JP2015116474A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】より少ない撮像回数又は撮像時間で効率的にＢＢ画像及びＷＢ画像等の必要な画像を良好なＣＮＲで収集するＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置は、データ収集部及びデータ処理部を備える。データ収集部は、流体及び組織の緩和時間に応じた印加条件で反転回復パルスを印加することにより、組織からのＭＲ信号が正の値を有し、かつ流体からのＭＲ信号が負の値を有する第１のＭＲ信号と、流体からのＭＲ信号が正の値を有する第２のＭＲ信号とを被検体の同一の撮像領域から収集する。データ処理部は、第１のＭＲ信号及び第２のＭＲ信号に基づいて組織よりも流体が低信号領域として描出される第１の画像データ及び組織よりも流体が高信号領域として描出される第２の画像データを生成する。また、データ処理部は、第２のＭＲ信号に基づく位相補正を伴って第１の画像データを生成するように構成される。
【選択図】図１３

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。
MRI装置は、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磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。
MRI装置における画像生成法の１つとしてreal part imagingが知られている。real part imaging は、画像化対象となる複素信号の絶対値ではなく、実部を用いて画像化処理を行う画像生成法である。更に、real part imaging において単一又は複数の反転回復(IR: inversion recovery) パルスを印加することによって血液からのMR信号を選択的に負信号として収集する手法が考案されている。
この方法に依れば、血管内を流れる血液からのMR信号の強度を抑制することができる。このため、IRパルスの印加を伴う血液のreal part imagingを行えば、良好なコントラストノイズ比(CNR: contrast to noise ratio)で低信号領域として血液を描出することができる。この場合、背景組織は高信号領域として白く描出されるのに対し、血液は黒く描出される。
このように血液が黒く描出される血流画像はBB(black blood)画像と呼ばれる。BB画像は、縦緩和(T1)強調画像(T1W: T1 weighted image)、横緩和(T2)強調画像(T2W: T2 weighted image) 又はプロトン密度強調画像(PDW: proton density weighted image)として収集することができる。
T1WとしてBB画像を収集する場合には、イメージング用のMRデータの収集に先立って、画像化対象となるイメージングスラブより広いスラブにプレパルスとしてIRパルスが印加される。これにより、IRパルスの印加領域に存在する静止組織及び血液の縦磁化Mzが反転する。そして、縦緩和(T1緩和)によって血液の縦磁化Mzがゼロとなるタイミング以前のタイミングでイメージングデータが収集されるように反転時間(TI: inversion time)が設定される。尚、TIは、IRパルスの印加タイミングからイメージングデータの収集用のRF励起パルスの印加タイミングまでの時間である。
また、イメージングスラブの外部からイメージングスラブに流入する血液がイメージングデータの収集タイミングにおいてIRパルスの印加対象となるように、血液の流速と血液のT1緩和を考慮してIRパルスの印加領域がイメージングスラブより広い領域に決定される。つまり、イメージングデータの収集タイミングにおいてイメージングスラブに流入する血液もIRパルスの印加による縦磁化Mzの反転対象とされる。
このような条件で、高速フィールドエコー(FFE: fast field echo)シーケンス等のグラジエントエコー(GRE: gradient echo)系のシーケンスでMR信号の読出し(readout)を行うと、背景組織からのMR信号が正の値となる一方、血液からのMR信号がゼロ又は負の値となる。従って、血液が黒く描出されるBB画像としてT1Wを生成することができる。
一方、T2W又はPDWとしてBB画像を収集する場合には、領域選択IRパルスと領域非選択IRパルスとを組合わせた複数のIRパルスの印加を伴うデータ収集条件が設定される。具体的には、静止した背景組織の縦磁化Mzが反転せず、イメージングスラブに流入する血液の縦磁化Mzのみが反転するように複数のIRパルスのパルス数、印加タイミング及び印加領域を含むIRパルスの印加条件が決定される。
このようなIRパルスの印加条件で、血液の縦磁化MzがT1緩和によってゼロとなるタイミング以前のタイミングでイメージングデータが収集されるようなTIでMR信号の読出しを行えば、血液からのMR信号がゼロ又は負の値となる。従って、血液が黒く描出されるBB画像としてT2W又はPDWを生成することができる。
更に、IRパルスの印加を伴うreal part imagingによるBB画像の収集に加え、血液が高信号領域として白く描出されるWB (white blood)画像を生成する方法も提案されている。具体的には、BB画像の輝度を反転して最大値投影(MIP: maximum intensity projection)処理することにより、WB画像を生成する手法が提案されている。
