置，如图1所示，具备静磁场产生系统120、倾斜磁场产生系统130、发送系统150、接收系统160、控制系统170、序列发生器140。
静磁场产生系统120若是垂直磁场方式，则在环绕被检测体101的空间中在与其体轴正交的方向上产生均匀的静磁场，若是水平磁场方式，则在体轴方向上产生均匀的静磁场，且具备环绕被检测体101而配置的永久磁铁方式、常导方式或者超导方式的静磁场产生源。
倾斜磁场产生系统130具备在作为MRI装置100的坐标系(装置坐标系)的X、Y、Z这3个轴方向上卷绕的倾斜磁场线圈131、和驱动各个倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源132，通过按照来自序列发生器140的命令来驱动各个倾斜磁场线圈131的倾斜磁场电源132，从而在X、Y、Z这3个轴方向上施加倾斜磁场Gx、Gy、Gz。
发送系统150为了在构成被检测体101的生物体组织的原子的原子核自旋中引发核磁共振而向被检测体101照射高频磁场脉冲(以下，称为“RF脉冲”)，且具备具有高频振荡器(电子合成器)、调制器、高频放大器的发送处理部152和发送侧的高频线圈(发送线圈)151。高频振荡器生成RF脉冲并以基于来自序列发生器140的指令的定时来输出。
调制器对所输出的RF脉冲进行振幅调制，高频放大器将该振幅调制后的RF脉冲放大，并提供给靠近被检测体101配置的发送线圈151。发送线圈151将被提供的RF脉冲向被检测体101照射。
接收系统160检测由构成被检测体101的生物体组织的原子核自旋的核磁共振而放出的核磁共振信号(回波信号、NMR信号)，且具备接收侧的高频线圈(接收线圈)161和具有合成器、放大器、正交相位检波器、以及A/D变换器(A/D converter)的接收处理部162。
接收线圈161是具有多个接收通道的多通道线圈，靠近被检测体101配置，在各通道检测由从发送线圈151照射的电磁波诱发的被检测体101的响应的NMR信号(接收信号)。各通道的接收信号在接收处理部162中被放大，在基于来自序列发生器140的指令的定时被检波，并在变换成数字量后作为k空间数据按每个通道发送给控制系统170。
序列发生器140按照给定的脉冲序列反复施加RF脉冲和倾斜磁场脉冲。另外，脉冲序列记述了高频磁场、倾斜磁场、信号接收的定时和强度，被预先保持在控制系统170中。序列发生器140按照来自控制系统170的指示来动作，将被检测体101的断层图像的数据收集中所需的各种命令发送给发送系统150、倾斜磁场产生系统130以及接收系统160。
控制系统170进行MRI装置100整体的动作的控制、信号处理、图像重构等各种运算、处理结果的显示以及保存等，具备CPU171、存储装置172、显示装置173、输入装置174。存储装置172由硬盘等内部存储装置和外置硬盘、光盘、磁盘等外部存储装置构成。显示装置173是CRT、液晶等显示器装置。
输入装置174是MRI装置100的各种控制信息和由控制系统170进行的处理的控制信息的输入接口，例如具备轨迹球或者鼠标和键盘。输入装置174靠近显示装置173配置。操作者一面观察显示装置173一面通过输入装置174交互地输入MRI装置100的各种处理所需的指示、数据。
CPU171通过按照操作者所输入的指示来执行预先保持在存储装置172中的程序，从而来实现MRI装置100的动作的控制、各种数据处理等控制系统170的各处理、各功能。例如，若来自接收系统160的数据被输入到控制系统170，则CPU171执行信号处理、图像重构等处理，将作为其结果的被检测体101的断层像显示于显示装置173，同时存储在存储装置172中。
另外，控制系统170的全部或者一部分功能可以由ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit)、FPGA(field-programmable gate array)等硬件来实现。此外，各功能的处理中使用的各种数据、处理中生成的各种数据存放在存储装置172中。
在插入有被检测体101的静磁场产生系统120的静磁场空间内，若是垂直磁场方式，则发送线圈151和倾斜磁场线圈131与被检测体101对置设置，若是水平磁场方式，则发送线圈151和倾斜磁场线圈131围绕被检测体101来设置。此外，接收线圈161与被检测体101对置地或围绕被检测体101来设置。
当前，在MRI装置的摄像对象核种中，临床普及的核种是作为被检测体101的主要的构成物质的氢原子核(质子)。在MRI装置100中，通过将与质子密度的空间分布、激励状态的弛豫时间的空间分布相关的信息图像化，从而二维或者三维地对人体头部、腹部、四肢等的形态或者功能进行摄像。
[控制系统的功能结构]
本发明的控制系统170如图2所示具备：使用与为了获取图像而执行的主测量相同的拍摄序列对k空间的预先确定的低域范围即k空间低域的k空间数据进行测量的前测量部210；使用前测量部210收集到的k空间数据，得到对能测量k空间低域数据的k空间低域数据测量范围进行确定的k空间特性信息的低域测量范围决定部220；调整拍摄序列以便在k空间低域数据测量范围内测量k空间低域数据的序列调整部230；和使用序列调整部调整后的拍摄序列来执行主测量的主测量部240。
另外，在本实施方式中，将k空间的原点附近的给定的区域称为k空间低域。此外，如上所述，将相比其他区域信号值高且包含很多信息的数据称为k空间低域数据。
[前测量部]
前测量部210使用与主测量中使用的序列相同的序列，以预先确定的间距(间隔)来进行预先确定的搜索范围的测量。
搜索范围由使用者设定。或者预先确定。此时，搜索范围设定为准确包含含有有用信息的k空间低域。例如，按相位编码(三维测量时也包含切片编码)量如±16编码这样来设定。搜索范围可以根据主测量的参数(例如，脉冲序列种类、相位编码/切片编码方向、平行成像的倍速数、压缩感知的压缩率等)来变更。
搜索的间距(间隔)可以设为与主测量相同，也可以为了缩短搜索时间而设定为主测量间距的2倍以上。
前测量部210测量所设定的搜索范围内的各点的回波信号。并且，在接收处理部162中对所得到的回波信号进行接收处理，得到k空间数据，将其绝对值化后保存在存储器(k空间)中。另外，保存是在按每个通道准备的k空间存储器中进行的。以后，将通过前测量部210的测量得到的每个通道的k空间数据的分布称为k空间搜索数据。
[低域测量范围决定部220]
