JP2010042245A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】同一の被検体についてTRやTE等のパラメータ値が異なる複数の画像をより短時間で取得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である。
【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備える。データ収集手段は、コントラストを制御するためのパラメータを互に異なる値に設定してコントラストが互に異なる複数の種類の画像データを生成するための複数の磁気共鳴データを、データ量を変えて同一の被検体から収集する。画像データ生成手段は、複数の磁気共鳴データまたは複数の磁気共鳴データから得られる複数のデータに対する合成処理および画像再構成処理を行うことによって複数の種類の画像データを生成する。
【選択図】 図８

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、同一の被検体についてTRやTE等のパラメータ値が異なる複数の画像を取得する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。
磁気共鳴イメージングでは、撮影条件である繰り返し時間(TR: repetition time)、エコー時間(TE: echo time)、反転回復(IR: inversion recovery)法によるスキャンの場合における反転時間(TI: inversion time)、拡散強調イメージング(DWI: diffusion weighted imaging)において印加されるMPG (motion probing gradient)パルスの強度を示すb値(b-factor)、コントラストを制御するためのプリパルスの有無や強度等のパラメータを変えることによって縦緩和(T1)強調画像(T1WI: T1 weighted image)、横緩和(T2)強調画像(T2WI: T2 weighted image)、プロトン密度画像(PDWI: proton density weighted image)、FLAIR (fluid attenuated IR)画像、拡散強調画像(DWI: diffusion weighted image)、毛細血管内血流の拡散強調画像(PWI: perfusion weighted image)等の様々な異種パラメータ画像が撮像される。
図１は、従来のMRI装置において同一の被検体についてDWIおよび非DWIをそれぞれ収集するためのパルスシーケンスの例を示す図である。
図１の(A), (B)において、ECHOは収集されるエコーデータ（磁気共鳴信号）を、Grは読出し(RO: readout)用傾斜磁場を、Geは位相エンコード(PE: phase encode)用傾斜磁場を、それぞれ示す。
図１に示すように、同一の被検体からDWIおよび非DWIを収集する場合には２つの異なるシーケンス(A)、(B)に従ってそれぞれスキャンが行われる。
すなわち、図１(A)に示すようにDWIを収集する場合には、例えばb値をゼロでない値bnに設定したMPGパルスの印加を伴うEPI (echo planar imaging)シーケンスによってエコーデータが収集される。より具体的には、Nr個のエコー信号がそれぞれサンプリングピッチΔtで収集され、Nr個のエコー信号で構成されるエコー信号列がエコートレイン間隔(ETS: echo train spacing)で1ショット当たりNe/m回に亘って収集される。そして、mショットのデータ収集によりNe個のエコー信号列が収集される。
一方、図１(B)に示すように非DWIを収集する場合には、MPGパルスの印加を伴わない、つまりb値をゼロとみなせる値b0に設定したEPI シーケンスにより、DWIを収集する場合と同様にエコーデータが収集される。
図２は、図１に示すパルスシーケンスにより得られたエコーデータのk-space（フーリエ空間）における配置方法を示す図である。
図２の(A), (B)において、横軸はk-spaceのリードアウト方向Krを、縦軸はk-spaceの位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。図２に示すように、b=bnとしたDWI用のシーケンスによって収集されたエコーデータ(bn data)と、b=b0とした非DWI用のシーケンスによって収集されたエコーデータ(b0 data)は、別々のk-spaceにそれぞれ配置される。例えばショット数m=3の場合には、Ne/3個のエコー信号列が３回収集され、位相エンコード方向のデータ数はNe個となる。また、１つのエコー信号列はNr個のエコー信号で構成されるため、リードアウト方向のデータ数はNr個となる。
このような磁気共鳴イメージングにおいて撮影時間を短縮化させる技術として、k-spaceデータを分割収集するecho train imagingがある。echo train imagingは、FSE (fast spin echo)シーケンスやEPI シーケンスにより、１回の励起後に位相エンコードを変えてTEが互に異なる複数のエコー信号を収集し、異なるTEのエコー信号をk-spaceにおいて対応する周波数に配置して画像を得る撮像法である。
また、時間分解能を向上させる技術としてkeyholeと呼ばれる技術がある(例えば非特許文献１参照)。keyholeは、造影剤を用いるdynamic imagingにおいてしばしば用いられる。すなわち、造影剤の注入前には全ての周波数についてデータを収集する一方、造影剤の注入後には低周波領域についてのみデータを収集し、高周波領域については造影剤の注入前において収集されたデータを用いるか、あるいは時間分解能が低減される。これにより、空間分解能または撮像視野(FOV: field of view)の範囲を低下させることなく時間分解能を向上させることができる。
MRIデータブック、１０７頁および３３３頁、監修 土屋一洋、編集 扇和之、発行所 株式会社メジカルビュー社
しかしながら、MRI装置では、同一の被検体についてTRやTE等のパラメータ値が異なるT1WI、T2WI、PDWI、FLAIR画像、DWI、PWI等の様々な複数の画像が撮像される。これらの複数の画像は、異なるパラメータの数分だけ個別に取得することが必要であるため、MRI装置では、X線CT (computed tomography)装置等の画像診断装置に比べて撮像時間が長いという問題がある。
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、同一の被検体についてTRやTE等のパラメータ値が異なる複数の画像をより短時間で取得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。
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、コントラストを制御するためのパラメータを互に異なる値に設定してコントラストが互に異なる複数の種類の画像データを生成するための複数の磁気共鳴データを、データ量を変えて同一の被検体から収集するデータ収集手段と、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数の磁気共鳴データから得られる複数のデータに対する合成処理および画像再構成処理を行うことによって前記複数の種類の画像データを生成する画像データ生成手段とを備えるものである。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、同一の被検体についてTRやTE等のパラメータ値が異なる複数の画像をより短時間で取得することができる。
従来のMRI装置において同一の被検体についてDWIおよび非DWIをそれぞれ収集するためのパルスシーケンスの例を示す図。 図１に示すパルスシーケンスにより得られたエコーデータのk-space（フーリエ空間）における配置方法を示す図。 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１に示すRFコイルの詳細構成の一例を示す図。 図４に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。 図４に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。 図３に示すコンピュータの機能ブロック図。 図７に示す撮像条件設定部において設定される３つのパルスシーケンスによって収集されるk-spaceデータの範囲の例および収集されたk-spaceデータの合成方法を示す図。 図７に示すデータ合成部における合成処理に用いられるウィンドウ関数の例を示す図。 図３に示す磁気共鳴イメージング装置により同一の被検体からパラメータ値の一例としてのb値がゼロの画像データとb値がゼロでないDWIを撮像する際の手順を示すフローチャート。 図７に示す撮影条件設定部において設定される非DWI用のfull data収集シーケンスおよびDWI用のpartial data収集シーケンスの一例を示す図。 図７に示す撮影条件設定部において設定される非DWI用のfull data収集シーケンスおよびDWI用のpartial data収集シーケンスの別の一例を示す図。 図１１に示す２種類のEPIシーケンスによって収集されたk-spaceデータを合成した例を示す図。 図１２に示す２種類のEPIシーケンスによって収集されたk-spaceデータを合成した例を示す図。 図７に示すデータ合成部において３つのk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図。 図７に示すデータ合成部において互に異なる３つのb値に対応するk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図。 図７に示すデータ合成部においてFLAIR画像、T1WIおよびT2WI用の３つのk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図。 PROPELLER法によりデータ収集を行う例を示す図。 合成処理の対象となるデータ間の共通部分に対応する中間周波数領域におけるデータ間の比を取ることによりデータ間におけるコントラストの大小関係を判定し、コントラストの大小関係を揃えて合成処理を行う方法を説明する図。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
（構成および機能）
図３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、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を備えている。
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にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。
