JP2009178444A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】高速スピンエコー法によるデータ収集を行うことにより、より良好な画質の成分画像データまたは成分抑制画像データを生成することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段および画像データ生成手段を有する。データ収集手段は、撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ高周波励起パルスの印加から最初のエコー(Sb1)までの時間t2が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集する。画像データ生成手段は、第１および第２のデータに基づいて成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する。
【選択図】図５

Description

本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR:nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、受信信号の水成分と脂肪成分の分離または脂肪抑制画像の収集を行う磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のRF信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。

この磁気共鳴イメージングにおけるデータ収集法として、高速スピンエコー(FSE: fast spin echo) 法が知られている。FSE法は、90°RF励起パルスを印加した後に、磁化スピンの位相を反転するための180°反転(リフォーカス)RFパルスを繰り返し印加することにより複数のエコー信号を発生させ、それぞれのエコー信号で独立した位相エンコードを行うデータ収集法である。

このFSE法において、磁場の不均一性の影響を受けずにエコー信号の水成分と脂肪成分とを分離する方法および脂肪信号を抑制する脂肪抑制法が提案されている(例えば非特許文献１参照)。この脂肪成分と水成分の分離法および脂肪抑制法は、１つの分子内における電子雲の歪みによる相互作用であるJカップリングの影響によって、エコー間隔(ESP: echo space)が短いほど脂肪組織の横緩和(T2)値が小さくなるという性質を利用している。具体的には、この手法は、エコー間隔が短いシーケンスとエコー間隔が長いシーケンスのそれぞれの実行によって得られるFSE画像を比較して差分を取ることにより水成分と脂肪成分とを分離抽出するものである(例えば非特許文献２参照)。そして、差分画像として脂肪成分と水成分とを分離した画像または脂肪抑制画像が作成される。

図１は、従来の脂肪信号と水信号の分離を行うためのFSEパルスシーケンスおよび脂肪信号と水信号の分離法を説明する図である。

図１(a)、(b)において、横軸は時間を、RFはRFパルスを、Gssはスライス選択(SS: slice selection)用の傾斜磁場パルスを、Gpeは位相エンコード(PE: phase encode)用の傾斜磁場パルスを、Groはリードアウト(RO: readout)用の傾斜磁場パルスを、ECHOはエコー信号を、それぞれ示す。

図１(a)に示すように第１のFSEシーケンスは、RF励起パルスに続いてRFリフォーカスパルスを一定のエコー間隔ESP aで繰り返し印加することにより、エコー間隔ESP aで連続的にエコー信号を収集するシーケンスである。この第１のFSEシーケンスの実行の結果、ｋ空間（Fourier 空間）上における１画像データ分の第１のエコーデータEaが収集され、第１のエコーデータEaの逆フーリエ変換等の画像再構成処理によって第１の画像データIaが生成される。一方、図１(a)に示す第１のFSEシーケンスのエコー間隔ESP aよりも長いエコー間隔ESP bを有する図１(b)に示すような第２のFSEシーケンスの実行によって、ｋ空間上における１画像データ分の第２のエコーデータEbが収集される。そして、第２のエコーデータEbの画像再構成処理によって第２の画像データIaが生成される。

尚、Jカップリング以外のコントラスト要因を同一にするため、第１のFSEシーケンスおよび第２のFSEシーケンスの各実効エコー時間(TEeff: effective echo time)は、なるべく同一とすることが望ましい。実効TE (echo time)は、FSE法において、最も画像コントラストに寄与するエコー信号に対応するTEである。一般には、ｋ空間の中心付近における低周波数成分のエコーデータによって画像コントラストが支配される。

上述したように第１の画像データIaおよび第２の画像データIbが生成されると、予め設定されたある閾値Ithresholdに基づいて第１の画像データIaおよび第２の画像データIbから式(1-1)および式(1-2)により脂肪画像データIfおよび水画像データIwを計算することができる。
［数１］
If=Ia IF Ia-Ib≧Ithreshold
=0 IF Ia-Ib<Ithreshold (1-1)
Iw=sqrt(Ia²+Ib²) IF Ia-Ib≦Ithreshold
=0 IF Ia-Ib>Ithreshold (1-2)
すなわち、式(1-1)および式(1-2)に示すように、第１の画像データIaと第２の画像データIbとの差分値が閾値Ithresholdと比較される。そして、差分値が閾値Ithreshold以上である場合には、第１の画像データIaが脂肪画像データIfとされ、閾値Ithreshold以下である場合には、第１の画像データIaおよび第２の画像データIbの平方和が水画像データIwとされる。

ここで、Jカップリングによる信号強度への影響はたかだか10ppm程度であり、通常のMRI装置で観測される磁場の不均一性の影響によってはほとんど変化しない。このため、第１の画像データIaおよび第２の画像データIbに含まれる水成分データおよび脂肪成分データの各信号強度は磁場の不均一性の影響を殆ど受けない。この結果、得られる水画像データIwおよび脂肪画像データIfも磁場の不均一性の影響をほとんど受けないことになる。