低域测量范围决定部220使用k空间搜索数据来决定能测量k空间低域数据的实际的k空间范围。以后，将能测量该k空间低域数据的实际的k空间范围称为k空间低域数据测量范围。在本实施方式中，低域测量范围决定部220使用所述k空间数据来算出k空间低域附近的k空间数据的信号强度分布(k空间低域数据的形状)，作为k空间特性信息。k空间低域数据测量范围由所算出的k空间特性决定。
k空间特性信息包含作为k空间数据的信号强度成为最大的位置的k空间基准位置和按照所述k空间数据的信号强度决定的k空间低域测量幅度。在本实施方式中，决定k空间基准位置，之后，决定k空间低域测量幅度。
首先，低域测量范围决定部220决定k空间基准位置。
这里，k空间基准位置定义为考虑了因FOV、截面等的几何性质引起的峰值移位和因摄像序列导致的峰值移位，进而考虑了因各接收通道的相位分布引起的峰值移位后的实际的k空间原点。k空间基准位置由相位编码量确定。
低域测量范围决定部220将通过对由接收线圈161的各通道接收到的k空间数据进行合成而得到的合成数据的信号强度成为最大的位置设为k空间基准位置。
低域测量范围决定部220对由各通道接收到的k空间搜索数据进行合成，测定合成结果的形状，将信号强度成为最大的位置(峰值位置)设为k空间基准位置。即，将表示峰值的相位编码量ky决定为k空间基准位置。
另外，也可以在根据每个通道的k空间搜索数据算出每个通道的k空间形状后，对所算出的各通道的k空间形状进行合成，决定k空间基准位置。
以下，使用图3(a)以及图3(b)具体说明。这里，将通道数设为2。图3(a)是在相位编码方向上显示各通道(通道1、通道2)的k空间搜索数据的形状301、302的图。这里，频率编码方向(kx方向)不作为处理的对象，所以示出在kx方向上对k空间搜索数据进行了最大值投影后的数据。
图3(b)是将通道1的k空间搜索数据的形状301和通道2的k空间搜索数据的形状302相加(合成)后得到的相加k空间搜索数据的形状303。
低域测量范围决定部220将相加k空间搜索数据的形状303成为最大的相位编码量设为k空间基准位置310。
接着，低域测量范围决定部220确定k空间低域测量幅度。
这里，k空间低域测量幅度定义为考虑了因FOV、截面等的几何性质引起的k空间变化和因摄像序列导致的k空间变化，进而考虑了因各接收通道的相位分布引起的k空间变化后的实际上能够称为k空间低域的k空间信号范围。
k空间低域测量幅度由相位编码步骤数确定。
低域测量范围决定部220将包含k空间基准位置310在内且通过对由接收线圈161的各通道接收到的k空间数据进行合成而得到的合成数据满足预先确定的条件的范围设为k空间低域测量幅度。例如，在相加k空间搜索数据的形状303中，将具有预先确定的阈值以上的信号值的合成数据的幅度(相位编码步骤数)确定为k空间低域测量幅度。
使用图4(a)～图4(c)来具体说明。图4(a)以及图4(b)是将预先确定的条件设为信号值(信号强度)为给定的阈值以上的情况下的k空间低域测量幅度。图4(a)是将阈值确定为最大值的A％(A是大于0小于100的实数)的情况下的k空间低域测量幅度410，图4(b)是将阈值确定为噪声水平的B倍(B是大于1的实数)的情况下的k空间低域测量幅度420。
另外，条件也可以不以阈值来确定，而是例如如图4(c)所示那样由数据点数来确定。即，也可以将预先确定的条件设为信号值大的给定数(XX个)的数据。具体来说，按照相加k空间搜索数据的形状303的信号值从大到小的顺序来数数据，将达到预先确定的点数(XX点)之前的区域设为k空间低域测量幅度430。此外，也可以以取得最大值的相位编码位置为中心，将预先确定的数目的点(该数目的相位编码步骤)设为k空间低域测量幅度。
低域测量范围决定部220输出相位编码量(ky)的值作为k空间基准位置，并输出相位编码步骤数作为k空间低域测量幅度。另外，k空间低域数据测量范围是以k空间基准位置为中心的k空间低域测量幅度的范围。
其中，在如上所述那样确定了k空间低域数据测量范围后，有时在测量区域会有洞打开，或者有孤立点产生。因此，可以对所确定的区域应用一般的膨胀/收缩处理等将洞、孤立点去除。
[序列调整部]
序列调整部230调整拍摄序列以便测量根据由低域测量范围决定部220决定的k空间特性信息来确定的k空间低域数据测量范围。即，在取得k空间低域数据时，调整拍摄序列以便以k空间基准位置为k空间低域的中心，取得k空间低域测量幅度的数据。
图5(a)～图5(d)以及图6(a)～图6(d)示出具体例。
利用图5(a)～图5(d)说明针对相位编码(Gp)方向稠密地取得k空间低域的平行成像的情况下的相位编码量Gp的调整。各图示出相位编码倾斜磁场强度Gp。
在平行成像中，稠密地取得k空间低域。以往以来，如图5(a)所示，以k空间原点为中心稠密地取得给定的编码步骤数N(N为1以上的整数)的范围。图5(a)所示的、将k空间基准位置设为相位编码量0(ky＝0)，将k空间低域幅度的相位编码步骤数设为N，作为拍摄序列的相位编码倾斜磁场Gp的初始状态501。
图5(b)示出低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为d(ky＝d，d≠0)且将k空间低域测量幅度决定为N的情况下的相位编码倾斜磁场502。序列调整部230对拍摄序列进行调整，以使得拍摄序列的相位编码倾斜磁场Gp成为该相位编码倾斜磁场502。
图5(c)示出低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为0(ky＝0)且将k空间低域测量幅度决定为N’(满足N≠N’的1以上的整数)的情况下的相位编码倾斜磁场503。序列调整部230对拍摄序列进行调整，以使得拍摄序列的相位编码倾斜磁场Gp成为该相位编码倾斜磁场503。
图5(d)示出低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为d(ky＝d)且将k空间低域幅度决定为N’的情况下的相位编码倾斜磁场504。序列调整部230对拍摄序列进行调整，以使得拍摄序列的相位编码倾斜磁场Gp成为该相位编码倾斜磁场504。
使用图6(a)～图6(d)来说明从k空间低域向高域使采样密度无缝可变的测量(例如Compressed Sensing等)的情况下的采样密度的调整。各图示出ky-kz空间的按照拍摄序列被采样的采样密度。
图6(a)示出初始状态的拍摄序列下的采样密度511。k空间低域的幅度设为N。在初始状态下，以k空间原点为中心，利用给定的函数、例如利用将正态分布组合至以下的式(1)所示那样的二维(ky，kz)后得到的函数等来决定采样密度511。