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/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、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。
図４は図１に示すRFコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図５は図４に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図、図６は図４に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図である。
図４に示すようにRFコイル２４は、筒状の全身用(WB:whole-body) コイル２４ａとフェーズドアレイコイル２４ｂを備えている。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数のコイル要素２４ｃを備えており、被検体Ｐの体表側と背面側とにそれぞれ複数のコイル要素２４ｃが配置される。
例えば図５に示すように被検体の体表側には、広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。また、図６に示すように被検体の背面側にも同様に広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２４ｃよりも小さいコイル要素２４ｃが配置される。
一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃおよび受信系回路３０ｄを備えている。デュプレクサ３０ａは、送信器２９、WBコイル２４ａおよびWBコイル２４ａ用のアンプ３０ｂと接続される。アンプ３０ｂは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数だけ設けられ、それぞれ個別に各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａと接続される。切換合成器３０ｃは、単一または複数個設けられ、切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して複数のコイル要素２４またはWBコイル２４ａと接続される。受信系回路３０ｄは、各コイル要素２４ｃおよびWBコイル２４ａの数以下となるように所望の数だけ設けられ、切換合成器３０ｃの出力側に設けられる。
WBコイル２４ａは、RF信号の送信用のコイルとして用いることができる。また、NMR信号の受信用のコイルとして各コイル要素２４ｃを用いることができる。さらに、WBコイル２４ａを受信用のコイルとして用いることもできる。
このため、デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用のRF信号をWBコイル２４ａに与える一方、WBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を受信器３０内のアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに与えるように構成されている。また、各コイル要素２４ｃにおいて受信されたNMR信号もそれぞれ対応するアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに出力されるように構成されている。
切換合成器３０ｃは、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換を行って、対応する受信系回路３０ｄに出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｄの数に合わせてコイル要素２４ｃやWBコイル２４ａから受けたNMR信号の合成処理および切換が切換合成器３０ｃにおいて行われ、所望の複数のコイル要素２４ｃを用いて撮影部位に応じた感度分布を形成して様々な撮影部位からのNMR信号を受信できるように構成されている。
ただし、コイル要素２４ｃを設けずに、WBコイル２４ａのみでNMR信号を受信するようにしてもよい。また、切換合成器３０ｃを設けずに、コイル要素２４ｃやWBコイル２４ａにおいて受信されたNMR信号を直接受信系回路３０ｄに出力するようにしてもよい。さらに、より多くのコイル要素２４ｃを広範囲に亘って配置することもできる。
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７は、図３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、データ合成部４３、画像再構成部４４、画像データベース４５、画像処理部４６および感度分布データベース４７として機能する。
撮影条件設定部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影条件を設定し、設定した撮影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。そのために、撮影条件設定部４０は、撮影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。
撮影条件設定部４０では、高速撮像技術であるパラレルイメージング(PI: parallel imaging)用の撮影条件も設定することができる。PIは、複数のコイル要素２４ｃを用いてエコーデータを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせることによって画像再構成に必要な位相エンコード数を減らす撮像法である。原理的には、位相エンコード数を、最大で画像再構成に必要な位相エンコード数のコイル要素２４ｃの数分の１に減らすことができる。複数のエコー信号を連続的に収集するEPI法によるスキャンは、多くの場合、PIによって実行される。PIが行われる場合には、エコーデータの収集に用いるコイル要素２４ｃの数、各コイル要素２４ｃと撮影部位を関連付けた情報、倍速率（高速化率）Rを始めとしてPIに必要な情報が撮影条件として設定される。倍速率Rは、PIではない場合のデータ収集速度に対するPIにおけるデータ収集速度の比率である。従って、倍速率Rは、原理的には最大でデータの受信用に用いるコイル要素２４ｃの数または受信チャンネル数のうち小さい側の値に設定することができる。
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮影条件を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から生データを受けてｋ空間データベース４２に形成されたk-space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、受信器３０において生成された各生データがk-space空間データとして保存される。
特に、上述した撮像条件設定部４０は、互にコントラストを制御するためのパラメータの値が互に異なる複数の異種パラメータ画像をそれぞれ収集するための複数の撮影条件を設定する機能を備えている。パラメータ画像データは、x軸方向、y軸方向およびz軸方向の空間軸のうち複数の任意軸を有する２次元(2D: two-dimensional)画像データや３次元(2D: three-dimensional)画像データのみならず、時間軸tを有するダイナミック画像データとすることができる。従って、(x, y, z, t)の４軸を有する４次元(4D:four-dimensional)画像データを得るための撮影条件を設定することもできる。
ただし、少なくとも１つのパラメータ画像を収集するためのパルスシーケンスは、k-spaceにおいて画像データの生成のために必要な全てのデータを収集するfull data収集シーケンスとされ、別の少なくとも１つのパラメータ画像を収集するためのパルスシーケンスは、k-spaceにおいて画像データの生成のために必要なデータのうち一部の領域のデータのみを収集するpartial data収集シーケンスとされる。つまり、収集されるデータ量が互に異なる複数の（第１、第２、…、第Nの）パルスシーケンスが撮影条件として設定される。
そして、後述するように、あるパラメータ画像用の収集されなかった領域のデータとして、全ての領域について収集された他のパラメータ画像用のデータが代用される。このため、複数の異種パラメータ画像を取得する場合に、共通に用いるデータ数に応じて収集すべきデータ数が削減されるため、全体として撮像時間を短縮することができる。
コントラストを制御するためのパラメータとしては、TR、TE、IR法によるスキャンの場合におけるTI、DWIにおいて印加されるMPGパルスの強度を示すb値およびコントラストを制御するためのプリパルスの有無や強度が挙げられる。TRは、励起パルスから次の励起パルスまでの時間であり、TEは、励起パルスの中心からエコーのピークまでの時間である。IR法は、90°パルスの印加の前にプリパルスとして180°インバージョンパルスを印加することによりｚ軸方向の縦磁化成分を反転させ、T1により縦磁化が回復してくる過程で90°パルスを印加して自由誘導減衰(FID: free induction decay)信号またはスキャンによってエコー信号を収集する手法である。IR法におけるTIは、初めの180°インバージョンパルスから、次に印加される90°パルスまでの時間間隔である。
これらのパラメータの値を複数の異なる値に設定してイメージングを行うと異なるコントラストを有するT1WI、T2WI、PDWI、FLAIR画像、DWI、PWI等の複数の異種パラメータ画像が得られる。
例えば、スピンエコー(SE: spin echo)法やフィールドエコー(FE: field echo)法によるスキャンにおいて、TRを組織のT1時間よりも短く設定し、TEをT2時間よりも非常に短く設定すれば、各組織間におけるT1の差が強調される一方、T2の影響が少ないT1WIが得られる。IR法においても反転状態からの回復の速度は、T1にのみ依存するので、T1強調度の強い画像を得ることができる。そして、TIの調節によりT1強調度を変えることができる。
逆に、TRをすべての組織のスピンが回復するほど長く設定すれば、各組織間におけるT1の差は画像に反映されない。さらに、TEを長く設定すると、各組織間におけるT2の差が強調されたT2WIが得られる。
一方、TRを長く、TEを短く設定すると、T1およびT2のいずれの影響も少なくいPDWIを得ることができる。PDWIは、主としてプロトンの密度を反映している。PDWIは、スピン密度画像(spin density image)と呼ばれることもある。
また、IR法におけるTIを、脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)の磁化がゼロ点を通る1500〜2500ms程度に設定することによってCSFからの信号等の水信号が抑制されたFLAIR画像を得ることができる。