Jinnan Wang et al., "Improved carotid intraplaque hemorrhage imaging using a slab-selective phase-sensitive inversion-recovery (SPI) sequence", Magnetic Resonance in Medicine, Volume 64, Issue 5, pages 1332-1340, November 2010 Peter Kellman et al., "Phase-sensitive inversion recovery for detecting myocardial infarction using gadolinium-delayed hyperenhancement" , Magnetic Resonance in Medicine, Volume 47, Issue 2, pages 372-383, February 2002 Jinnan Wang et al., "Simultaneous noncontrast angiography and intraPlaque hemorrhage (SNAP) imaging for carotid atherosclerotic disease evaluation" , Magnetic Resonance in Medicine, Volume 69, Issue 2, pages 337-345, February 2013
血液及び血管をイメージンする磁気共鳴血管撮影法(MRA: magnetic resonance angiography)では、良好なCNRでBB画像及びWB画像の双方を収集することが望まれる。しかしながら、従来のBB画像を元データとしてWB画像を生成する方法では、十分なCNRを得ることが困難である。その結果、タイム・オブ・フライト(TOF: time of flight)法等によって別途、WB画像を収集するための撮像が行われる場合が多い。
また、real part imagingによるBB画像の生成には、背景組織からのMR信号に対する位相補正が必要である。位相補正には、背景組織からのMR信号のみならず血液からのMR信号も正の値となった画像データが必要である。このため、血液の縦磁化Mzが正の値となるようにTIを長く設定して位相補正用の画像を収集することが必要となる。すなわち、real part imagingによりBB画像を生成するためには、位相補正用の画像を収集するための撮像が別途必要となる。
そこで、本発明は、より少ない撮像回数又は撮像時間で効率的にBB画像及びWB画像等の必要な画像を良好なCNRで収集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。
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集部及びデータ処理部を備える。データ収集部は、流体及び組織の緩和時間に応じた印加条件で反転回復パルスを印加することにより、前記組織からの磁気共鳴信号が正の値を有し、かつ前記流体からの磁気共鳴信号が負の値を有する第１の磁気共鳴信号と、前記流体からの磁気共鳴信号が正の値を有する第２の磁気共鳴信号とを被検体の同一の撮像領域から収集する。データ処理部は、前記第１の磁気共鳴信号及び前記第２の磁気共鳴信号に基づいて前記組織よりも前記流体が低信号領域として描出される第１の画像データ及び前記組織よりも前記流体が高信号領域として描出される第２の画像データを生成する。また、データ処理部は、前記第２の磁気共鳴信号に基づく位相補正を伴って前記第１の画像データを生成するように構成される。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集部及びデータ処理部を備える。データ収集部は、抑制対象となる第１の成分及び強調対象となる第２の成分の緩和時間に応じた印加条件で反転回復パルスを印加することにより、前記第２の成分からの信号が正の値を有し、かつ前記第１の成分からの信号が負の値を有する磁気共鳴信号であって、ｋ空間において少なくとも１方向に非対称なサンプリング領域に対応する磁気共鳴信号を被検体の撮像領域から収集する。データ処理部は、前記磁気共鳴信号に基づいて生成される実空間信号の位相補正と、前記位相補正後における前記実空間信号の実部を画像化する処理とを含むデータ処理によって前記第２の成分よりも前記第１の成分が低信号領域として描出される画像データを生成する。
本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。 図１に示すコンピュータの機能ブロック図。 単一のIRパルスの印加によってT1WデータとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図。 図３に示す第１のIRパルス及び第２のIRパルスの印加領域を示す図。 ２つのIRパルスの印加によってT2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図。 図５に示す第１のIRパルス及び第２のIRパルスの印加領域を示す図。 単一のIRパルスの印加によってT2W又はPDWとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図。 図７に示すIRパルスの印加領域を示す図。 共通のIRパルスの印加によってBB画像データ用の第１のMR信号及びWB画像データ用の第２のMR信号の双方を収集するための条件を示す図。 図９に示すIRパルスの印加領域を示す図。 BB画像データ用の第１のMR信号及びWB画像データ用の第２のMR信号をそれぞれｋ空間の複数の領域内における信号列に分割した例を示す図。 図１１に示す複数のセグメント内における各信号列の収集順序を示すタイムチャート。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体の撮像領域におけるBB画像データ及びWB画像データを収集する際の流れを示すフローチャート。 本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置に備えられるコンピュータの機能ブロック図。 ｋ空間において非対称なサンプリング領域のMR信号に基づくAFI処理によって実部信号の画像化を行う場合における処理の流れの一例を示す図。 図１５のステップＳ１０に示すLPFの特性を示す図。 ｋ空間において非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域におけるMR信号に基づくAFI処理によって実部信号の画像化を行う場合における処理の流れの一例を示す図。 血液と組織が混在するボクセルにおけるREAL化処理及び位相補正前の画像信号Vを複素平面上に表した図。 補正前後における実空間信号の位相マップを示す図。 参照画像データに基づいて求められた位相データを用いてAFI処理の位相補正を実行する場合における処理の流れの一例を示す図。 本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置においてWB画像データ用の第２のMR信号を収集するために設定されるTOFシーケンスの概念図。 IR法による第１のMR信号の収集及びTOF法による第２のMR信号の収集によってBB画像データ及びWB画像データを生成する場合の流れを示すフローチャート。