一方、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号を得るまでの間隔を後続の隣り合う２つのエコーの間隔の３以上の奇数倍となるように設定したFSEシーケンスを用いてデータ収集を行うことにより、Jカップリングによる脂肪組織における信号強度の増加を低減する技術が開示されている(例えば特許文献１参照)。
特開平７−１５５３０９号公報 R. Todd Constable et al., "Distinguishing Coupled versus Non-coupled Spins using Fast Spin Echo Imaging: A Fat-Water Separation Technique", ISMRM No. 1196, 1993. Matt A. Bernstein et al., "Handbook of MRI pulse sequences", ISBN-0-12-092861-2, p795-797.

しかしながら、上述したエコー間隔を変えた２種類のFSEシーケンスの実行によって得られる２つの画像から計算処理によって水画像データおよび脂肪画像データを得る従来の方法には、以下のような問題点がある。

第１の問題点として、撮像時間が長くなるという問題がある。すなわち、従来の方法では、２種類のエコー間隔のFSEシーケンスの実行によってエコーデータをほぼ同一の実効TEで収集することが必要である。このため、エコー間隔が長い方のFSEシーケンスにより1繰り返し時間(TR: repetition time)内に得られるエコー信号の数が、エコー間隔が短い方のFSEシーケンスにより1TR内に得られるエコー信号の数よりも少なくなる。例えば、エコー間隔が長い方のFSEシーケンスのエコー間隔が、エコー間隔が短い方のFSEシーケンスのエコー間隔の３倍である場合、エコー間隔が長い方のFSEシーケンスにより1TR内において得られるエコー信号の数は、エコー間隔が短い方のFSEシーケンスにより1TR内において得られるエコー信号の数の1/3となる。この結果、撮像時間が長くなり、十分な高速化ができないという問題がある。

第２の問題点として、収集されるエコー信号のバンド幅が短いエコー間隔のFSEシーケンスによって制限されることに起因する問題がある。例えば、エコー間隔が長い方のFSEシーケンスでは、エコー収集以外の無駄な時間が多くなりデータの収集効率が低下する。このため、エコー間隔が長い方のFSEシーケンスは、そのエコー数で最適化したシーケンスに比べてS/N比 (SNR: signal to noise ratio)が低下してしまう。また、エコー信号のバンド幅を２つの異なるエコー間隔のFSEシーケンスについてそれぞれ別々に設定すると、各FSEシーケンスの実行によってそれぞれ得られる画像データのリードアウト方向におけるケミカルシフトによる位置ずれ量が異なるものとなる。この結果、水画像や脂肪画像等の計算画像上における位置ずれが顕著となり、画質の劣化に繋がる。

第３の問題点として、S/Nの低い画像が生成された場合やその他の外乱の影響を受けることにより、水画像と脂肪画像の分離や脂肪抑制画像の抽出が良好に行われず、失敗する可能性があるという問題がある。

この他、２つのエコー間隔が異なるFSEシーケンスにより得られる画像データ間において、T2緩和によるボケが異なりことから差分画像データを作成する際にアーチファクトが生じやすいという問題もある。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、高速スピンエコー法によるデータ収集を行うことにより、より良好な画質の成分画像データまたは成分抑制画像データを生成することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。また、本発明の他の目的は、高速スピンエコー法により、より短時間で成分画像データまたは成分抑制画像データを生成するために必要なデータの収集を行うことが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、前記第１および第２のデータに基づいて成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１０に記載したように、撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間およびエコー間隔の少なくとも一方が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、前記第１および第２のデータの少なくとも一方に対するJカップリングの影響の程度を表すパラメータを用いて前記第１および第２のデータから成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１１に記載したように、撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間およびエコー間隔の少なくとも一方が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、前記第１および第２のデータを共通のｋ空間上において位相エンコード方向に１エコーデータラインごとに交互に配置して再構成される画像データから成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、高速スピンエコー法によるデータ収集を行うことにより、より良好な画質の成分画像データまたは成分抑制画像データを生成することができる。また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、高速スピンエコー法により、より短時間で成分画像データまたは成分抑制画像データを生成するために必要なデータの収集を行うことができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

RFコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。RFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。

図３は、図２に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、画像再構成部４３、画像データベース４４および画像処理部４５として機能する。

撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、水成分と脂肪成分とを分離した画像データまたは脂肪抑制画像データを生成するための２種類のFSEシーケンスを設定する機能を備えている。