また、強度が大きい傾斜磁場パルスであるMPGパルスを長時間にわたって印加すると、MPGパルスの印加中において各磁化ベクトルの移動によって生じる位相のずれが無視できなくなり、拡散が活発な領域ほど信号強度が低いDWIを得ることができる。尚、毛細血管内血流のDWIはPWIと呼ばれ、通常のDWIと区別される。MPGパルスの強度を表す指標はb値(b-factor)であり、b≒0に設定すれば非DWIデータが得られ、b>0に設定すればDWIデータを得ることができる。b値は一般にテンソル量であり、大きさとMPGパルスの印加方向によって定まる。従って、MPGパルスの印加方向もコントラストを制御するためのパラメータとなる。
コントラストを制御するためのプリパルスとしては、水選択励起パルス等の選択励起パルス、脂肪抑制パルスやシリコーン抑制パルス等の抑制パルス、SORS (slice-selective off-resonance sinc pulse)、t-SLIP (TIME-SLIP: time-Spatial Labeling Inversion Pulse)やASL (Arterial spin labeling)パルス等のスピンラベリング（タグ付けまたは標識化ともいう）パルス、MTC (magnetization transfer contrast)パルス、（プレ）サチュレーション(Presat: presaturation)パルスが挙げられる。
水選択励起パルスは、水を選択的に励起するプリパルスであり、脂肪抑制パルスは脂肪を抑制するためのプリパルスである。水選択励起パルスや脂肪抑制パルス等の選択励起パルスや抑制パルスには、共鳴周波数が物質ごとに異なるケミカルシフトを利用するものがある。ケミカルシフトを利用する脂肪抑制パルスの例としてはCHESSパルスがある。
スピンラベリングパルスは、撮像断面に流入する血液やCSF等の動体にタグ付けを行うためのプリパルスである。特に血液のスピンラベリングを行うためのスピンラベリングパルスは、ASLパルスと呼ばれる。また、スピンラベリングパルスの１つとして複数のラベリング用のパルスの印加を伴うt-SLIPがある。
t-SLIPは、領域非選択インバージョンパルスと領域選択インバージョンパルスとで構成される。領域非選択インバージョンパルスはON/OFFの切換が可能である。つまり、t-SLIPは、領域選択インバージョンパルスを少なくとも含み、領域選択インバージョンパルスのみで構成される場合や領域選択インバージョンパルスおよび領域非選択インバージョンパルスの双方で構成される場合がある。
領域選択インバージョンパルスは、撮影断面と独立に任意に設定することが可能である。この領域選択インバージョンパルスで撮影領域に流入する血液をラベリングすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度が高くなる。尚、領域非選択インバージョンパルスをOFFにすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度が低くなる。このため血液の移動方向や距離を把握することができる。すなわち、TI後に撮影断面に到達した血液のみの信号強度を選択的に強調または抑制することができる。
また、Presatパルスは、所望の物質のスピンを飽和させることによって所望の物質からの信号を抑制するためのプリパルスである。Presatパルスは、ディフェージンググラジエント傾斜磁場の印加前に印加される。MTCパルスは、MTC効果を利用して結合水のプロトンの磁化を飽和させ、実質臓器の信号を抑制するプリパルスである。SORSは、スライス選択傾斜磁場とともに印加されるMTCパルスである。
ところで、一般に異種パラメータ画像間のk-spaceにおけるデータの周波数空間分布の差は、低周波領域において大きく、高周波領域ほど小さくなる。従って、k-spaceの高周波領域において異種パラメータ画像間でデータが等しいとみなし、データを共有できる場合が多い。また、k-spaceの全てのデータを収集するスキャンは少ないほど、つまり１回行うのみとすれば撮像時間の短縮化に繋がる。そこで、以後、１つの代表的なパラメータ画像用にk-spaceの全てのデータを収集するfull data収集シーケンスを設定する一方、他の単一または複数のパラメータ画像用にk-spaceの低周波領域のみのデータを収集するpartial data収集シーケンスを設定し、k-spaceの高周波領域において複数の異種パラメータ画像間でデータを共有する場合について説明する。
図８は、図７に示す撮像条件設定部４０において設定される３つのパルスシーケンスによって収集されるk-spaceデータの範囲の例および収集されたk-spaceデータの合成方法を示す図である。
図８の各縦軸はk-spaceの位相エンコード方向keを、横軸はリードアウト方向krを、それぞれ示す。図８の(A)に示すように任意のfull data収集シーケンスでパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1が全周波数領域について収集される。一方、図８の(B)および(C)にそれぞれ示すように任意のpartial data収集シーケンスでパラメータ１と異なる値のパラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2low並びにパラメータ１およびパラメータ２と異なる値のパラメータ３の画像の生成用のk-spaceデータS3lowが低周波領域のみについて収集される。
収集されたパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1、パラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowおよびパラメータ３の画像の生成用のk-spaceデータS3lowは、それぞれｋ空間データベース４２に保存され、対応するk-spaceに配置される。
そうすると、図８の(D)に示すようにパラメータ２およびパラメータ３の画像生成用にk-spaceデータが収集されなかった高周波領域におけるパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1highを抽出することができる。そして、抽出した高周波領域におけるパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1highと低周波領域におけるパラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowを合成することにより、図８の(E)に示すような全周波数領域についてのパラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2を取得することができる。同様に、抽出した高周波領域におけるパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1highと低周波領域におけるパラメータ３の画像生成用のk-spaceデータS3lowを合成することにより、図８の(F)に示すような全周波数領域についてのパラメータ３の画像生成用のk-spaceデータS3を取得することができる。
尚、パラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1、パラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowおよびパラメータ３の画像の生成用のk-spaceデータS3lowの収集のためのゲインは互に共通とすることが合成処理の観点から望ましい。また、高周波領域におけるパラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1highと低周波領域におけるパラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowとがオーバーラップするように、パラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowを収集すれば、つまり、パラメータ１の画像生成用のk-spaceデータS1が代用される領域の一部も含めてパラメータ２の画像生成用のk-spaceデータS2lowを収集すれば、合成されるk-spaceデータ間の不連続性を低減させる補正処理を行うことにより不自然でない異種パラメータ画像を生成することが可能となる。
また、図８には、k-spaceデータ間において合成処理を行う例を示したが、画像再構成後の画像データ間において合成処理を行うこともできる。画像再構成処理は、画像再構成部４４において行われる。
すなわち、画像再構成部４４は、ｋ空間データベース４２からk-spaceデータを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transformation)を含む画像再構成処理を施すことにより実空間(real space)データである画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像データベース４５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、異なる複数のパラメータにそれぞれ対応する画像データまたは後述するデータ合成部４３において合成された画像データが保存される。
データ合成部４３は、複数の異種パラメータ画像の生成用のデータ間で合成処理を行う機能を有する。複数の異種パラメータ画像の生成用のk-spaceデータ間において合成処理を行う場合には、データ合成部４３は、ｋ空間データベース４２から全周波数領域について収集されたパラメータ画像の生成用のk-spaceデータと、他の低周波領域のみについて収集されたパラメータ画像の生成用のk-spaceデータとを読み込んで、上述したような合成処理を行うことにより全てのパラメータ画像の生成用の全周波数領域についてのk-spaceデータを作成するように構成される。作成された全てのパラメータ画像の生成用の全周波数領域についてのk-spaceデータは、ｋ空間データベース４２に書き込まれる。
一方、複数の異種パラメータ画像に対応する画像データ間において合成処理を行う場合には、データ合成部４３は、画像データベース４５から異なる複数のパラメータにそれぞれ対応する画像データを読み込んで、一部の実空間領域について得られている部分画像データと全実空間領域について得られている画像データのうち部分画像データに合成すべき部分の画像データとの合成処理を行うことにより各パラメータ値に対応する全実空間領域についての複数の画像データを作成するように構成される。作成された各パラメータ値に対応する全実空間領域についての複数の画像データは、画像データベース４５に書き込まれる。
また、データ合成部４３には、k-spaceデータ間の合成処理に伴って必要となるk-spaceデータの補正処理を行う機能が備えられる。例えば、合成処理に先立って、各パラメータ値に対応する、すなわち合成処理の対象となるk-spaceデータまたは画像データごとに振幅（ゲイン）補正、位相補正、符号反転補正等の補正を行うことができる。これにより合成処理後のk-spaceデータまたは画像データの接続部分における不連続性によるリンギング等のデータ劣化を防止することができる。すなわちデータの連続性を向上させることができる。