这里，μky以及μkz分别表示ky方向、kz方向的中心坐标，σky 2以及σkz 2分别表示ky方向、kz方向的方差，M0表示调整系数。通过适当设定这些值，能够实现密度从k空间低域向高域进行变化的采样。另外，在图6(a)中，μky＝0且μkz＝0，σky 2＝N/2且Gkz 2＝N/2。
图6(b)是低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为D(ky＝d1，kz＝d2，d1≠0，d2≠0)且将k空间低域测量幅度决定为N并且序列调整部230按照此调整了拍摄序列的情况下的采样密度512。在该情况下，采样密度512使用与初始状态相同的函数被决定为μky＝d1且μkz＝d2、σky 2＝N/2且Gkz 2＝N/2。
图6(c)是低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为0且将k空间低域测量幅度决定为ky方向上N1、kz方向的N2(N1以及N2分别是满足N1≠N、N2≠N的1以上的整数)并且序列调整部230按照此调整了拍摄序列的情况下的采样密度513。在该情况下，采样密度513使用与初始状态相同的函数，通过如μky＝0且μkz＝0、σky 2＝N1/2且σkz 2＝N2/2这样变形的函数来决定。
图6(d)是低域测量范围决定部220将k空间基准位置决定为D且将k空间低域测量幅度决定为ky方向上N1、kz方向的N2并且序列调整部230按照此调整了拍摄序列的情况下的采样密度514。在该情况下，采样密度514使用与初始状态相同的函数，通过如μky＝d1且μkz＝d2、σky 2＝N1/2且σkz 2＝N2/2这样变形的函数来决定。
根据本实施方式，由于确定了k空间基准位置以及k空间低域测量幅度，因此例如在如采样密度513这样ky方向和kz方向的k空间低域测量幅度不同的情况下，也能够使函数变形来进行测量。进一步地，还可以使用如采样密度514这样将k空间基准位置和k空间低域测量幅度一起变更后的函数。
[主测量部]
主测量部240使用序列调整部230调整后的拍摄序列来执行测量，得到图像。
[k空间特性信息决定以及拍摄序列调整处理]
说明本实施方式的k空间特性信息决定以及拍摄序列调整处理的流程。图7是正式处理的处理流程。正式处理在主测量之前各扫描的开始指示之后立即实施。
前测量部210设定用于决定k空间特性信息的前测量的搜索范围(步骤S1101)，并执行前测量(步骤S1102～S1104)。这里，针对预先确定的搜索范围，测量回波信号，并保存范围决定用的k空间信号值(k空间数据)。
若测量了全部搜索范围的k空间数据，则低域测量范围决定部220使用测量到的k空间搜索数据，决定k空间特性信息之中的k空间基准位置(步骤S1105)。之后，低域测量范围决定部220决定k空间特性信息之中的k空间低域测量幅度(步骤S1106)。
序列调整部230基于k空间基准位置以及k空间低域测量幅度来调整拍摄序列(步骤S1107)。
如以上所说明的，本实施方式的MRI装置具备：前测量部210，使用与为了取得图像而执行的主测量相同的拍摄序列来测量k空间低域的预先确定的范围的k空间数据；低域测量范围决定部220，使用所述前测量部210收集到的k空间数据来得到对能测量k空间低域数据的k空间低域数据测量范围进行确定的k空间特性信息；序列调整部230，调整所述拍摄序列，以便将所述k空间低域数据测量范围内的k空间数据测量为所述k空间低域数据；以及主测量部240，使用所述序列调整部230调整后的拍摄序列来执行所述主测量。
此时，所述k空间特性信息包含作为所述k空间数据的信号强度最大的位置的k空间基准位置，所述序列调整部230调整所述拍摄序列，以便从以所述k空间基准位置为中心的范围中测量所述k空间低域数据。
此外，所述k空间特性信息包含根据所述k空间数据的信号强度确定的k空间低域测量幅度，所述序列调整部230调整所述拍摄序列，以便从所述k空间低域测量幅度的范围中测量所述k空间低域数据。
这样，根据本实施方式，使用对预先确定的k空间原点附近进行了前测量后得到的结果，来决定能够测量与其他区域相比信号值高且包含很多信息的k空间低域数据的实际的k空间低域数据测量范围。并且，以反映了此的序列来执行主测量。
因此，根据本实施方式，在使用任何FOV、截面、序列种类、图像对比度、接收线圈等的情况下，都能够掌握实际的k空间数据形状，所以能够有效收集k空间低域数据，而不会过多或不足地收集(过剩的收集或者收集不足)。
<k空间特性决定方法的变形例>
另外，在上述实施方式中，低域测量范围决定部220决定k空间基准位置和k空间低域测量幅度来作为k空间特性信息，但是不必是决定两者。也可以构成为仅决定任一者。
此外，在上述实施方式中，k空间基准位置基于由各通道接收到的k空间搜索数据的合成结果的形状来决定。但是，并不限于该方法。例如，也可以针对由接收线圈161的各通道接收到的k空间数据(k空间搜索数据)，分别确定信号强度最大的位置，将各确定结果的重心位置设为k空间基准位置。
使用图8(a)以及图8(b)来说明该方法。这里，以与上述同样2通道的情况为例来说明。
首先，低域测量范围决定部220分别测定各通道(通道1、通道2)的k空间搜索数据的形状301、302。并且，分别决定通道1的峰值位置311、通道2的峰值位置312。最后，将两峰值位置311、312的重心位置(相位编码量的平均值)决定为k空间基准位置313。
除此以外，也可以针对各通道的峰值位置311、312，以峰值强度加权来取平均值，将该位置设为k空间基准位置。此外，也可以求取各通道的峰值位置311、312的最大和最小的中点，将该位置设为k空间基准位置。
这样，通过使用各通道的k空间搜索数据来决定k空间基准位置，从而能够求取在不仅考虑因FOV、截面等几何性质引起的峰值移位和因摄像序列导致的峰值移位，而且考虑了因各接收通道的相位分布引起的峰值移位后的实际的k空间原点位置。
此时，针对k空间低域测量幅度，例如，将k空间基准位置313包含在内，分别确定由接收线圈161的各通道接收到的k空间数据满足预先确定的条件的区域，对各确定结果进行合成，设为所述k空间低域测量幅度。预先确定的条件例如设为该信号值为预先确定的阈值以上、从信号值大的一方起为给定数等。合成可以是AND合成、OR合成、重心合成中的任一个。其中，在该情况下，作为k空间低域测量幅度，期望确定为将每个接收通道的上述被确定的区域包罗在内。
使用图9(a)～图9(c)来说明该方法的详细情况。这里，以与上述同样2通道的情况为例来说明。