そのために、撮像条件設定部４０は、撮像条件の設定用画面情報を表示装置３４に表示させる機能を備えている。そして、ユーザは表示装置３４に表示された撮像条件の設定画面を参照して入力装置３３に操作を行うことにより、予め準備された撮像部位や撮像条件ごとの複数の撮像プロトコルの中から撮像に用いる撮像プロトコルを選択したり、必要なパラメータ値等の撮像条件を設定することができる。このような撮影条件の設定用のインターフェースとしてGUI (Graphical User Interface)技術を利用することができる。

撮像条件設定部４０において設定される２種類のFSEシーケンスは、互に各エコー間隔が等しいが、RF励起パルスの印加時刻から最初のエコー信号の収集時刻までの時間間隔が互に異なるFSEシーケンスとされる。すなわち、撮像条件設定部４０は、RF励起パルスの印加時刻から最初のエコー信号の収集時刻までの時間間隔が短い側の第１のFSEシーケンスと長い側の第２のFSEシーケンスを撮影条件として設定されるように構成される。

図４は、図２に示す撮像条件設定部４０において設定される第１のFSEシーケンスの一例を示すパルスシーケンスチャートであり、図５は、図２に示す撮像条件設定部４０において設定される第２のFSEシーケンスの一例を示すパルスシーケンスチャートである。

図４および図５において、横軸は時間を、RFはRFパルスを、Gssはスライス選択用の傾斜磁場パルスを、Gpeは位相エンコード用の傾斜磁場パルスを、Groはリードアウト用の傾斜磁場パルスを、ECHOはエコー信号を、それぞれ示す。

図４に示すように第１のFSEシーケンスAは、RF励起パルスに続いてRFリフォーカスパルスを一定のエコー間隔ESPで繰り返し印加することにより、エコー間隔ESPで連続的にエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …を収集するシーケンスである。第１のFSEシーケンスAでは、RF励起パルスを印加してから予め任意に決定された時間t1後に最初のエコー信号Sa1が収集される。この時間t1は習慣的にはエコー間隔ESPと同一に設定されるが変更することもできる。

第１のFSEシーケンスAの実行によって、エコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …は、位相エンコード用の傾斜磁場パルスの印加によって異なる位相エンコード量で位相エンコードされた状態で収集される。この結果、１枚の画像データの生成に必要な全てのエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …が収集される。一般的には、位相エンコード量を変化させながらRF励起パルスを複数回に亘って繰り返し印加するマルチショット撮像が行われることが多い。図４はマルチショット撮像を行う場合の例を示す。ただし、１回の高周波励起で１枚分の画像データの生成に必要な全てのエコー信号を収集するシングルショット撮像を行うこともできる。

そして、第１のFSEシーケンスAの実行の結果収集される１画像データ分の第１のエコーデータEaは、後述するようにｋ空間上に配列され、第１のエコーデータEaに対する逆フーリエ変換等の画像再構成処理によって第１の画像データIaを生成することができる。

一方、図５に示す第２のFSEシーケンスBは、図４に示す第１のFSEシーケンスAと同様に、RF励起パルスに続いてRFリフォーカスパルスを一定のエコー間隔ESPで繰り返し印加することにより、エコー間隔ESPで連続的にエコー信号Sb1, Sb2, Sb3, …を収集するシーケンスである。ただし、第２のFSEシーケンスBにおいて、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2が第１のFSEシーケンスAにおいて、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sa1を得るまでの時間t1よりも長く設定される。図５は、CPMG (Carr-Purcell Meiboom-Gill sequence)において、始めの数エコー分だけ最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を延ばした例を示している。

第２のFSEシーケンスBの実行によって、エコー信号Sb1, Sb2, Sb3, …は、位相エンコード用の傾斜磁場パルスの印加によって異なる位相エンコード量で位相エンコードされた状態で収集される。この結果、１枚の画像データの生成に必要な全てのエコー信号Sb1, Sb2, Sb3, …が収集される。一般的には、マルチショット撮像が行われることが多いがシングルショット撮像を行うこともできる。

そして、第２のFSEシーケンスBの実行の結果収集される１画像データ分の第２のエコーデータEbは、後述するようにｋ空間上に配列され、第２のエコーデータEbに対する逆フーリエ変換等の画像再構成処理によって第２の画像データIbを生成することができる。

図４および図５に示すような第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの実行によって第１のエコーデータEaおよび第２のエコーデータEbを収集するようにすると、図１に示すように一方のエコー間隔が長くなるように設定された２種類のFSEシーケンスを用いてエコーデータを収集する場合に比べて、エコーデータを収集する時間的な効率を高めることができる。すなわち、図４および図５に示すように最初のエコー信号Sa1, Sb1をそれぞれ得るまでの時間t1, t2を変えた第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの実行によって第１のエコーデータEaおよび第２のエコーデータEbを収集すれば、エコー間隔を延長することなく従来に比べて時間的により効率的にJカップリングに関する特性の異なる２組のエコーデータを収集することが可能である。