尚、補正処理を画像データに対して行う一方、合成処理をk-spaceデータ間において行うこともできる。その場合には、データ合成部４３には、補正処理後の画像データに逆フーリエ変換(IFT: inverse Fourier transformation)処理を施すことによって合成処理用のk-spaceデータを得る機能が備えられる。
振幅補正および位相補正は、全周波数領域に亘って収集されたデータ量が最大のk-spaceデータまたは画像データの振幅および位相に、低周波領域のみについて収集された他のk-spaceデータまたは画像データの振幅および位相を合わせる補正とすることができる。そのための振幅補正のためのゲインや位相補正のための位相シフト量等の補正パラメータは、合成対象となるデータ間におけるオーバーラップ部分におけるデータに基づいて求めることができる。
例えば、式(1)に示すように、全周波数領域に亘って収集された１番目のk-spaceデータS1のオーバーラップ部分S1_overlapにおける絶対値データの平均値を、低周波領域のみについて収集されたN番目(N=2, 3, 4, …, Nmax)のk-spaceデータSNのオーバーラップ部分SN_overlapにおける絶対値データの平均値で除した値をN番目のk-spaceデータSNの振幅補正用のゲインGNとすることができる。
GN=ave[abs(S1_overlap)]/ave[abs(SN_overlap)] (1)
但し、式(1)においてabs(S)は信号強度Sの絶対値を、ave(S)は信号強度Sの平均値を求める関数である。実空間データに対するゲインも同様に画像データのオーバーラップ部分の絶対値の平均値に基づいて決定することができる。そして、決定したゲインを合成対象となる低周波領域のみについて収集されたデータに乗じることにより振幅補正を行うことができる。すなわち、合成処理の対象となるデータ間におけるオーバーラップ部分の信号強度比をゲインとしてデータの振幅補正を行うことができる。
一方、位相補正もk-spaceデータおよび画像データのいずれに対しても行うことができるが、FT後の画像データに対して行う方が、処理が簡便となる。位相補正を画像データに対して行う場合には、画像データをオーバーラップ部分において滑らかに接続するためのwindowing後の画像データに対して行うことにより、より良好に画像データ間における位相ずれを少なくすることができる。この場合には、全周波数領域に亘って収集されたk-spaceデータの低周波領域の部分から得られる基準となる画像データを用いて他の低周波領域のみについて収集されたk-spaceデータから得られる部分画像データの位相補正を行うことができる。
具体的には、式(2-1)に示すように、全周波数領域に亘って収集された１番目のk-spaceデータS1またはその低周波領域の部分S1_lowにウィンドウ関数Wlowを乗じてFTすることにより、低周波領域に対応する画像データV1_lowを生成する。同様に、式(2-2)に示すように、低周波領域のみについて収集されたN番目(N=2, 3, 4, …, Nmax)の各k-spaceデータSNの低周波領域の部分SN_lowに、対応するゲインGNおよびウィンドウ関数Wlowをそれぞれ乗じてFTすることにより、低周波領域に対応する各画像データVN_lowを生成する。そして、N番目の各画像データVN_lowについては、１番目のk-spaceデータS1の低周波領域に対応する画像データV1_lowとN番目の各k-spaceデータSNの低周波領域に対応する振幅補正後の各画像データVN_lowとの間における位置差に対応する位相差φ1を用いて式(2-3)に示すように位相補正を行うことができる。これにより、N番目の各k-spaceデータSNの振幅補正および位相補正後の画像データVN_low.corが得られる。すなわち、合成対象となる画像データまたはk-spaceデータ間における振幅差および位相差が解消される。
V1_low=FT[Wlow*S1_low] (2-1)
VN_low=FT[GN*Wlow*SN_low] (2-2)
VN_low.cor=VN_low*exp(-jφ1) (2-3)
但し、N=2, 3, 4, …, Nmaxである。
尚、合成対象がT1WIデータとT2WIデータである場合のように、合成対象となる画像データまたはk-spaceデータ間における組織コントラストが互いに逆となる場合には、合成対象となる画像データの任意の一方または合成対象となるk-spaceデータの任意の一方の符号を反転する符号反転補正が合成処理に先立ってデータ合成部４３において行われる。
合成処理は、上述したようにk-spaceデータ間または画像データ間において行うことができる。k-spaceデータ間で合成する場合には、合成対象となるk-spaceデータをオーバーラップさせ、合成対象となるk-spaceデータに上述したようなウィンドウ関数をかけて滑らかに合成することができる。
図９は、図７に示すデータ合成部４３における合成処理に用いられるウィンドウ関数の例を示す図である。
図９において横軸はk-spaceの任意軸方向kを、縦軸はウィンドウ関数の重みWを、それぞれ示す。また、図９においてKminおよびKmaxは、画像データを生成するために必要な最小および最大のk-spaceデータを示す。
図９に示すように、オーバーラップしてサンプリングされる部分における重みWが低周波領域から高周波領域に向かって１から０に滑らかに変化する重み関数Wlowが、低周波領域のみについて収集されたN番目の各k-spaceデータSN_lowの境界部分を滑らかに変化させるためにかけるウィンドウ関数として設定される。一方、オーバーラップしてサンプリングされる部分における重みWが低周波領域から高周波領域に向かって０から１に滑らかに変化する重み関数1-Wlowが、全周波数領域に亘って収集された１番目のk-spaceデータS1から高周波領域の部分S1_highを境界部分が滑らかになるように抽出するためのウィンドウ関数として設定される。
そして、k-spaceデータ間において合成処理を行う場合には式(3)に示すように、既に式(2-2)により重み関数Wlowによりウィンドウイングされ、かつ振幅補正、FTおよび式(2-3)に示す位相補正後のN番目の低周波領域に対応する画像データVN_low.corに対してIFTを施すことによって、ウィンドウイング、振幅補正および位相補正後のk-spaceデータSN_low.corを得ることができる。そして、式(3)に示すように、低周波領域における補正後のk-spaceデータSN_low.corと、重み関数1-Wlowによりウィンドウイングされることによって１番目のk-spaceデータS1から抽出された高周波領域の部分S1_highとを加算することによって合成処理後の全周波数領域に亘るk-spaceデータSN_synを得ることができる。
SN_syn=(1-Wlow)*S1+IFT[VN_low.cor] (3)
このように合成された全周波数領域に亘るk-spaceデータSN_synは、ｋ空間データベース４２に書き込まれ、画像再構成部４４における画像再構成処理に用いることができるようになる。
一方、実空間における画像データ間において合成処理を行う場合には、式(4-1)に示すように、重み関数1-Wlowによるウィンドウイングによって１番目のk-spaceデータS1から高周波領域の部分S1_highを抽出し、抽出した高周波領域の部分S1_highにFTを施すことによって高周波領域の部分S1_highに対応する画像データV1_highを生成する。次に、高周波領域の部分S1_highに対応する画像データV1_highと、式(2-3)によって得られるN番目の低周波領域に対応する画像データVN_low.corとを加算することによって合成処理後の全周波数領域に対応する画像データVN_synを得ることができる。すなわち、FTにより生成された周波数コンポーネント画像データごとに複素データのまま加算すればよい。
V1_high=FT[(1-Wlow)*S1] (4-1)
VN_syn=V1_high+VN_low.cor (4-2)
このように合成された全周波数領域に対応する画像データVN_synは、画像データベース４５に書き込まれる。
尚、画像処理部４６は、画像データベース４５から合成処理後の各パラメータ値ごとの画像データを取り込んで必要な画像処理を行って表示用の2次元の画像データを生成する機能と、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。
尚、PIによりエコーデータが収集された場合には、各コイル要素２４ｃに対応する画像データに対してPIの条件に基づいてPIにおける後処理であるunfolding処理を行うことにより、展開された画像データを生成することが必要となる。そこで、unfolding処理を行う機能が画像処理部４６に備えられる。unfolding処理には、各コイル要素２４ｃの感度分布が用いられる。
感度分布データベース４７には、unfolding処理に必要な各コイル要素２４ｃの感度分布が保存される。そして、画像処理部４６により感度分布データベース４７に保存された各コイル要素２４ｃの感度分布データを参照できるように構成される。
（動作および作用）
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１０は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０により同一の被検体Ｐからパラメータ値の一例としてのb値がゼロの画像データとb値がゼロでないDWIを撮像する際の手順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、MPGパルスの印加を伴わずに、つまりb=b0≒0として全周波数領域のエコーデータを収集するfull data収集シーケンスと、MPGパルスのb値をbn>0に設定して低周波領域のみについてエコーデータを収集するpartial data収集シーケンスとが、それぞれ撮影条件として設定される。MPGパルスの印加方向は、一方向または等方的(isotropic)とすることができる。
図１１は、図７に示す撮影条件設定部４０において設定される非DWI用のfull data収集シーケンスおよびDWI用のpartial data収集シーケンスの一例を示す図である。
図１１の(A), (B)において、ECHOは収集されるエコーデータ（磁気共鳴信号）を、Grは読出し用傾斜磁場を、Geは位相エンコード用傾斜磁場を、それぞれ示す。
通常m回のショットを伴ってデータを収集するマルチショット（multi-shot）EPIは、一回のRF励起あたりNe/m個のエコー信号列を収集してk-space上にencode方向に入れ子となるように、すなわち1, m+1, 2m+1, …というようにmとびに交互(interleave)に向きを変えて配置するデータ収集法である。
すなわち、図１１(A)に示すように非DWIを収集するためのシーケンスとして、例えばMPGパルスの印加を伴わない、つまりb値をゼロとみなせる値b0に設定したEPI シーケンスが設定される。図１１(A)に示すEPI シーケンスでは、１つのエコー信号に対するサンプリングピッチをΔtとしてサンプリング数Nr0のエコー信号で構成される信号列が時間間隔ETS0で１ショット当たりNe0/m0回に亘り収集される。従って、m0回に亘るマルチショットデータ収集によりトータルでview数Ne0に相当する数の信号列が収集される。図１１(A)に示す例ではm0=3である。これにより、b=b0に設定して得られるk-spaceデータ（b0データ）を全周波数領域に亘って収集することができる。また、PIを併用することが実用的である。