图9(a)是在相位编码方向(ky方向)上示出各通道(通道1、通道2)的k空间搜索数据的形状301、302的图。低域测量范围决定部220对于各通道的k空间搜索数据的形状301、302分别算出给定阈值以上的范围(k空间低域测量幅度)441、442。算出方法与上述实施方式中算出相加k空间搜索数据的形状303的k空间低域测量幅度的方法相同。
然后，通过OR合成(440a)、AND合成(440b)、重心合成(440c)等对所算出的每个通道的k空间低域测量幅度441、442进行合成，作为该测量中的k空间信号范围。
OR合成、AND合成、重心合成的详细情况分别由以下的式(2-1)～式(4-2)示出。这里，M表示通道数，m表示通道编号(1～M)，ky_s(m)：通道m的k空间低域测量幅度的始点坐标，ky_s(m)：通道m的k空间低域测量幅度的终点坐标，ky_s：合成后的k空间低域测量幅度的始点坐标，ky_e：合成后的k空间低域测量幅度终点坐标，min()：求取排列内的最小值的运算符，max()：求取排列内的最大值的运算符，mean()：求取排列内的平均值的运算符。
OR合成
ky_s＝min(ky_s(1)，ky_s(2)，···)···(2-1)
ky_e＝max(ky_e(1)，ky_e(2)，···)···(2-2)
AND合成
ky_s＝max(ky_s(1)，ky_s(2)，···)···(3-1)
ky_e＝min(ky_e(1)，ky_e(2)，···)···(3-2)
重心合成
ky_s＝mean(ky_s(1)，ky_s(2)，···)···(4-1)
ky_e＝mean(ky_e(1)，ky_e(2)，···)···(4-2)
另外，根据处理方式，可以直接使用以该变形例的方法算出的、每个接收通道的k空间特性信息(k空间基准位置以及k空间低域测量幅度)。例如，按每个接收通道独立地使用k空间低域数据进行处理的情况(半推定、压缩感知(compressed sensing)等)。
另一方面，在使用接收通道间的相关的处理的情况下(平行成像、通道复合成等)，为了正确估计接收通道间的关系性，不在每个通道的k空间特性信息中提取数据，而是直接使用测量到的k空间低域数据，以上述实施方式的方法来算出k空间特性信息即可。
此外，在本实施方式以及上述变形例中，使用在kx方向上进行了最大值投影的k空间搜索数据，来决定k空间特性信息(k空间基准位置以及k空间低域测量幅度)。
但是，也可以不在kx方向上投影就在kx-ky的二维平面上决定k空间特性信息。决定方法与上述相同。
此外，在多切片测量、多回波测量等因接收通道以外的要因而k空间搜索数据存在多个的情况下，能够按每个切片、每个回波来决定k空间特性信息。但是，从脉冲序列形状的观点来看，有时按每个切片、每个回波对k空间的测量坐标进行切换会很困难。在该情况下，还能够在多切片方向、多回波方向上将k空间搜索数据相加，作为一个数据来处理。
<<第二实施方式>>
说明本发明的第二实施方式。在本实施方式中，接受针对调整结果的来自使用者的指示。
根据由k空间搜索数据确定的k空间低域数据测量范围的不同，有时要取得的回波数会改变，测量时间与设想的时间相比会有变化(缩短、延长)。在本实施方式中，特别使在测量时间延长的情况下，使使用者能够选择是允许测量时间的延长并继续测量，或者使测量参数(例如，分辨率(测量矩阵数)、TR等)变化而维持测量时间。
另外，在以下的说明中，将按照最初设定的拍摄条件生成的拍摄序列称为初始序列，将序列调整部230调整后的拍摄序列称为调整序列。
为了实现上述情况，本实施方式的MRI装置基本上具有与第一实施方式的MRI装置100相同的结构。其中，为了实现上述功能，本实施方式的控制系统170如图10所示除了第一实施方式的结构以外，还具备受理部250和变化量计算部260。以下，针对本实施方式，以与第一实施方式不同的结构为主要着眼点进行说明。
变化量计算部260针对使变化的、测量时间以外的预先确定的测量参数，计算为了使调整后的拍摄序列(调整序列)的测量时间与调整前的该拍摄序列(初始序列)的测量时间相等而使变化的变化量。以下，将使调整序列的测量时间与初始序列的测量时间相等称为维持测量时间。
调整序列的测量时间基于低域测量范围决定部220决定的k空间特性信息来算出。并且，变化量作为针对所指定的测量参数使测量时间仅变化初始序列的测量时间与调整序列的测量时间之间的差分的量而算出。例如，若是TR，则将差分直接作为变化量来算出。
受理部250受理将基于调整后的拍摄序列(调整序列)的测量时间和测量时间以外的预先确定的测量参数中的哪一个固定的选择。在本实施方式中，受理部250将指示受理画面显示于显示装置，受理来自使用者的指示。受理部250在指示受理画面中向使用者提示变化量计算部计算出的变化量和基于序列调整部调整后的拍摄序列(调整序列)的测量时间，并受理选择。
图11(a)示出指示受理画面600的例子。如本图所示，指示受理画面600显示调整后的测量时间的变化，并且显示不使测量时间变化的情况下的其他给定的测量参数的变化。这里，作为其他的测量参数，以使用分辨率的情况为例来说明。
指示受理画面600是受理使测量时间变化还是使空间分辨率变化的选择的画面。如本图所示，具备显示执行调整序列的情况下的测量时间的第一显示栏610和示出在调整序列中维持测量时间的情况下的分辨率的第二显示栏620。
在本实施方式中，如本图所示，第一显示栏610显示初始序列的测量时间(scantime)611和调整序列的测量时间(scan time)612，向使用者示出其变化。此时，为了与第二显示栏620之间的对比，为了示出分辨率没有变化，而合并显示初始序列的分辨率(resolution)613和调整序列的分辨率(resolution)614。另外，关于分辨率，示出显示将初始序列的分辨率标准化为1后的值的例子。
第二显示栏620也同样地，显示初始序列的测量时间(scan time)621和调整序列的测量时间(scan time)622。第二显示栏620由于是维持调整序列的测量时间的情况下的显示，所以显示相同的时间。示出初始序列的分辨率(resolution)623和调整序列的分辨率(resolution)624。调整序列的分辨率624显示变化量计算部260的算出结果。
受理部250经由第一显示栏610或者第二显示栏620受理来自使用者的选择。
另外，本实施方式的序列调整部230将受理到的结果反映到调整序列，调整为最终在拍摄中使用的序列。即，在选择了测量时间的情况下，进一步地将拍摄序列(调整序列)的测量参数仅调整由变化量计算部计算出的变化量。
另外，本实施方式的低域测量范围决定部220、前测量部210、以及主测量部的处理与第一实施方式相同。此外，对于序列调整部230，至生成调整序列为止的处理也与第一实施方式相同。