ここで、好適な一例としては、第２のFSEシーケンスBにおいて、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2は、式(2)に示すように隣り合う２つのエコー信号間におけるエコー間隔ESPの３以上の奇数倍となるように設定される。
［数２］
t2=(2m+1)・ESP (2)
ただし、式(2)においてmは１以上の整数（自然数）である。図５は、m=1、すなわち、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2をエコー間隔ESPの３倍に設定した場合の例を示している。

式(2)が満たされるようにスライス選択用の傾斜磁場パルスGssおよびリードアウト用の傾斜磁場パルスGroは、例えば次のように決定することができる。ただし、他の公知な傾斜磁場の決定法により各傾斜磁場パルスを調整しても良い。

最初の180°RFリフォーカスパルスと共に印加されるスライス選択用の傾斜磁場パルスGssの面積、つまり傾斜磁場パルスの強度×印加時間で求められる時間積分値を、２回目以降の180°RFリフォーカスパルスと共に印加されるスライス選択用の傾斜磁場パルスGssの時間積分値の３以上の奇数倍とする。換言すると、最初の180°RFリフォーカスパルスと２番目の180°RFリフォーカスパルスとの間に印加されるスライス選択用の傾斜磁場パルスGssの時間積分値を、２回目以降の隣り合う180°RFリフォーカスパルス間に印加されるスライス選択用の傾斜磁場パルスGssの時間積分値の２以上の整数倍とする。

エコー信号は、リードアウト用の傾斜磁場パルスGroの印加によって読み出される。最初のエコー信号Sb1の読み出し時に印加するリードアウト用の傾斜磁場パルスGroの面積、つまり傾斜磁場パルスの強度×印加時間で求められる時間積分値を、２番目以降のエコー信号Sb2, Sb3, Sb4, …の読み出し時にそれぞれ印加されるリードアウト用の傾斜磁場パルスGroの時間積分値の２以上の整数倍とする。

尚、傾斜磁場の時間積分値を制御するために、磁場強度一定のもとで印加時間を調整することも可能であるし、印加時間一定のもとで磁場強度を調整することも可能である。また、磁場強度および印加時間の双方を調整することも可能である。

次に、式(2)のように第２のFSEシーケンスBにおいて、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を設定することにより得られる効果について説明する。

第２のFSEシーケンスBのようにRF励起パルスの印加時刻と最初のエコー信号Sb1の収集時刻との間における時間t2が第１のFSEシーケンスAにおける時間t1よりも長くなるように時間t2を延長すると、第２のFSEシーケンスBを実行する場合における脂肪信号の減少程度は、第１のFSEシーケンスAを実行する場合における脂肪信号の減少程度よりも大きくなる。従って、第２のFSEシーケンスBの実行により得られる画像データのコントラストは、第１のFSEシーケンスAの実行により得られる画像データのコントラストより通常のスピンエコー(SE: spin echo)法により得られる画像データのコントラストに近くなる。

一方、撮影時間の短縮及び多数のエコー信号を得るという観点から考えると、第２のFSEシーケンスBにおいて最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2は、短いほうが好ましい。従って、式(1)においてm=1、つまり第２のFSEシーケンスBにおいて最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2はエコー間隔ESPの３倍であることが理想的である。実験では、第２のFSEシーケンスBにおいて最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2をエコー間隔ESPの３倍としても、通常のSE法により画像データを収集する場合と同程度のコントラストの画像データを得ることができることが確認されている。

このように、RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を、エコー間隔ESPの３以上の奇数倍に設定すれば、後述するように励起エコー(STE: stimulated echo)やインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで発生させて、画像構成に活用することが可能となる。

ところで、180°RFリフォーカスパルスが180°のフリップ角成分だけを有することは現実的には不可能である。このため、磁化スピンは、180°RFリフォーカスパルスの印加を受ける毎に、予定通り位相反転する第１の成分、縦磁化に入る第２の成分、180°RFリフォーカスパルスの影響を受けないで、そのまま定常的に位相が分散していく第３の成分に分化する。第１の成分は主エコーとして発生し、第２の成分は、STEとして発生し、第３の成分は、インダイレクトエコーとして発生する。つまり、STEは、90°RF励起パルスの印加後に、縦磁化を経由して発生するエコーである。また、インダイレクトエコーとは、180°RFリフォーカスパルスによる位相反転を偶発的（非定常的）に受けて発生するエコーである。