一方、図１１(B)に示すようにn番目の画像データとしてのDWIを収集するためのシーケンスとして、例えばb値をゼロでない値bnに設定したMPGパルスの印加を伴うEPI シーケンスが設定される。図１１(B)に示すDWI用のEPIシーケンスでは、１つのエコー信号がサンプリングピッチΔtで収集され、サンプリング数Nrnのエコー信号で構成される信号列が時間間隔ETSnでNen/mn回収集される。図１１(B)に示す例ではmn=1、すなわちsingle-shotデータ収集によりNen個のエコー信号列が収集されている。b=bnに設定して得られるk-spaceデータであるbnデータを収集する場合にもPIを併用することが実用的である。
ところで、DWIでは、EPIシーケンス等のシーケンスにより、１回の励起で複数のエコーデータを収集するsingle-shotデータ収集が主流である。逆に、複数回の励起を伴って複数セットのエコーデータを収集するmulti-shotデータ収集を行って、k-spaceにおいて複数セットのエコーデータを合成するecho train imagingは、動きによるアーチファクトが生じることからDWIでは実現が困難であると考えられている。すなわち、multi-shotデータ収集を行う場合には、位相補正用のナビゲーションエコーデータをshot毎に収集し、ナビゲーションエコーデータを用いて位相補正が行われるが、十分な精度で補正ができない恐れがある。
そこで、図１１(B)に示すようにDWI用のシーケンスを、1 shotで収集可能な低周波部分のbnデータのみを収集するEPI シーケンスとすることが望ましい。これにより、動きによるアーチファクトの発生を抑制することができる。そして、DWIデータを生成するための高周波部分におけるデータとして、図１１(A)に示すEPI シーケンスによって収集された高周波武部分におけるb0データを用いることができる。
このため、動きの影響によるアーチファクトが問題とならないb0データについては、図１１(A)に示すように複数回の励起を伴うmulti-shotデータ収集により収集し、動きの影響によるアーチファクトの発生を回避する観点からbnデータについては、図１１(B)に示すようにsingle-shotデータ収集により収集することが好適である。但し、異なる時刻tに収集されるb0データおよびbnデータ間における動きの影響によって、k-spaceデータ間の位相ずれまたは対応する画像データ間の位置ずれが生じる恐れがある。これに対して、k-space中心部におけるk-spaceデータは各画像データの生成に共通に用いられるため、2Dまたは3Dのk-spaceデータに対する位相補正または画像データに対する位置補正によって動きの影響によるk-spaceデータ間の位相ずれまたは対応する画像データ間の位置ずれを補正することができる。
また、サンプリングピッチΔtによりリードアウト方向のFOVが決定されることからサンプリングピッチΔtはb0データの収集用のEPI シーケンスとbnデータの収集用のEPI シーケンスとの間で共通にすることが望ましい。ただし、エンコード方向のサンプリングピッチに相当するETSに比べてリードアウト方向のサンプリングピッチΔtは十分に小さい。このため、サンプリングピッチΔtがb0データ用のEPI シーケンスとbnデータ用のEPI シーケンスとの間で若干異なっていてもリードアウト方向の歪にはあまり影響がなく、大きな問題とはならない。
尚、全周波数領域におけるb0データとして、FSEシーケンスを用いてT2WIデータの生成用のデータを収集することもできる。b0データをFSEシーケンスで収集する場合には、EPIシーケンスにより収集される低周波領域におけるbnデータの歪み補正またはコントラスト補正が必須となる。また、b0データおよびbnデータの双方をFSE系のシーケンスを用いて収集する場合には、画像データの歪みに起因する制約がないため、b0データおよびbnデータのデータ収集条件の自由度が大きくなる。
逆に、図１１に示すようにb0データおよびbnデータの双方をEPI シーケンスにより収集する場合には、ETS0, ETSn、エンコード方向におけるライン数であるview数Ne0, Nen、リードアウト方向におけるサンプリング数Nr0, NrnおよびPIの倍速率等の撮影条件を後述するような一定の条件に従って設定すれば、b0データおよびbnデータからそれぞれ得られる画像データの歪みを互に同等にすることができる。また、拡散効果以外の要因による基本的なコントラストもb0データおよびbnデータからそれぞれ得られる画像データ間において同等となる。このため、b0データおよびbnデータの双方をEPI シーケンスにより収集する場合には、bnデータの歪み補正やコントラスト補正は不要となる。
EPIシーケンスによって収集される画像データの歪みは位相エンコード方向で大きく、実効的なETS (ETSeffective)で決定される。すなわち、ETSeffectiveが小さいほど画像データの歪みが少なくなる。ETSeffectiveは、ショット数をmとするとショット数が1のときのETSの1/mと等価となる。また、PIの倍速率Rをa倍にすると、PIの倍速率がR=1のときのETSを1/aにした場合と等価となる。従って、式(5)が成立するようにb0データの収集用の撮影条件およびbnデータの収集用の撮影条件を設定すれば、ETSを実効的に等価にすることができる。
ETSeffective=ETSn/Rn=ETS0/(m0*R0) (5)
但し、式(5)においてRnはbnデータの収集用のPIの倍速率、R0はb0データの収集用のPIの倍速率、m0はb0データの収集用のショット数であり、自然数である。
つまり式(5)に示すように、bnデータの収集用のETSnとPIの倍速率Rnとの比(ETSn/Rn)が、b0データの収集用のETS0とPIの倍速率R0との比(ETS0/R0)の1/m0となるようにb0データの収集用の撮影条件およびbnデータの収集用の撮影条件を設定すれば、bnデータおよびbnデータからそれぞれ得られる画像データの歪みは同等にすることができる。このため、bnデータやbnデータの歪み補正が不要となる。
さらに、b0データとbnデータのサンプリングピッチΔtが同じであり、合成対象となるデータにオーバーラップ部分がないと仮定すれば、式(6-1)に示すようにb0データのview数Ne0とbnデータのview数Nenとの比はm0となる。一方、合成対象となるデータにオーバーラップ部分がある場合には、式(6-2)が成立する。
Ne0/Nen=m0 (6-1)
Ne0/Nen<m0 (6-2)
従って、式(5)より、b0データとbnデータの収集用のPIの倍速率R0, Rn間にR0=m0*Rnの関係が成立すれば、b0データとbnデータの収集用のETSは同じ値に、つまりETSn=ETS0に設定することができる。ただし、式(6)より、bnデータのSNR (signal to noise ratio)をb0データのSNRと同等以上にするためには、式(7)が満たされるように撮影条件を設定すればよい。
NAQ0≧m0*NAQn (7)
ただし、NAQ0は、複数のb0データに対してアベレージング処理を行って画像データを生成する場合におけるアベレージング処理の対象となるデータ数を、NAQnは、複数のbnデータに対してアベレージング処理を行ってDWIデータを生成する場合におけるアベレージング処理の対象となるデータ数を、それぞれ示す。
式(5)より、b0データとbnデータの収集用のPIの倍速率R0, Rnを互に同一とし、つまりRn=R0に設定しても、式(6)に示すようにb0データとbnデータのview数の比がm0となるように、つまりNe0/Nen=m0となるようにview数Ne0, Nenを設定すれば、ETS0=m0*ETSnとなり式(5)が成立する。
従って、b0データとbnデータの収集用のサンプリングピッチΔtが同じで、リードアウト傾斜磁場Grの波形が矩形であれば、式(5)が成立するように撮影条件を設定することができる。また、リードアウト傾斜磁場Grの波形が台形である場合であっても、立ち上がりや立下りの傾斜部分においてもサンプリングを行うramp samplingを行うことにより、ETS0≧m0*ETSnが成立するように撮影条件を設定することができる。さらに、view数Ne0, Nenのみの調整によって式(5)に示す条件を成立させるのが困難であれば、PIの倍速率R0, Rn、リードアウト方向のサンプリングピッチΔtおよび／またはサンプリング数Nr0, Nrnを調整することによって式(5)に示す条件を成立させることができる。
尚、図１１に示す例では、ショット数が異なるが、PIの倍速率Rn, R0が等しく、すなわちRn=R0であり、Ne0/Nen=Nr0/Nen=ETS0/ETSn=m0=3となっている。位相エンコード方向のサンプリング数に相当するview数Ne0, Nenの比Ne0/Nenおよびリードアウト方向のサンプリング数Nr0, Nrnの比Nr0/Nenは、互に独立に設定することができる。
図１１に示す例のようにNe0/Nen=Nr0/Nen=ETS0/ETSn=m0が成立する場合、b0データとbnデータとの間においてショット数を同一としてRn=m0R0が成立するようにPIの倍速率Rn, R0を設定すれば、PIの倍速率の相違m0=Ne0/Nenを、倍速率の相違に相当するデータ数差だけサンプリングされるものと等価的に考えることができるため、図１１に示す場合と同様の効果を得ることができる。さらに、Ne0/Nen=Nr0/Nen=ETS0/ETSn=m0が成立する場合、ショット数およびPIの倍速率の双方が、b0データとbnデータとの間においてそれぞれ異なる場合であっても、式(5)が成立すれば図１１に示す場合と同様の効果を得ることができる。
図１２は、図７に示す撮影条件設定部４０において設定される非DWI用のfull data収集シーケンスおよびDWI用のpartial data収集シーケンスの別の一例を示す図である。
図１２の(A), (B)において、ECHOは収集されるエコーデータ（磁気共鳴信号）を、Grは読出し用傾斜磁場を、Geは位相エンコード用傾斜磁場を、それぞれ示す。
図１２(A)に示すように、b0データを収集するためのシーケンスとして、サンプリングピッチΔtでサンプリング数Nr0のエコー信号で構成される信号列を時間間隔ETS0で１ショット当たりNe0/m0回収集するマルチショットEPI シーケンスを設定することができる。従って、m0回に亘るマルチショットデータ収集によりトータルでview数Ne0に相当する数の信号列が収集される。図１２(A)に示す例ではm0=3である。
一方、図１２(B)に示すようにbnデータを収集するためのシーケンスとして、サンプリングピッチΔtでサンプリング数Nrnのエコー信号で構成される信号列を時間間隔ETSnでNen回収集するシングルショットEPI シーケンスを設定することができる。