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。
（第１の実施形態）
図１は本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。
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の内側に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及び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及びコンピュータ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及び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及び記憶装置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及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内側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及び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及び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及び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及び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及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。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MR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及び受信器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及び受信器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及び受信器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及び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MR信号の検波及び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MR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。
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのECG (electro cardiogram)信号を取得するECGユニット３８が備えられる。ECGユニット３８により取得されたECG信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。
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、プログラムの少なくとも一部に代えて、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２は、図１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の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部４０及びデータ処理部４１として機能する。撮像条件設定部４０は、IRパルス設定部４０Ａ及びシーケンス設定部４０Ｂを有する。データ処理部４１は、BB画像生成部４１Ａ、WB画像生成部４１Ｂ及び定量画像生成部４１Ｃを有する。また、記憶装置３６は、ｋ空間データ記憶部４２及び画像データ記憶部４３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３１に出力する機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、IR法及びreal part imagingを含む画像化処理によって撮像領域におけるBB画像データ及びWB画像データの双方を血流画像データ、血管画像データ又は血管壁画像(VWI: Vessel Wall Image)データとして取得するための撮像条件を設定する機能を備えている。
BB画像データは、組織よりも血液が低信号領域として黒く描出される画像データである。また、WB画像データは、組織よりも血液が高信号領域として白く描出される画像データである。
IR法は、単一又は複数のIRパルスの印加により縦磁化を反転し、TI後に画像データの生成用のMR信号であるイメージングデータを収集する撮像法である。尚、IRパルスには、印加領域を設定して印加する領域選択IRパルスと、印加領域を設定せずに印加する領域非選択IRパルスとがある。