ここで、90°RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を、エコー間隔ESPの３以上の奇数倍に設定することで、STEやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで発生させることができる原理について説明する。なお、説明の便宜上、式(2)においてm=1と仮定する。第２のFSEシーケンスBにおいて180°RFリフォーカスパルスの印加タイミングは、第１のFSEシーケンスAにおいて最初のエコー信号Sa1を得るまでの時間t1をエコー間隔ESPに設定した場合における180°RFリフォーカスパルスの印加タイミングから最初の180°RFリフォーカスパルスの印加タイミングおよび３番目の180°RFリフォーカスパルスの印加タイミングを除去したものに相当する。最初のエコー信号Sa1を得るまでの時間t1をエコー間隔ESPに設定した第１のFSEシーケンスAにおける180°RFリフォーカスパルスの間隔は、STEやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで発生させるように調整されている。ここで、STE、インダイレクトエコー及び主エコーの位相分散は、180°RFリフォーカスパルスの間隔によらず一定である。従って、90°RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を、エコー間隔ESPの３以上の奇数倍に設定すれば、STEやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能となる。

このように第２のFSEシーケンスBにおいて、式(2)が満たされるように90°RF励起パルスを印加してから最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2を決定すると、通常のSE法による画像のコントラストと同等のコントラストの画像を得ることができる。

尚、第１のFSEシーケンスAの実行により収集される第１の画像データIaと第２のFSEシーケンスBの実行により収集される第２の画像データIb間におけるJカップリング以外の要因による画質差をなるべく少なくすることが重要である。そのために、第２のFSEシーケンスBの実行によってエコー信号が収集されないタイミングにおいて第１のFSEシーケンスAの実行により収集される初めの数エコー信号は収集しないか或いは第１の画像データIaの生成に用いないことが望ましい。図４には、第１のFSEシーケンスAの実行により収集される初めの２つのエコー信号を第１の画像データIaの生成に用いない場合の例を示している。

また、マルチショット撮像を行う場合には、第１の画像データIaと第２の画像データIb間における収集時間のずれに起因する位置ずれ量をなるべく少なくすることが望ましい。このため、第１のFSEシーケンスAと第２のFSEシーケンスBとを時間的にTRごとに交互に実行することが望ましい。

このような第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの設定は、上述したように表示装置３４に表示された撮像条件の設定画面を通じた入力装置３３の操作によって行うことができる。特に、第２のFSEシーケンスBにおいて、最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2は入力装置３３の操作によって任意に調整することができる。また、入力装置３３の操作によって式(2)におけるmや時間t2の値を直接入力したり、予め準備された複数の値から選択するようにしても良い。第１のFSEシーケンスAにおいて最初のエコー信号Sa1を得るまでの時間t1についても第２のFSEシーケンスBにおいて最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2と同様に任意に調整可能であるが、エコー間隔をデフォルト値としたり、固定値としても良い。

次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。

シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報を受けた場合に、撮影条件設定部４０から第１のFSEシーケンスおよび第２のFSEシーケンスを含む撮影条件をシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から第１のFSEシーケンスおよび第２のFSEシーケンスの実行によってそれぞれ収集された第１および第２のエコーデータを受けてｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４２には、各エコーデータがｋ空間データとして保存され、上述したようにｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に第１および第２のエコーデータがそれぞれ配置される。

画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２から第１および第２のエコーデータを取り込んでそれぞれ逆フーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことにより実空間データである被検体Ｐの第１および第２の画像データを再構成する機能と、再構成して得られた第１および第２の画像データを画像データベース４４に書き込む機能を有する。このため、画像データベース４５には、画像再構成部４４において再構成された第１および第２の画像データが保存される。

画像処理部４５は、画像データベース４４から第１および第２の画像データを読み込んで画像処理を施すことによって、水画像データや脂肪画像データ等の水成分と脂肪成分とを分離した画像データや脂肪抑制画像データを生成する機能と、生成した画像データを表示装置３４に与えて表示させる機能とを有する。

図６は、図２に示す画像処理部４５において第１の画像データおよび第２の画像データから水画像データおよび脂肪画像データを生成する方法の一例について説明する模式図である。

図６に示すように、画像処理部４５は、画像データベース４４から第１の画像データIaおよび第２の画像データIbを読み込んで、第１の画像データIaおよび第２の画像データIbの双方を用いて水画像データIwおよび脂肪画像データIfを生成する。

一般に、SE法により得られる画像データIseは、式(3)に示すように基本的に水成分の画像データIwおよび脂肪成分の画像データIfで構成される。
［数３］
Ise=Iw+If (3)
従って、実効TEが互に同一の第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの実行によってそれぞれ得られる第１の画像データIaおよび第２の画像データIbは、脂肪成分の画像データIfにJカップリングによる影響があることを考慮してそれぞれ式(4-1)および式(4-2)のように表すことができる。
［数４］
Ia=Iw+ka・If (4-1)
Ib=Iw+kb・If (4-2)