如以上所说明的，本实施方式的MRI装置100与第一实施方式同样地具备前测量部210、低域测量范围决定部220、序列调整部230、主测量部240。并且，本实施方式的MRI装置100进一步具备受理将基于所述调整后的拍摄序列的测量时间和所述测量时间以外的预先确定的测量参数中的哪一个固定的选择的受理部250、和针对所述测量参数计算为了使调整后的所述拍摄序列的测量时间与调整前的该拍摄序列的测量时间相等而要变化的变化量的变化量计算部260，在选择了所述测量时间的情况下，所述序列调整部230进一步将所述拍摄序列的所述测量参数仅调整所述变化量。
此外，所述受理部250也可以向使用者提示所述变化量和基于所述序列调整部230调整后的拍摄序列的测量时间，并受理所述选择。
根据本实施方式，起到与第一实施方式相同的效果。进一步地，由于使用者能够选择在调整序列中许可测量时间的延长，还是调整其他参数来维持测量时间，所以能够在期望的测量时间内实现期望的测量。
<UI的变形例>
另外，在上述实施方式中，在指示受理画面600中，显示基于调整序列的测量时间和维持测量时间的情况下的测量参数的变化量，受理来自使用者的选择。但是，显示于指示受理画面600的信息并不限于此。
例如，也可以构成为在指示受理画面600中不显示初始序列以及调整序列的测量时间等信息，而是针对还包含测量时间在内的可变的测量参数，受理能否变化。此外，也可以在指示受理画面600中，设置针对各可变的测量参数受理调整的优先度的指示的区域。在该情况下，在伴随有测量时间的延长的情况下，考虑本优先度来变更测量时间或者其他的测量参数。
图11(b)、图11(c)示出受理优先度的指示的情况下的指示受理画面601的例子。这里，也以将测量时间以外的测量参数设为分辨率(resolution)的情况为例来说明。
在该情况下，指示受理画面601具备针对测量时间以及分辨率受理优先进行调整的指示的指示栏630。
图11(b)示出受理将测量时间固定(维持；fixed)且使分辨率与此配合地自动变化(Auto)的指示的情况下的例子。即，是受理了调整优先对分辨率进行的指示的例子。
此外，图11(c)示出使测量时间自动地变化(Auto)而分辨率维持的(fixed)指示的情况下的例子。即，是受理了调整优先对测量时间进行的指示的例子。
这里，设为对测量时间和空间分辨率设定优先度，但是也可以构成为能够针对其他参数(例如TR等)来设定优先度。
另外，也可以在被设定了Auto的参数多而无法唯一确定要变更的参数时，在前述的指示受理画面601中显示选择分支使使用者选择等来使参数变更。
另外，也可以构成为不是显示是维持还是使变化并被选择，而是显示给定的范围的变化并受理指示。
即，受理部250受理使基于调整后的拍摄序列(调整序列)的测量时间和测量时间以外的预先确定的测量参数中的哪一个仅在预先确定的范围内进行变化的选择。此外，变化量计算部260针对测量参数，计算为了使调整后的拍摄序列(调整序列)的测量时间与调整前的拍摄序列(初始序列)的测量时间之差处于所述范围内而使变化的变化量。
此时，在选择了测量时间的情况下，序列调整部230在拍摄序列(调整序列)中，按照变化量计算部260的计算结果，也调整测量参数。
在该情况下，例如，也可以构成为在图11(b)或者图11(c)所示的指示受理画面601中，与固定(Fixed)一起提示该范围。进一步地，也可以构成为使该范围能够由使用者来设定。
通过构成为对优先度进行选择，从而能够减轻使用者所耗费的时间。此外，通过设定进行固定的范围，从而能够实现更细致的调整。
<<第三实施方式>>
接着，说明本实施方式的第三实施方式。在第一实施方式中，在前测量时，前测量部210测量预先确定的搜索范围的全部测量点。另一方面，在本实施方式中，抑制前测量中的测量点数，使处理高速化。
本实施方式的MRI装置基本上具有与第一实施方式的MRI装置100相同的结构。其中，由于如上所述抑制前测量的点数，推定不足的量，所以前测量部210以及低域测量范围决定部220的处理并不相同。以下，针对本实施方式，以与第一实施方式不同的结构为主要着眼点来说明。
在本实施方式中，在每次前测量部210取得k空间数据时，低域测量范围决定部220推定k空间特性信息(k空间基准位置和k空间低域测量幅度)，使用此来推定k空间低域数据测量范围，在收敛了的时间点，结束前测量。另外，在即使测量了k空间搜索范围整体也没有收敛的情况下，在完成k空间搜索范围整体的测量的时间点结束前测量。以下，将要推定的各信息分别称为推定k空间特性信息、推定k空间基准位置、推定k空间低域测量幅度、以及推定k空间低域数据测量范围。
前测量部210按照预先确定的顺序，测量k空间数据，并在每次测量时配置于k空间。
低域测量范围决定部220在每次前测量部210取得k空间数据时，推定未测量的k空间数据，使用该推定结果来对推定k空间特性信息以及推定k空间低域数据测量范围进行推定，在与前1次推定出的推定k空间低域数据测量范围之间的差处于预先确定的范围内的情况下，将该时间点的最新的推定k空间特性信息设为k空间特性信息。
即，低域测量范围决定部220在每次前测量部210在k空间配置k空间数据时，推定未测量信号(搜索数据)，对推定k空间特性信息进行推定，根据所推定出的推定k空间特性信息(推定k空间基准位置以及推定k空间低域测量幅度)来对推定k空间低域数据测量范围进行推定。
并且，低域测量范围决定部220判别推定结果是否适当。关于是否适当，算出与前1次推定出的推定k空间低域数据测量范围之间的差，按照该差是否在预先确定的阈值内来判别。若在阈值内，则判断为是收敛的，在使前测量部210结束测量的同时，将该时间点的最新的推定k空间特性信息作为决定结果来输出。
另外，在不收敛时，在前测量部210完成了整个搜索范围的测量的情况下也结束测量。在该情况下，低域测量范围决定部220将使用在该时间点得到的全部k空间数据决定的k空间特性信息作为决定结果来输出。
使用图12(a)来说明低域测量范围决定部220的推定的详细情况。
这里，以前测量部210使相位编码量从0起以绝对值单调增加的方式进行变化来取得k空间数据的情况为例来说明。即，前测量部210使相位编码量按照0、正1、负1、正2、负2的顺序变化成绝对值大的值，来取得k空间数据。
低域测量范围决定部220如本图所示使用所推定出的测量点(测量数据)来推定其他测量点(推定数据)。另外，推定通过根据既往测量点(推定数据)的外插来进行。在图12(a)中，使用所测量到的点之中自外侧2点的1次外插，但是所使用的点数、次数没有限制。推定结果被保持在存储器中。