また、real part imagingは、画像再構成処理における中間データとして生成される複素信号である画像信号の実部を用いて画像化処理を行うことによって目的とする診断画像データを生成する画像生成法である。このreal part imagingは、BB画像データの生成に適用される。一方、WB画像データは、real part imagingではない画像化処理、つまり複素信号である画像信号の絶対値を用いて画像データを生成する従来の画像化処理によって生成される。
このように、撮像条件設定部４０は、IRパルスの印加を伴うデータ収集及びreal part imagingによって、第１の画像データとしてのBB画像データ及び第２の画像データとしてのWB画像データを取得するための撮像条件を設定する機能を有している。
IR法及びreal part imagingによってBB画像データ及びWB画像データの双方を取得するためのデータ収集条件は、IRパルスの印加を伴って第１の画像データであるBB画像データの生成用の第１のMR信号を収集し、かつ第２の画像データであるWB画像データの生成用の第２のMR信号を同一の撮像領域から収集するための条件となる。
BB画像データの生成用の第１のMR信号は、血液が占める領域を低信号領域として描出するためのreal part imagingの対象となる。従って、BB画像データの生成用の第１のMR信号は、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する信号となるように収集することが必要である。一方、WB画像データの生成用の第２のMR信号は、血液が占める領域が高信号値として描出されるように、血液からのMR信号の絶対値ができるだけ大きい値を有する信号となるように収集することが望ましい。
このような理由から、撮像条件設定部４０では、血液及び組織の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有するBB画像データの生成用の第１のMR信号と、血液からのMR信号が正の値を有するWB画像データの生成用の第２のMR信号とを収集するためのデータ収集条件が設定される。
撮像条件設定部４０のIRパルス設定部４０Ａは、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号と、血液からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号とを収集できるように、IRパルスのパルス数、印加領域及びTI等の印加条件を設定する機能を有する。一方、シーケンス設定部４０Ｂは、第１のMR信号及び第２のMR信号をイメージングデータとして収集するためのパルスシーケンスを設定する機能を有する。IRパルスの印加条件及びパルスシーケンスは、互いに対応するように決定される。すなわち、IRパルスの印加条件に応じたパルスシーケンスが設定される。逆に、パルスシーケンスに応じたIRパルスの印加条件が設定される。
第１のMR信号及び第２のMR信号は、同一とみなせるTIで収集することができる。逆に、互いに異なるTIで第１のMR信号及び第２のMR信号を収集することもできる。第１のMR信号と第２のMR信号とを、同一とみなせるTIで収集する場合には、第１のMR信号を収集するための第１のIRパルスと、第２のMR信号を収集するための第２のIRパルスをIRパルスの印加条件として設定する必要がある。一方、異なるTIで第１のMR信号と第２のMR信号とを収集する場合には、共通のIRパルスの印加後に第１のMR信号及び第２のMR信号を収集するデータ収集条件を設定しても良いし、第１のMR信号を収集するための第１のIRパルスと、第２のMR信号を収集するための第２のIRパルスとを個別に設定しても良い。或いは、IRパルスを印加せずに血液からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号を収集した後に、IRパルスを印加して組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号を収集するようにしてもよい。
第１のMR信号と第２のMR信号とを、同一とみなせるTIで収集する場合には、第１のMR信号に含まれる組織からのMR信号の信号強度と、第２のMR信号に含まれる組織からのMR信号の信号強度とを同等にすることができる。従って、WB画像データを生成する際に、第１のMR信号に基づいて生成される画像データと、第２のMR信号に基づいて生成される画像データとの間における差分処理を含むデータ処理によって組織の描出が抑制され血液が描出された画像データとしてCNRが良好なWB画像データ生成することが可能となる。
そこで、まず第１のMR信号と第２のMR信号とを、同一とみなせるTIで収集するためのデータ収集条件の具体例について説明する。この場合には、IRパルスを印加してTI後にT1緩和によって血液の縦磁化Mzが負の値となるような第１のIRパルスの印加条件と、IRパルスを印加してTI後にT1緩和によって血液の縦磁化Mzが正の値となるような第２のIRパルスの印加条件とがIRパルス設定部４０Ａにおいて設定される。更に、TIに対応するパルスシーケンスがシーケンス設定部４０Ｂにおいて設定される。
まず、BB画像データの生成用の第１のIRパルスを撮像領域よりも広い領域に印加する一方、WB画像データの生成用の第２のIRパルスを、撮像領域をカバーする程度の狭い領域に印加することによってBB画像データ及びWB画像データをT1Wデータとして収集する第１の例について説明する。
図３は、単一のIRパルスの印加によってT1WデータとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図であり、図４は図３に示す第１のIRパルス及び第２のIRパルスの印加領域を示す図である。
図３(A), (B)において各横軸は時間を示し、各グラフの縦軸は血液及び組織の縦磁化Mzを示す。また、図３において(A)は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBを収集するための第１のIRパルスIRBBの印加タイミング及び第１のIRパルスIRBBの印加後における組織の縦磁化Mz(TISSUE)と血液の縦磁化Mz(BB)の時間変化を示す図である。一方、図３の(B)は、WB画像データ用の第２のMR信号SWBを収集するための第２のIRパルスIRWBの印加タイミング及び第２のIRパルスIRWBの印加後における組織の縦磁化Mz(TISSUE)と血液の縦磁化Mz(WB)の時間変化を示す図である。