ただし、式(4-1)および式(4-2)において、ka, kbは、第１の画像データIaおよび第２の画像データIb中の脂肪成分の画像データIfの信号がJカップリングによる影響を受けてそれぞれ上昇する場合における信号成分の強度の変化率（信号強度比率）である。脂肪成分信号の変化率ka, kbは、予めファントムを用いた撮像等により測定可能な既知のパラメータである。尚、第１のFSEシーケンスAにおいて最初のエコー信号Sa1を得るまでの時間t1は、第２のFSEシーケンスBにおいて最初のエコー信号Sb1を得るまでの時間t2よりも短いため、脂肪成分信号の変化率ka, kbには、式(5)に示すような関係が成立する。
［数５］
ka>kb>1 (5)

式(4-1)、式(4-2)および式(5)から、水画像データIwおよび脂肪画像データIfは、それぞれ例えば式(6-1)および式(6-2)のように求めることができる。
［数６］
Iw=(Ia+Ib)/2-1/2×(ka+kb)/(ka-kb)×(Ia-Ib) (6-1)
If=(Ia-Ib)/(ka-kb) (6-2)

或いは、水画像データIwは、例えば式(7-1)や式(7-2)のように求めることもできる。 ［数７］
Iw=Ia-ka×(Ia-Ib)/(ka-kb) (7-1)
Iw=Ib-kb×(Ia-Ib)/(ka-kb) (7-2)

このように、脂肪成分信号のJカップリングの影響による信号上昇の程度を事前に求めておき、画像データIの同一ピクセルに水成分の信号と脂肪成分の信号が混在していることを考慮した計算処理によって、第１の画像データIaおよび第２の画像データIbから水画像データIwおよび脂肪画像データIfを分離して抽出することができる。換言すれば、Jカップリングの特性の違いに基づいて水画像データIwおよび脂肪画像データIfを計算により求めることができる。これにより、式(1-1)および式(1-2)に示されるように画像データの同一ピクセルに水成分の信号および脂肪成分の信号が混在していることを考慮せずに第１の画像データIaおよび第２の画像データIbの差分値を単に閾値Ithresholdと比較して脂肪画像データIfおよび水画像データIwを分離および抽出する場合に比べて、ノイズが画質に与える影響を低減させてSNR (signal to noise ratio)が低いことに起因する脂肪画像データIfおよび水画像データIwの不自然さを改善することができる。

ただし、別々に再構成された第１の画像データIaおよび第２の画像データIbからの計算処理によって水画像データIwおよび脂肪画像データIfを求めずに、第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの実行によってそれぞれ得られる第１のエコーデータEaおよび第２のエコーデータEbのｋ空間上における配置方法を制御することによって、より簡易な処理によって脂肪画像データIfおよび水画像データIwを生成することもできる。

図７は、図４および図５にそれぞれ示す第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBの実行によって得られるエコーデータEabのｋ空間上における配置方法を制御することによって脂肪画像データIfおよび水画像データIwを生成する方法を説明する図である。

図７(a)は、第１のFSEシーケンスAにより得られる第１のエコーデータEaおよび第２のFSEシーケンスBにより得られる第２のエコーデータEbで構成されるエコーデータEabのｋ空間上における配置方法を示す。図７(a)に示すように、第１のFSEシーケンスAの実行によって収集されたエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …と、第２のFSEシーケンスBの実行によって収集されたSb1, Sb2, Sb3, …とが共通のｋ空間上において位相エンコード(kpe)方向に互に交互に並ぶようにシーケンスコントローラ制御部４１によりエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …, Sb1, Sb2, Sb3, …が配置される。換言すれば、撮像条件設定部４０において、第１のFSEシーケンスAの実行によって収集されたエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …と、第２のFSEシーケンスBの実行によって収集されたSb1, Sb2, Sb3, …とが共通のｋ空間上において位相エンコード(kpe)方向に互に交互に並ぶように第１のFSEシーケンスAおよび第２のFSEシーケンスBによりエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …, Sb1, Sb2, Sb3, …を収集する際の位相エンコード量が決定される。

図７(b)は、図７(a)に示すように配置されたエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …, Sb1, Sb2, Sb3, …で構成されるエコーデータEabに対して画像再構成部４３において逆フーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことにより得られる画像データIabである。図７(a)に示すエコーデータEabから画像データIabを再構成すると、図７(b)に示すように実空間上の位相エンコード(PE)方向に水画像データと脂肪画像データが分離して現れる画像データIabが生成される。

これは、Jカップリングの影響で脂肪信号成分についてはエコーデータラインごとに信号強度が変化して、ｋ空間上においてデータ２ポイント分の周期に相当する振幅の変調が発生することに起因している。すなわち、Jカップリングの影響を強く受ける脂肪信号成分がPE方向に撮影視野(FOV: field of view)の半分だけシフトしたように画像データIabが再構成される。このため、画像処理部４５が画像データIabをPE方向に垂直な線で半分に分割するように構成すれば、水画像データIwおよび脂肪画像Ifを得ることができる。図７(c)は、図７(b)に示す画像データIabを分割して得られる水画像データIwおよび脂肪画像Ifを示している。