ただし、b0データのサンプリング数Nr0とbnデータのサンプリング数Nrn、b0データのETS0とbnデータのETSnおよびb0データの１ショット当たりの信号列数Ne0/m0とbnデータの信号列数Nenはそれぞれ同一に設定される。このように、Nr0/Nrn=1, Ne0/Nen=m0, ETS0/ETSn=1となるように撮影条件を設定しても、PIの倍速率Rn, R0をR0=Rn/m0となるように設定すれば、式(8)に示すようにETSeffectiveを等しくさせることができる。
ETSeffective=ETS0/m0=ETSn/m0 (8)
このように撮影条件が設定されると、続いてステップ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る。
すなわち、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にスキャン開始指示情報が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮影条件設定部４０から全周波数領域のb0データ収集用のシーケンスおよび低周波領域のみのbnデータ収集用のシーケンスを順次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から受けたパルス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-spaceデータとして配置する。
このため、ｋ空間データベース４２の第１のｋ空間には、全周波数領域のb0データが配置され、第２のｋ空間には、低周波領域のみのbnデータが配置される。
次に、ステップＳ３において、データ合成部４３においてデータ合成処理が行われる。また、合成処理に先立って、必要に応じて上述したようなウィンドウイング、位相補正、振幅補正等の処理がb0データ、bnデータ、b0データから得られる実空間データおよび／またはbnデータから得られる実空間データに対して行われる。ここでは、必要な前処理後のk-spaceデータ間において合成する場合について説明する。
図１３は、図１１に示す２種類のEPIシーケンスによって収集されたk-spaceデータを合成した例を示す図である。
図１３において横軸は、ｋ空間のリードアウト方向Krを示し、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。
図１３に示すようにbnデータが低周波領域に配置される。すなわちbnデータとして、ショット数が１であり、view数Nenおよびサンプリング数Nrnに相当する数のk-spaceデータが配置される。一方、全周波数領域のb0データのうち、bnデータが存在しない高周波領域のb0データが抽出されて、bnデータの周囲に配置される。図１３の例では、b0データはショット数を3として収集されているため、b0データは、各ショットにそれぞれ対応するview数Ne0およびサンプリング数Nr0に相当する数のk-spaceデータで構成されている。
図１４は、図１２に示す２種類のEPIシーケンスによって収集されたk-spaceデータを合成した例を示す図である。
図１４において横軸は、ｋ空間のリードアウト方向Krを示し、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。
図１４に示すようにbnデータが配置される。すなわちbnデータとして、ショット数が１であり、view数Nenおよびサンプリング数Nrnに相当する数のk-spaceデータが配置される。bnデータのリードアウト方向のサンプリング数Nrnは、全周波数領域のb0データのリードアウト方向のサンプリング数Nr0と等しいため、リードアウト方向には全周波数領域にbnデータが配置される。これに対して、位相エンコード方向には、低周波領域にbnデータが配置される。
一方、全周波数領域のb0データのうち、bnデータが存在しない位相エンコード方向の高周波領域のb0データが抽出されて、bnデータの両側に配置される。図１３の例では、b0データはショット数を3として収集されているため、b0データは、各ショットにそれぞれ対応するview数Ne0およびサンプリング数Nr0に相当する数のk-spaceデータで構成されている。
図１２に示すような２種類のEPIシーケンスを設定すると、図１４に示すように、リードアウト方向の全周波数領域についてbnデータを収集することが可能となる。
次に、ステップＳ４において、コントラストが異なる複数の画像データが生成される。すなわち、合成処理後のデータがk-spaceデータであれば、合成処理後のk-spaceデータおよび全周波数領域について収集されたk-spaceデータに対して画像再構成部４４において画像再構成処理が施される。これにより得られた２種類の画像データは、画像データベース４５に保存される。一方、合成処理後のデータが画像データであれば、画像再構成部４４による全周波数領域について収集されたk-spaceデータに対する画像再構成処理により得られた画像データとともに画像データベース４５に保存される。
そして、画像処理部４６は、画像データベース４５から合成処理後の画像データおよび全周波数領域について収集されたk-spaceデータに対する画像再構成処理により得られた画像データを読み込んで、必要な画像処理を行って同時にまたは順次表示装置３４に表示させる。例えば、PIによりエコーデータが収集された場合には、感度分布データベース４７に保存された各コイル要素２４ｃの感度分布データに基づいて画像処理部４６において各コイル要素２４ｃに対応する複数の画像データに対するunfolding処理が行われる。
このように表示された複数の画像データは、低周波領域のk-spaceデータが共通であるため、より短い撮像時間で得ることができる。このため、ユーザはより短時間で同一の被検Ｐについてのコントラストの異なる複数の画像データを収集することができる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、T1WI、T2WI、PDWI、FLAIR画像、DWI、PWI等の複数の異種パラメータ画像を同一の被検体Ｐについて撮像する場合に、k-spaceデータの一部を共有し、データ合成処理を行うことにより、情報量を低下させることなくイメージング時間を短縮させるものである。例えば、k-spaceの高周波領域におけるデータが異種パラメータ画像間で共有され、k-spaceの低周波領域におけるデータのみがそれぞれの異種パラメータ画像用に収集される。そして、振幅や位相の補正後に低周波領域のみについて収集されたデータと高周波領域のデータとを合成することによりデータの質を維持したパラメータ画像データを生成することができる。さらに、EPIシーケンスによりb値の異なるDWIのイメージングを行う場合には、各画像データの歪みが互に同等となるように、ETS、ショット数およびPIの倍速率等の撮影条件が所定の条件に設定される。
（効果）
磁気共鳴イメージング装置２０によれば、同一の被検体Ｐから複数の異種パラメータ画像を撮像する場合に、画質や情報量を維持しつつトータルの撮像時間を短縮することができる。
また、傾斜磁場生成系等のハードウェアにおける制約や神経刺激に由来するスリューレート(slew rate)の制約など様々な制約が存在する結果、FOV、空間分解能および時間分解能に制約のあるEPIシーケンス等のシーケンスを用いたsingle-shotデータ収集では現在または将来的にも収集困難な3D-DWIデータを、他のパラメータ画像データを有効利用することにより１ショットで収集可能なデータのみとすることができる。このため、動きの影響によるアーチファクトの発生を抑制したDWIを得ることができる。尚、スリューレートは、傾斜磁場強度を傾斜磁場強度を得るために必要な立ち上がり時間で割った値であり、スリューレートが大きくなると単位時間当たりの磁場変動dB/dtが大きくなり、末梢神経への刺激によって、患者の安全性が損なわれる恐れがある。
（変形例）
１．第１の変形例
上述した例では、２つのデータに対する合成処理を行う場合について説明したが、３つ以上のデータに対する合成処理を行うこともできる。
図１５は、図７に示すデータ合成部４３において３つのk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図である。
図１５において、横軸は、ｋ空間のリードアウト方向Krを示し、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。図１５に示すように、複数のパラメータで構成されるパラメータセットの値の少なくとも１つが互に異なる値となるように３つ以上の複数のパラメータセットを設定してそれぞれ各パラメータセットに対応するk-spaceデータを収集し、収集したk-spaceデータに対する合成処理を行うことができる。図１５に示す例では、少なくとも１つのパラメータの値が互に異なる３種類のパラメータセットに対応する高周波領域、中程度の周波数領域および低周波領域におけるk-spaceデータ(PARAMETER 1, PARAMETER 2, PARAMETER 3)が単一の画像データ用に合成されている。
k-spaceへの複数のk-spaceデータの配置方法としては、各k-spaceデータから得られる複数の画像データのうち、コントラストが所望のコントラストに近くなる画像データに対応するk-spaceデータをk-spaceの中心に配置する方法が所望のコントラストを得る観点から好適である。また、他のk-spaceデータについては、コントラストが所望のコントラストにより類似する画像データに対応するk-spaceデータから順にk-spaceの低周波領域側から高周波領域に向かって配置することが望ましい。従って、低周波領域については各パラメータセットに対応するk-spaceデータをそれぞれ収集しておくことが望ましい。尚、撮像時間はk-spaceの面積に相当するデータ量にほぼ比例する。
図１６は、図７に示すデータ合成部４３において互に異なる３つのb値に対応するk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図である。
図１６において、横軸は、ｋ空間のリードアウト方向Krを示し、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。図１５に示すように、b値をb=b0, bnの２段階に設定するのみならず、b=b0, b1, b2 (0≒b0<b1<b2)の３段階の値に設定してk-spaceデータb0 DATA, b1 DATA, b2 DATAを収集し、収集したk-spaceデータに対する合成処理を行うことができる。
この場合、b2 DATAに対応するコントラストのDWIデータを生成する場合には、k-spaceの中心側からb2 DATA, b1 DATA, b0 DATAの順に配置すればよい。すなわち、k-spaceの中心部がb2 DATAであるため、b2 DATAに対応するコントラストのDWIデータを生成することができる。また、b1 DATAに対応するコントラストのDWIデータを生成する場合には、b2 DATAを使用せずに、k-spaceの中心側からb1 DATA, b0 DATAの順に配置すればよい。
つまり、b値を異なる３つ以上の値に設定してk-spaceデータを収集する場合には、合成処理後のk-spaceデータに対応するb値が滑らかに変化するようにk-spaceデータを配置することがコントラストの連続性を維持する観点から望ましい。具体的には、b値が大きい順にk-spaceの中心部から高周波側に向かって複数のk-spaceデータを配置することが望ましい。