図３(A)に示すように、BB画像データ用の第１のIRパルスIRBBを印加した後、TI後に適切なエコー時間(TE: echo time)で第１のMR信号SBBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第１のデータ収集条件を設定することができる。同様に、図３(B)に示すように、WB画像データ用の第２のIRパルスIRWBを印加した後、TI後に適切なTEで第２のMR信号SWBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第２のデータ収集条件を設定することができる。
更に、図４(A)に示すようにBB画像データ用の第１のIRパルスIRBBの印加領域を、第１のMR信号SBBの収集対象となるイメージングスラブよりも十分に広い領域に設定することができる。一方、図４(B) に示すようにWB画像データ用の第２のIRパルスIRWBの印加領域を、イメージングスラブをカバーし、かつ第１のIRパルスIRBBの印加領域よりも狭い領域に設定することができる。
そうすると、図３(A)に示すように第１のIRパルスIRBBの印加タイミングにおいて、第１のIRパルスIRBBの印加領域内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mz(BB)の極性が反転し、負の値となる。そして、組織の縦磁化Mz(TISSUE)は、時間の経過に伴ってT1緩和によって組織のT1を時定数として次第に正の値に変化する。同様に、血液の縦磁化Mz(BB)も時間の経過に伴ってT1緩和によって血液のT1を時定数として次第に正の値に変化する。
但し、血液のT1は筋やプラーク等の組織のT1よりも長い。従って、組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となるタイミングでは、血液の縦磁化Mz(BB)がまだ負の値となっている。
しかも、第１のIRパルスIRBBは、イメージングスラブよりも広い血管の上流側を含む印加領域に印加されている。このため、第１のIRパルスIRBBの印加後にイメージングスラブに外部から流入する血液の縦磁化Mz(BB)も、第１のIRパルスIRBBの影響を受けて負の値となっている。すなわち、イメージングスラブの外部からイメージングスラブに、縦磁化Mz(BB)がT1緩和しながら血液が流入する。
従って、図３(A)に示すように第１のIRパルスIRBBのTIを適切に設定し、かつ血液の流速に応じて図４(A)に示すように第１のIRパルスIRBBの印加領域を十分に広く設定すれば、第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となる一方、血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。すなわち、第１のIRパルスIRBBの印加領域の外部における縦磁化Mzが飽和した血液がイメージングスラブに流入するまでは、イメージングスラブ内における血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。
このため、第１のIRパルスIRBBのTIを十分に短く設定する一方、第１のIRパルスIRBBの印加領域の十分に広く設定すれば、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBBをBB画像データの生成用に収集することが可能となる。また、TIを短くする程、血液の縦磁化Mz(BB)の絶対値及び血液からのMR信号の絶対値を大きくすることができる。
一方、図４(B)に示すように第２のIRパルスIRWBの印加領域は、イメージングスラブをカバーする程度であり、第１のIRパルスIRBBの印加領域よりも狭い。従って、第２のIRパルスIRWBの印加後には、第２のIRパルスIRWBの影響を受けずに、縦磁化Mzが飽和した血液がイメージングスラブに徐々に流入する。このため、図３(B)に示すように、血液の縦磁化Mz(WB)が組織の縦磁化Mz(TISSUE)よりも早く正の値となる。
従って、図３(B)に示すように第２のIRパルスIRWBのTIを適切に設定し、かつ図４(B)に示すように第２のIRパルスIRWBの印加領域を、メージングスラブをカバーする程度の領域に設定すれば、第２のMR信号SWBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となり、かつ血液の縦磁化Mz(WB)も正の値となる。
また、第２のIRパルスIRWBのTIを短く設定する程、血液の縦磁化Mz(WB)の値が、組織の縦磁化Mz(TISSUE)の値よりも大きくなる。従って、図３に示すように、第１のIRパルスIRBBのTIと第２のIRパルスIRWBのTIを同等な短いTIに設定すれば、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号も正の値を有する第２のMR信号SWBをWB画像データの生成用に収集することが可能となる。
図３及び図４に示すデータ収集条件で第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを収集すれば、良好なコントラストを有するT1WデータとしてBB画像データを生成することができる。また、第１のIRパルスIRBBのTIと第２のIRパルスIRWBのTIを同等な短いTIに設定すれば、差分処理によって組織が消去されたT1WデータとしてWB画像データを生成することができる。
T1W用のMR信号を読出すためのシーケンスとしては、ファストスピンエコー(FSE: fast spin echo)シーケンスやFFEシーケンスが挙げられるが、FFEシーケンスの方が適している。第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを読出すためのシーケンスとしては、上述したように、シーケンス設定部４０Ｂにおいて設定することができる。