このように第１のFSEシーケンスAの実行によって収集されたエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …と、第２のFSEシーケンスBの実行によって収集されたSb1, Sb2, Sb3, …とを共通のｋ空間上において位相エンコード(kpe)方向に互に交互に並べてエコーデータEabを生成し、エコーデータEabの画像再構成処理によって得られる画像データIabを分離することによって水画像データIwおよび脂肪画像Ifを生成する第２の画像生成法によれば、水画像データIwについてのSNRはエコーデータの収集時間に応じたものとなる。このため、個別に生成された第１の画像データIaおよび第２の画像データIbから式(6-1)、式(6-2)、式(7-1)または式(7-2)により水画像データIwおよび脂肪画像Ifを生成する第１の画像生成法に比べてSNRが改善されると考えられる。この結果、画質がより良好になることが期待できる。

ただし、エコーデータの収集中の被検体Ｐの動きの影響により、第１のFSEシーケンスAにより収集されたエコー信号Sa1, Sa2, Sa3, …と、第２のFSEシーケンスBにより収集されたSb1, Sb2, Sb3, …とを共通のｋ空間上に交互に配置して水画像データIwおよび脂肪画像Ifを生成する第２の画像生成法に比べて、個別に生成された第１の画像データIaおよび第２の画像データIbから式(6-1)、式(6-2)、式(7-1)または式(7-2)により水画像データIwおよび脂肪画像データIfを生成する第１の画像生成法の方がアーチファクトの出現が軽減される場合がある。

そこで、被検体Ｐの動き量等の撮像状況に応じて第１の画像生成法および第２の画像生成方法のいずれによって水画像データ、脂肪画像データまたは脂肪抑制画像データを生成するのかを画像処理条件として決定することができる。この画像処理条件の設定は、上述した撮影条件の設定画面を通じて行うことができる。例えば、第１の画像生成方法および第２の画像生成方法のいずれかを選択できるようにすることができる。

尚、第１の画像生成方法および第２の画像生成方法は、図１に示すようなエコー間隔を変えた２つのFSEシーケンスによって収集されたエコーデータから水画像データ、脂肪画像データまたは脂肪抑制画像データを生成する場合に用いることもできる。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。

図８は、図２に示す磁気共鳴イメージング装置２０においてFSE法により被検体Ｐの水画像および脂肪画像を撮像する際の流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、撮影条件設定部４０において、図４および図５に示すような最初のエコー信号Sa1, Sb1を収集するまでの時間t1, t2が互に異なる第１および第２の２つのSSFPシーケンスが撮影条件として設定される。また、水画像データおよび脂肪画像データの生成方法が選択される。ここでは、上述した第１の画像生成方法が選択された場合について述べる。

次にステップＳ２において、設定された撮影条件に従ってスキャンが実行され、エコーデータが収集される。

そのために、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１に被検体Ｐの撮像部位における水画像および脂肪画像の収集指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮影条件設定部４０から第１および第２のSSFPシーケンスを取得してシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けた第１および第２のSSFPシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。

この結果、ｋ空間データベース４２には、第１のSSFPシーケンスAにより収集された第１のエコーデータEaおよび第２のSSFPシーケンスBにより収集された第２のエコーデータEbが保存される。

次にステップＳ３において、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２から第１および第２のエコーデータEa, Ebを取り込んで画像再構成処理を施すことにより第１および第２の画像データIa, Ibを再構成する。第１および第２の画像データIa, Ibは、画像データベース４５に書き込まれて保存される。

次にステップＳ４において、画像処理部４５は、画像データベース４４から第１および第２の画像データIa, Ibを読み込んで、予め取得されているJカップリングの影響による脂肪成分信号の強度の変化率ka, kbに基づいて式(6-1)、式(6-2)、式(7-1)または式(7-2)により水画像データIwおよび脂肪画像データIfを生成する。生成された水画像データIwおよび脂肪画像データIfは表示装置３４に与えられ、表示装置３４には、水画像および脂肪画像が表示される。そして、表示された画像は診断に供される。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、エコー間隔が一定であるが最初のエコー信号が収集されるまでの時間を変えた２つのFSEシーケンスの実行によってJカップリングに関する特性の異なる２組のエコーデータを収集し、収集されたエコーデータから水画像データ、脂肪画像データまたは脂肪抑制画像データを生成して表示するものである。