然后，低域测量范围决定部220使用测量数据和推定数据，以第一实施方式的各方法，决定推定k空间特性信息(推定k空间基准位置以及推定k空间低域测量幅度)。
说明本实施方式的k空间特性信息决定处理以及拍摄序列调整处理的流程。图13是正式处理的处理流程。在本实施方式中，正式处理在主测量之前各扫描的开始后实施。
前测量部210设定用于决定k空间特性信息的前测量的搜索范围(步骤S3101)，开始搜索范围内的前测量(步骤S3102)。
在前测量中，前测量部210测量回波信号(步骤S3103)，在每次取得k空间数据时，保存该k空间数据(步骤S3104)。
若前测量部210保存了k空间数据，则低域测量范围决定部220推定未测量数据(步骤S3105)，使用测量数据和未测量数据，来推定k空间特性信息(推定k空间特性信息)(步骤S3106)，并基于此，推定k空间低域数据测量范围(推定k空间低域数据测量范围)(步骤S3107)。所推定出的推定k空间低域数据测量范围被保存在存储器中。
然后，低域测量范围决定部220如上所述取与在前1次的测量中得到的推定k空间低域数据测量范围之间的差分，并判别是否适当(步骤S3108)。
在判别为不适当且未完成整个搜索范围的搜索的情况下，低域测量范围决定部220将在存储器中存放的前1次的测量中得到的推定k空间低域数据测量范围更新为最新的推定k空间低域数据测量范围，返回到步骤S3103，重复进行处理。
另一方面，在判别为适当的情况下，或者，在完成了整个搜索范围的搜索的情况下，低域测量范围决定部220将该时间点的最新的推定k空间特性信息作为决定结果来输出(步骤S3109)。
序列调整部230基于低域测量范围决定部220决定的k空间特性信息(k空间基准位置以及k空间低域测量幅度)来调整拍摄序列(步骤S3110)。
如以上所说明的，本实施方式的MRI装置100与第一实施方式同样地具备前测量部210、低域测量范围决定部220、序列调整部230、和主测量部240。并且，所述低域测量范围决定部220在每次所述前测量部210取得所述k空间数据时，推定未测量的k空间数据，使用该推定结果来推定推定k空间特性信息以及推定k空间低域数据测量范围，在与前1次推定出的推定k空间低域数据测量范围之间的差处于预先确定的范围内的情况下，将该时间点的最新的推定k空间特性信息设为所述k空间特性信息。
这样，根据本实施方式，起到与第一实施方式相同的效果。进一步地，由于能够抑制得到k空间特性信息时的测量点数，所以整体的测量时间缩短该部分的量。因此，能够更加高速地取得与第一实施方式相同的效果。
<测量顺序的变形例>
另外，前测量部210的k空间的测量顺序并不限定于上述的顺序。例如，也可以是图12(b)所示那样的测量顺序。
该测量顺序首先测量测量顺序1、2、3的各点。它们是搜索范围的大致两端的2点和中心的1点。接着，分别求取测量顺序1和2的信号平均值、2和3的信号平均值，将平均值较大者的中点(这里设为测量顺序2和3的中点)作为测量顺序4来进行测量。同样地，根据测量顺序2和4的信号平均值、4和3的信号平均值来对测量顺序5进行测量。重复进行上述过程。
通过设为这样的测量顺序，从而能够以较少的测量数来推定推定k空间基准位置，能够推定推定k空间特性信息。该情况下的反复次数可以与k空间基准位置的收敛相应地决定，也可以根据搜索范围来求取。
此外，本实施方式也能够应用于第一实施方式的各变形例。此外，也可以如第二实施方式及其变形例那样具备UI。
<<第四实施方式>>
说明本发明的第四实施方式。在本实施方式中，不仅将通过前测量得到的k空间搜索数据使用在k空间特性信息(k空间基准位置和k空间低域测量幅度)的决定中，还进一步地使用在最佳的接收增益的设定中。
本实施方式的MRI装置基本上具有与第一实施方式的MRI装置100相同的结构。其中，本实施方式的控制系统170如图14所示进一步具备根据前测量中得到的k空间数据来决定与k空间的位置相应的接收增益的接收增益设定部270。以下，针对本实施方式，以与第一实施方式不同的构成为主要着眼点来说明。
接收增益设定部270根据在低域测量范围决定部220决定k空间特性信息(k空间基准位置以及k空间低域测量幅度)时算出的k空间低域数据形状来算出能应用于k空间低域的各位置的最大的接收增益。
具体来说，根据与k空间低域的位置相应的信号强度的最大值，来决定来自该位置的回波信号的、接收处理部162内的放大器的放大率。放大率被决定为能够在接收处理部162内最大限地有效利用配置在放大器的后级的A/D转换器的动态范围。并且，向接收处理部162指示决定结果。
接收处理部162在主测量时按照指示将由接收线圈161接收到的各回波信号放大。此外，在放大后，将因接收增益不同而导致的信号放大的差异标准化，并输出。由此，能够在控制系统170中，与通常的图像数据同样地进行重构处理。
说明本实施方式的k空间低域数据测量范围决定处理、拍摄序列调整处理以及接收增益设定处理的流程。图15是正式处理的处理流程。正式处理在主测量之前各扫描的开始指示之后立即实施。
步骤S4101至步骤S4107的处理与第一实施方式的步骤S1101至S1107的处理相同，所以这里省略详细的说明。
若完成了拍摄序列的调整，则接收增益设定部270根据为了算出k空间特性信息而得到的k空间低域数据的形状来决定与k空间的位置相应的接收增益，通过通知接收处理部162来变更接收增益(步骤S4108)，并结束处理。
如以上所说明的那样，本实施方式的MRI装置100与第一实施方式同样地具备前测量部210、低域测量范围决定部220、序列调整部230、以及主测量部240。并且，本实施方式的MRI装置100进一步具备：将由接收线圈收集到的回波信号放大并设为所述k空间数据的接收处理部162；和根据在所述前测量中得到的所述k空间数据来决定与k空间的位置相应的接收增益的接收增益设定部270。
一般，接收增益在每次测量时给出1个值。但是，根据本实施方式，能够根据依据k空间搜索数据掌握的k空间特性，与k空间的位置相应地算出最大的接收增益。根据此，对接收处理部162内的放大器以及A/D转换器进行调整。
由于这些是以最佳的接收增益来接收的，所以最大限地有效利用A/D转换器所具有的动态范围的信号接收就成为可能。根据此，能够抑制因系统噪声的混入导致的SNR的降低。
另外，在本实施方式中，也能够应用第一实施方式的各变形例、第二实施方式及其变形例的UI。此外，k空间低域数据形状也可以使用以第三实施方式的方法推定出的数据形状。