尚、b値やMPGパルスの印加方向を同一として上述したmの値をm=5, m=3, m=1などと段階的に変えてk-spaceデータを収集してもよい。逆にb値のみならず、MPGパルスの印加方向を異なる複数の方向に設定してそれぞれ対応するk-spaceデータを収集するようにしてもよい。この場合、等方的な方向をMPGパルスの印加方向の１つに設定し、MPGパルスを等方的な方向に印加して収集されたk-spaceデータをk-spaceの中心部に配置すると、生成される画像データの連続性を向上させることができる。
図１７は、図７に示すデータ合成部４３においてFLAIR画像、T1WIおよびT2WI用の３つのk-spaceデータに対する合成処理を行う場合の例を示す図である。
図１７において、横軸は、ｋ空間のリードアウト方向Krを示し、縦軸はｋ空間の位相エンコード方向Keを、それぞれ示す。図１７に示すように、FLAIR画像、T1WIおよびT2WI用の３つのk-spaceデータを収集し、収集したk-spaceデータに対する合成処理を行うことができる。図１７は、FLAIR画像データの生成用のk-spaceデータを示しており、k-spaceの中心部におけるk-spaceデータがFLAIR画像用のk-spaceデータとなっている。また、コントラストの連続性を向上させる観点からk-spaceの中程度の周波数領域にT2WI用のk-spaceデータが、k-spaceの高周波領域にT1WI用のk-spaceデータが、それぞれ配置されている。
さらに、低周波領域であるか高周波領域であるかに依らずに決定されたN個の領域における複数のk-spaceデータに対して合成処理を行うこともできる。
２．第２の変形例
上述した例では、k-spaceデータを直交（Cartesian）状に収集する場合について説明したが、非直交（Non Cartesian）状に収集してもよい。非直交状にk-spaceデータを収集する手法としては、ラジアル収集法の他、複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間毎に回転させるPROPELLER (periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction)法（BLADE法とも呼ばれる）が知られている。
図１８は、PROPELLER法によりデータ収集を行う例を示す図である。
図１８(A)は、b=0に設定して収集されるk-spaceデータ（b0データ）のｋ空間上における配置を示し、図１８(B)はb=bn>0に設定して収集されるk-spaceデータ（bnデータ）のｋ空間上における配置を示す。
図１８(A), (B)に示すようにPROPELLER法によりデータ収集を行う場合には、ｋ空間の中心付近ほどデータが密となり、かつオーバーラップして収集される。例えば、DWIデータを得る場合には、上述したようにb0データとbnデータとをデータ合成部４３において合成することによりDWI像データを得ることができる。
このとき、図１８(A), (B)に示すようにbnデータを収集するためのbladeのstep角度がb0データを収集するためのbladeのstep角度よりも大きくなるように撮影条件を設定すれば、bnデータのデータ量を低減させることができる。さらに、bnデータを収集するためのbladeの幅がb0データを収集するためのbladeの幅よりも小さくなるように撮影条件を設定することによっても、bnデータのデータ量を低減させることができる。つまり、b0データを密に収集する一方、bnデータを粗に収集することにより収集すべきデータ量を低減できる。
そして、b=bnに対応するDWIデータを作成するために不足する高周波部分のデータとしてb0データの高周波部分を利用することができる。PROPELLER法やラジアル収集法によりデータ収集が行われた場合には、放射状のデータからCartesian samplingの格子点上のデータを補間処理により作成するregridding処理が行われる。regridding処理とデータの合成処理は別々に任意の順序で行うことができるが、regridding処理とデータの合成処理を一体的に行うこともできる。
regridding処理では、データ密度が大きい程、重みが小さくなる一方、データ密度が小さい程、重みが大きくなるようにデータの重なり度に応じた重み付けを伴ってデータの補間を行うための密度関数(density function)が通常用いられ、密度関数により不等密度のデータから等密度のデータが作成される。そして、等密度のデータにFTを施せば画像データが得られる。
一方、データの合成処理においてb0データとbnデータとがオーバーラップする低周波部分については、本来収集すべきデータであるbnデータの重みの方が大きくなるようにb0データとbnデータとを重み付け加算することが、bnに対応するより適切なDWIデータを作成する観点から望ましい。
さらに、データの重み付け補間による合成処理を行う場合において、求めるべきデータの位置から元データまでの距離に応じて重みを変えることも、より適切なDWIデータを作成する観点から望ましい。すなわち、着目する格子点からの距離が小さいほど大きくなり、着目する格子点からの距離が大きいほど小さくなるように重みを決定することにより、格子点から各データまでの距離も考慮したデータの合成処理を行うことができる。
尚、ラジアル収集法は、PROPELLER法においてbladeの幅がデータ１ライン分である場合に相当する。従って、ラジアル収集法によりデータ収集を行う場合には、b0データのstep角度を密にする一方、bnデータのstep角度を粗にすればよい。
また、上述したようにNon Cartesian状に収集された３つ以上のデータに対する合成処理を行うこともできる。さらに、b値以外のコントラストを制御するための複数のパラメータに対応する画像データを作成する場合にもNon Cartesianデータ収集法を適用することができる。
さらに、Non Cartesian samplingを行う場合には、オーバーラップした低周波部分のデータを公知の動き補正に用いることができる。この場合、動きによるblade間およびb0データとbnデータとの間におけるずれを補正することとなるが、基準とするデータを動きの影響を受けないb0データのbladeとすることが好適である。ただし、bnデータのbladeを基準とすることもできる。
３．第３の変形例
合成処理の対象となるデータ間においてコントラストが逆となる場合には、合成処理の前に一方または一部のデータの符号を反転させてコントラストの大小関係を揃える必要が生じる。しかしながら、データ間におけるコントラストの大小関係が不明である場合もある。そこで、合成処理の対象となるデータを利用してコントラストの大小関係を判定することができる。この機能は、データ合成部４３に設けることができる。
図１９は、合成処理の対象となるデータ間の共通部分に対応する中間周波数領域におけるデータ間の比を取ることによりデータ間におけるコントラストの大小関係を判定し、コントラストの大小関係を揃えて合成処理を行う方法を説明する図である。
図１９における各データはｋ空間データの１次元方向のプロファイルを示す。すなわち、各縦軸は信号強度Sを、各横軸はｋ空間の位置Kを示す。
図１９の実線枠で示すように第１のパラメータ値に対応する全周波数領域におけるｋ空間データSpara.1(full)のコントラストと、第２のパラメータ値に対応する低周波領域におけるｋ空間データSpara.2(low)のコントラストが互に逆となる場合がある。しかし、コントラストが反転した第１のパラメータ値に対応するｋ空間データSpara.1(full)からHPF (high pass filter)により抽出した高周波部分におけるｋ空間データSpara.1(high)をそのまま第２のパラメータ値に対応する低周波領域におけるｋ空間データSpara.2(low)と合成しても第２のパラメータ値に対応するコントラストの全周波数領域におけるｋ空間データSpara.2(full)を得ることができない。
そこで、オーバーラップ領域に相当する中間周波数領域における第１のパラメータ値に対応するｋ空間データSpara.1(mid)および第２のパラメータ値に対応するｋ空間データSpara.2(mid)をMPF (mid pass filter)により抽出して比を取ることによりコントラストが反転したｋ空間データSpara.1(high)の符号とともに信号強度を補正するための補正係数scaleを決定することができる。但し、ｋ空間データSpara.1(mid)の絶対値がある正の閾値Th以下となる場合には無信号部分とみなせるため、補正係数scaleをゼロとすることが望ましい。従って、補正係数scaleは式(9)のように決定することができる。
scale = Spara.2(mid)/Spara.1(mid): |Spara.1(mid)|>Th
= 0: otherwise
(9)
尚、閾値Thは、信号の有無を判断できる値に設定すればよく、例えば、ノイズレベルの数倍などに決定することができる。
そして、補正係数scaleを式(10)に示すように第１のパラメータ値に対応する高周波部分におけるｋ空間データSpara.1(high)に乗じることによってコントラストが補正された高周波領域のｋ空間データSpara.1.cor(high)を作成することができる。
Spara.1.cor(high)=scale * Spara.1(high) (10)
さらに、コントラストが補正された高周波領域のｋ空間データSpara.1.cor(high)と第２のパラメータ値に対応する低周波領域におけるｋ空間データSpara.2(low)とを加算することによって第２のパラメータ値に対応する全周波数領域におけるｋ空間データSpara.2(full)を作成することができる。
このように、合成処理の対象となるデータ間の共通部分におけるデータ間の信号比を取ることにより補正係数を決定すれば、コントラストの大小関係が不明であってもコントラストが反転している場合には補正係数が負の値となるためコントラストの大小関係を揃えることができる。従って、特に、コントラストが互い逆になる可能性が高いT1WIおよびT2WIを収集する場合に有効である。
一方、コントラストが殆ど同様な傾向となるPDWIおよびT2WIを収集するような場合には、上記の処理を省略することがデータ処理量低減化に繋がる場合がある。さらに、コントラストが逆となることが既知である場合には、第１のパラメータ値に対応する高周波部分におけるｋ空間データSpara.1(high)の信号値の符号を単に反転させることにより簡易にコントラストの大小関係を揃えることができる。すなわち、符号を反転させた高周波部分におけるｋ空間データSpara.1(high)をそのまま低周波領域におけるｋ空間データSpara.2(low)と加算することができる。
４．他の変形例
さらに、Non Cartesian状データ収集のみならずCartesian状データ収集においても、データ収集点の密度を合成処理の対象となる複数のk-spaceデータごとに変えることができる。例えば、コントラストへの影響が少ない高周波領域におけるデータ収集密度を低周波領域におけるデータ収集密度よりも粗くすれば、収集すべきデータ数の低減化に繋がる。