また、磁気共鳴イメージング装置２０は、脂肪成分信号のJカップリングの影響による信号上昇の変化率を用いて画像データの同一ピクセルに水成分の信号と脂肪成分の信号が混在していることを考慮した計算処理によって水画像データ、脂肪画像データまたは脂肪抑制画像データを生成するようにしたものである。或いは、磁気共鳴イメージング装置２０は、上述の２つのFSEシーケンスの実行により得られるエコー信号のデータラインをｋ空間上において交互に配置して再構成される画像データを分離することによって水画像データ、脂肪画像データまたは脂肪抑制画像データを生成するようにしたものである。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、エコー時間が一定であること、或いはより高画質な画像データを得るための画像処理方法の採用によって、より良好な画質で水画像、脂肪画像または脂肪抑制画像を生成することができる。すなわち、水成分と脂肪成分との分離が良好に行われ、かつ動きの影響が少ない水画像、脂肪画像または脂肪抑制画像を得ることができる。

さらに、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、FSEシーケンスのエコー間隔を不必要に延長する必要がないため、従来よりも短時間で磁場の不均一性の影響を受けない安定した水画像、脂肪画像または脂肪抑制画像を得ることができる。特に、近年における被検体Ｐをセットするためのボアの大口径化に伴って、磁場の不均一が顕著な撮像領域であっても、被検体Ｐの撮像が必要となる場合が増えている。このため、磁場の不均一性の影響を受けない水画像、脂肪画像または脂肪抑制画像の撮影技術は重要である。

尚、上述した実施形態において、水成分の画像データと脂肪成分の画像データとの分離について説明したが、水や脂肪以外の物質成分からの画像データを同様な方法で分離または抽出して成分画像データや成分抑制画像データを生成することも可能である。すなわち、Jカップリングによる影響の異なる様々な成分の画像データを分離または抽出して画像化することができる。

従来の脂肪信号と水信号の分離を行うためのFSEパルスシーケンスおよび脂肪信号と水信号の分離法を説明する図。 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 図２に示すコンピュータの機能ブロック図。 図２に示す撮像条件設定部において設定される第１のFSEシーケンスの一例を示すパルスシーケンスチャート。 図２に示す撮像条件設定部において設定される第２のFSEシーケンスの一例を示すパルスシーケンスチャート。 図２に示す画像処理部において第１の画像データおよび第２の画像データから水画像データおよび脂肪画像データを生成する方法の一例について説明する模式図。 図４および図５にそれぞれ示す第１のFSEシーケンスおよび第２のFSEシーケンスの実行によって得られるエコーデータのｋ空間上における配置方法を制御することによって脂肪画像データおよび水画像データを生成する方法を説明する図。 図２に示す磁気共鳴イメージング装置においてFSE法により被検体Ｐの水画像および脂肪画像を撮像する際の流れを示すフローチャート。

符号の説明

２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ 撮像条件設定部
４１ シーケンスコントローラ制御部
４２ ｋ空間データベース
４３ 画像再構成部
４４ 画像データベース
４５ 画像処理部
Ｐ 被検体

Claims (11)

1. 撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、
   前記第１および第２のデータに基づいて成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段と、
   を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記画像データ生成手段は、Jカップリングの特性の違いから水画像データおよび脂肪画像データを生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記データ収集手段は、前記第１および第２のシーケンスにおけるそれぞれのエコー間隔を互に同一にして前記第１および第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記データ収集手段は、前記第１および第２のシーケンスにおけるそれぞれの実効エコー時間を互に同一にして前記第１および第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記画像データ生成手段は、Jカップリングによる前記第１および第２のデータの少なくとも一方の信号強度の変化率を用いて前記第１および第２のデータから前記成分画像データまたは前記成分抑制画像データを生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記データ収集手段は、前記第１および第２のシーケンスを繰り返し時間ごとに交互に実行して前記第１および第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記画像データ生成手段は、前記第１および第２のデータを共通のｋ空間上において位相エンコード方向に１エコーデータラインごとに交互に配置して再構成される画像データから前記成分画像データまたは前記成分抑制画像データを生成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記データ収集手段は、前記第２のシーケンスにおける高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間をエコー間隔の３以上の奇数倍として前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記第１および第２のシーケンスの少なくとも一方における高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間を設定する設定手段をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間およびエコー間隔の少なくとも一方が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、
    前記第１および第２のデータの少なくとも一方に対するJカップリングの影響の程度を表すパラメータを用いて前記第１および第２のデータから成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段と、
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 撮像部位における磁化スピンを励起するための高周波励起パルスに続いて前記磁化スピンの位相を反転するための高周波反転パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発生させ、かつ前記高周波励起パルスの印加から最初のエコーまでの時間およびエコー間隔の少なくとも一方が互に異なる第１および第２のシーケンスに従ってそれぞれ第１および第２のデータを収集するデータ収集手段と、
    前記第１および第２のデータを共通のｋ空間上において位相エンコード方向に１エコーデータラインごとに交互に配置して再構成される画像データから成分画像データまたは成分抑制画像データを生成する画像データ生成手段と、
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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