此外，在上述各实施方式中，以二维测量为例进行了说明，但是在三维测量的情况下也能够应用上述各实施方式。在三维测量的情况下，决定设为k空间低域的相位编码量以及步骤数和切片编码量以及步骤数，来调整拍摄序列。
符号说明
100 MRI装置，101 被检测体，120 静磁场产生系统，130 倾斜磁场产生系统，131倾斜磁场线圈，132 倾斜磁场电源，150 发送系统，151 高频线圈(发送线圈)，152 发送处理部，160 接收系统，161 高频线圈(接收线圈)，162 接收处理部，170 控制系统，171 CPU，172 存储装置，173 显示装置，174 输入装置，210 前测量部，220 低域测量范围决定部，230 序列调整部，240 主测量部，250 受理部，260 变化量计算部，270 接收增益设定部，301 通道1的k空间搜索数据的形状，302 通道2的k空间搜索数据的形状，303 相加k空间搜索数据的形状，310 k空间基准位置，311 通道1的峰值位置，312 通道2的峰值位置，313k空间基准位置，410、420、430 k空间低域测量幅度，440 a OR合成后的k空间低域测量幅度，440b AND合成后的k空间低域测量幅度，440c 重心合成后的k空间低域测量幅度，441 通道1的k空间低域测量幅度，442 通道2的k空间低域测量幅度，501 初始的相位编码倾斜磁场，502、503、504 调整后的相位编码倾斜磁场，511 初始的采样密度，512、513、514 调整后的采样密度，600、601 指示受理画面，610 第一显示栏，611 初始序列的测量时间，612 调整序列的测量时间，613 初始序列的分辨率，614 调整序列的分辨率，620 第二显示栏，621初始序列的测量时间，622 调整序列的测量时间，623 初始序列的分辨率，624 调整序列的分辨率，630 指示受理栏。

Claims (13)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
前测量部，使用与为了取得图像而执行的主测量相同的拍摄序列来测量作为k空间的预先确定的低域范围的k空间低域的k空间数据；
低域测量范围决定部，使用所述前测量部收集到的k空间数据，得到对能测量k空间低域数据的k空间低域数据测量范围进行确定的k空间特性信息；
序列调整部，调整所述拍摄序列，以便将所述k空间低域数据测量范围内的k空间数据测量为所述k空间低域数据；以及
主测量部，使用所述序列调整部调整后的拍摄序列来执行所述主测量。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述k空间特性信息包含作为所述k空间数据的信号强度成为最大的位置的k空间基准位置，
所述序列调整部调整所述拍摄序列，以便从以所述k空间基准位置为中心的范围中测量所述k空间低域数据。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述k空间特性信息包含与所述k空间数据的信号强度相应地确定的k空间低域测量幅度，
所述序列调整部调整所述拍摄序列，以便从所述k空间低域测量幅度的范围中测量所述k空间低域数据。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置具备多通道的接收线圈，
所述低域测量范围决定部将通过对由所述接收线圈的各通道接收到的所述k空间数据进行合成而得到的合成数据的信号强度成为最大的位置设为所述k空间基准位置。
5.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置具备多通道的接收线圈，
所述低域测量范围决定部将包含作为所述k空间数据的信号强度成为最大的位置的k空间基准位置在内且通过对由所述接收线圈的各通道接收到的所述k空间数据进行合成而得到的合成数据满足预先确定的条件的范围设为所述k空间低域测量幅度。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置还具备：
受理部，受理将基于调整后的所述拍摄序列的测量时间和所述测量时间以外的预先确定的测量参数中的哪一个固定的选择；以及
变化量计算部，针对所述测量参数，计算为了使调整后的所述拍摄序列的测量时间与调整前的该拍摄序列的测量时间相等而发生变化的变化量，
在选择了所述测量时间的情况下，所述序列调整部进一步将所述拍摄序列的所述测量参数仅调整所述变化量。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述受理部向使用者提示所述变化量和基于所述序列调整部调整后的拍摄序列的测量时间，并受理所述选择。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述低域测量范围决定部在每次所述前测量部取得所述k空间数据时，推定未测量的k空间数据，使用该推定结果来对推定k空间特性信息以及推定k空间低域数据测量范围进行推定，在与前1次推定出的推定k空间低域数据测量范围之间的差处于预先确定的范围内的情况下，将该时间点的最新的推定k空间特性信息设为所述k空间特性信息。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置还具备：
接收处理部，将由接收线圈收集到的回波信号放大，设为所述k空间数据；以及
接收增益设定部，根据由所述前测量部得到的所述k空间数据决定与k空间的位置相应的接收增益。
10.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置具备多通道的接收线圈，
所述低域测量范围决定部针对由所述接收线圈的各通道接收到的所述k空间数据，分别确定信号强度成为最大的位置，将各确定结果的重心位置设为所述k空间基准位置。
11.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置具备多通道的接收线圈，
所述低域测量范围决定部分别确定包含作为所述k空间数据的信号强度成为最大的位置的k空间基准位置在内且由所述接收线圈的各通道接收到的所述k空间数据满足预先确定的条件的区域，对各确定结果进行合成，设为所述k空间低域测量幅度。
12.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
该磁共振成像装置还具备：
受理部，受理使基于所述调整后的拍摄序列的测量时间和所述测量时间以外的预先确定的测量参数中的哪一个仅在预先确定的范围内变化的选择；以及