また、磁気共鳴イメージング装置とネットワークを介して画像処理装置を接続し、画像処理装置においてデータの合成処理を行うようにすることもできる。この場合、画像処理装置には、磁気共鳴イメージング装置からネットワークを介してk-spaceデータまたは画像データを取得する機能、取得したk-spaceデータまたは画像データに対して補正処理および合成処理を施す機能並びに画像再構成処理またはIFT処理を行う機能が備えられる。
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 データ合成部
４４ 画像再構成部
４５ 画像データベース
４６ 画像処理部
４７ 感度分布データベース
Ｐ 被検体

Claims (23)

  1. コントラストを制御するためのパラメータを互に異なる値に設定してコントラストが互に異なる複数の種類の画像データを生成するための複数の磁気共鳴データを、データ量を変えて同一の被検体から収集するデータ収集手段と、
    前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数の磁気共鳴データから得られる複数のデータに対する合成処理および画像再構成処理を行うことによって前記複数の種類の画像データを生成する画像データ生成手段と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記データ収集手段は、コントラストを制御するための少なくとも１つのパラメータ値に対応する磁気共鳴データが画像データの生成に必要な全てのデータ量となる一方、別のコントラストを制御するための少なくとも１つのパラメータ値に対応する磁気共鳴データが画像データの生成に必要なデータ量よりも少ないデータ量となるように前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成される請求項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、コントラストを制御するための少なくとも１つのパラメータ値に対応する磁気共鳴データが画像データの生成に必要な全てのデータ量となる一方、別のコントラストを制御するための少なくとも１つのパラメータ値に対応する磁気共鳴データが低周波領域のみとなるように前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成される請求項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、前記複数の磁気共鳴データとしてT1強調画像データ、T2強調画像データ、プロトン密度画像データ、FLAIR画像データ、DWIデータおよびPWIデータの少なくとも２つを生成するための複数の磁気共鳴データを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記データ収集手段は、motion probing gradientパルスの強度を示すb値をゼロとみなせる値およびゼロより大きい値に設定してそれぞれ対応する磁気共鳴データを収集するように構成される請求項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、motion probing gradientパルスの印加方向を互に異なる方向に設定してそれぞれ対応する磁気共鳴データを収集するように構成される請求項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、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータに対して振幅および位相の少なくとも一方の補正を行った後に前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータに対して振幅および位相の少なくとも一方の補正を行って、データ量が最大の磁気共鳴データまたは前記データ量が最大の磁気共鳴データから得られるデータの振幅および位相の少なくとも一方に他の磁気共鳴データまたは前記他の磁気共鳴データから得られるデータの振幅および位相の少なくとも一方を合わせた後に前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データから得られる複数の実空間データに対して複素データのまま振幅および位相の少なくとも一方の補正を行った後に前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記データ収集手段は、前記合成処理の対象となる前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータがオーバーラップするように前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成され、
    前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータがオーバーラップする部分におけるデータに基づいて得られる補正パラメータを用いることによって前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータに対して補正処理を行い、前記補正処理後に前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記データ収集手段は、前記合成処理の対象となる前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータがオーバーラップするように前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成され、
    前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータに対してそれぞれ重み関数を用いてウィンドウイングした後に前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記データ収集手段は、motion probing gradientパルスの強度を示すb値をゼロとみなせる第１の値およびゼロより大きい第２の値に設定し、かつ前記b値を前記第１の値および前記第２の値にそれぞれ設定したスキャンの実行により得られる画像データの歪みが互に同等となるように設定されたショット数、サンプリング数、エコー間隔および複数の受信用のコイル要素を用いて前記複数の磁気共鳴データを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせるパラレルイメージングにおける倍速率で前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記データ収集手段は、motion probing gradientパルスの強度を示すb値をゼロとみなせる第１の値およびゼロより大きい第２の値に設定し、シングルショットデータ収集により前記第１の値に対応する磁気共鳴データを収集する一方、マルチショットデータ収集により前記第２の値に対応する磁気共鳴データを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記データ収集手段は、空間軸および時間軸のうち複数の任意軸を有する複数の種類の画像データを生成するための複数の磁気共鳴データを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 前記データ収集手段は、motion probing gradientパルスの強度を示すb値を互に異なる複数の値に設定して前記複数の磁気共鳴データを収集するように構成され、
    前記画像データ生成手段は、前記b値の複数の値にそれぞれ対応する複数の磁気共鳴データに対する合成処理によって、対応するb値が大きい順にｋ空間の中心部から高周波側に向かって配置したｋ空間データに基づいて前記複数の種類の画像データの１つを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  16. 前記データ収集手段は、motion probing gradientパルスの印加方向を等方的な方向を含む互に異なる複数の方向に設定してそれぞれ対応する磁気共鳴データを収集するように構成され、
    前記画像データ生成手段は、前記motion probing gradientパルスを前記等方的な方向に印加して収集された磁気共鳴データをｋ空間の中心部に配置したｋ空間データに基づいて前記複数の種類の画像データの１つを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 前記データ収集手段は、コントラストを制御するための同一のパラメータを互に異なる３つ以上の値に設定するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  18. 前記データ収集手段は、コントラストを制御するための複数のパラメータを含むパラメータセットの値の少なくとも１つが互に異なる値となるように互に異なる３つ以上の複数のパラメータセットを設定するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  19. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データから得られる複数の種類の画像データのコントラストが所望のコントラストに類似している順に、前記複数の磁気共鳴データをｋ空間に低周波領域側から配置することによって得られるｋ空間データに基づいて前記複数の種類の画像データの１つを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  20. 前記データ収集手段は、前記複数の磁気共鳴データを非直交状に収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  21. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータのコントラストの大小関係を揃えて前記合成処理を行うように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  22. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータのうちコントラストが逆のデータの符号を反転させることにより前記大小関係を揃えるように構成される請求項２１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  23. 前記画像データ生成手段は、前記複数の磁気共鳴データまたは前記複数のデータの共通部分に対応するデータ間の比を取ることにより前記大小関係を判定し、判定した前記大小関係を揃えるように構成される請求項２１記載の磁気共鳴イメージング装置。
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