变化量计算部，针对所述测量参数，计算为了使调整后的所述拍摄序列的测量时间与调整前的所述拍摄序列的测量时间之差处于所述范围内而发生变化的变化量，
在所述受理部中选择了所述测量时间的情况下，所述序列调整部在所述拍摄序列中根据所述变化量计算部的计算结果也调整所述测量参数。
13.一种磁共振成像方法，其特征在于，
使用与为了取得图像而执行的主测量相同的拍摄序列来收集k空间低域的预先确定的范围的k空间数据，
使用收集到的所述k空间数据，来确定测量k空间低域数据的k空间低域数据测量范围，
调整所述拍摄序列，以便从所述k空间低域数据测量范围中测量所述k空间低域数据，
使用调整后的所述拍摄序列来执行所述主测量。
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004080302A1 (ja) * 2003-03-14 2004-09-23 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US20100290682A1 (en) * 2007-10-18 2010-11-18 Hitachi Medical Corporation Magnetic Resonance Imaging Apparatus
CN102415882A (zh) * 2010-09-28 2012-04-18 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN102440778A (zh) * 2010-09-30 2012-05-09 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN103747728A (zh) * 2012-08-04 2014-04-23 株式会社东芝 磁共振成像装置以及磁共振成像方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3672205A (en) * 1970-12-14 1972-06-27 Us Air Force Determination of heat transfer through fluids
DE2802202C2 (de) * 1978-01-19 1986-09-04 Robert Bosch Gmbh, 7000 Stuttgart Einrichtung zur Erfassung von Druckschwankungen im Brennraum einer Brennkraftmaschine
US9064303B2 (en) * 2010-09-27 2015-06-23 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method configured to correct specific region data based on benchmark slice
WO2014013950A1 (ja) * 2012-07-19 2014-01-23 独立行政法人 国立長寿医療研究センター 歯垢、歯肉及び歯槽骨の計測表示方法及び計測表示装置
JP6230811B2 (ja) * 2013-04-26 2017-11-15 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN105120745B (zh) * 2013-05-17 2017-12-19 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
DE102014211572B4 (de) * 2014-06-17 2019-05-29 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Rekonstruktion eines dreidimensionalen Magnetresonanzbilddatensatzes bei einem das Magnetfeld verzerrenden Störobjekt, Magnetresonanzeinrichtung und Computerprogramm
KR20160029586A (ko) * 2014-09-05 2016-03-15 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 그 동작방법
US9989613B2 (en) * 2014-12-02 2018-06-05 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method for externally calibrated parallel imaging in the presence of an inhomogeneous magnetic field
KR101806902B1 (ko) * 2016-02-16 2017-12-12 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 복원 방법 및 장치

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004080302A1 (ja) * 2003-03-14 2004-09-23 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US20100290682A1 (en) * 2007-10-18 2010-11-18 Hitachi Medical Corporation Magnetic Resonance Imaging Apparatus
CN102415882A (zh) * 2010-09-28 2012-04-18 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN102440778A (zh) * 2010-09-30 2012-05-09 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN103747728A (zh) * 2012-08-04 2014-04-23 株式会社东芝 磁共振成像装置以及磁共振成像方法

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