つまり、第１の例は、撮像領域よりも広い第１の印加領域に第１のIRパルスIRBBを印加する一方、撮像領域よりも広く第１の印加領域よりも狭い第２の印加領域に第２のIRパルスIRWBを印加するデータ収集条件である。この場合、第１の印加領域は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて、撮像領域に外部から流入した血液からのMR信号が負の値となるように設定される。また、第２の印加領域は、WB画像データ用の第２のMR信号SWBの収集タイミングにおいて撮像領域に外部から流入した血液からのMR信号が正の値となるように設定される。そして、このようなデータ収集条件によって、T1WデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。
次に、BB画像データの生成用の２つの第１のIRパルスの一方を撮像領域よりも広い領域に、他方を撮像領域をカバーする程度の狭い領域に印加し、かつWB画像データの生成用の２つの第２のIRパルスの双方を、撮像領域をカバーする程度の狭い領域に印加することによってBB画像データ及びWB画像データをT2Wデータ又はPDWデータとして収集する第２の例について説明する。
図５は、２つのIRパルスの印加によってT2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図であり、図６は図５に示す第１のIRパルス及び第２のIRパルスの印加領域を示す図である。
図５(A), (B)において各横軸は時間を示し、各グラフの縦軸は血液及び組織の縦磁化Mzを示す。また、図５において(A)は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBを収集するための２つの第１のIRパルスIRBBの印加タイミング及び第１のIRパルスIRBBの印加後における組織の縦磁化Mz(TISSUE)とイメージングスラブに流入する血液の縦磁化Mz(BB)の時間変化を示す図である。一方、図５の(B)は、WB画像データ用の第２のMR信号SWBを収集するための２つの第２のIRパルスIRWBの印加タイミング及び第２のIRパルスIRWBの印加後における組織の縦磁化Mz(TISSUE)とイメージングスラブに流入する血液の縦磁化Mz(WB)の時間変化を示す図である。
図５(A)に示すように、BB画像データ用の２つの第１のIRパルスIRBBを適切な時間間隔で印加した後、TI後に適切なTEで第１のMR信号SBBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第１のデータ収集条件を設定することができる。同様に、図５(B)に示すように、WB画像データ用の２つの第２のIRパルスIRWBを適切な時間間隔で印加した後、TI後に適切なTEで第２のMR信号SWBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第２のデータ収集条件を設定することができる。
更に、図６(A)に示すようにBB画像データ用の２つの第１のIRパルスIRBBの一方の印加領域を、第１のMR信号SBBの収集対象となるイメージングスラブよりも十分に広い領域に設定することができる。また、他方の印加領域を、イメージングスラブをカバーし、かつもう片方の第１のIRパルスIRBBの印加領域よりも狭い領域に設定することができる。尚、第１のIRパルスIRBBの印加順序は任意である。
そうすると、イメージングスラブ内には、第１のIRパルスIRBBがある時間間隔で２回印加される。従って、イメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzの極性が、第１のIRパルスIRBBの印加間隔に応じたT1緩和を伴って２回反転する。この結果、２つの第１のIRパルスIRBBの印加直後にはイメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzがいずれも正の値となる。
これに対して、イメージングスラブの外部における一方の第１のIRパルスIRBBの印加領域には、第１のIRパルスIRBBが１回印加される。従って、イメージングスラブ外における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mz(BB)の極性が反転する。この結果、２つの第１のIRパルスIRBBの印加直後にはイメージングスラブ外における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mz(BB)がいずれも負の値となる。
そして、時間の経過に伴って、イメージングスラブの外部からイメージングスラブ内に、縦磁化Mz(BB)が負値となった血液がT1緩和しながら流入する。このため、図５(A)に示すように、イメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)は常に正の値となるのに対して、流入する血液の縦磁化Mz(BB)はT1緩和によって負の値から徐々に正の値に変化する。
従って、図５(A)に示すように第１のIRパルスIRBBのTIを適切に設定し、かつ血液の流速に応じて図６(A)に示すように第１のIRパルスIRBBの広い側の印加領域を十分に広く設定すれば、第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となる一方、イメージングスラブに流入した血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。すなわち、第１のIRパルスIRBBの広い側の印加領域の更に外部における縦磁化Mzが飽和した血液がイメージングスラブに流入するまでは、イメージングスラブ内における血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。
このため、第１のIRパルスIRBBのTIを適切に設定する一方、第１のIRパルスIRBBの広い側の印加領域の十分に広く設定すれば、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBBをBB画像データの生成用に収集することが可能となる。また、TIを短くする程、血液の縦磁化Mz(BB)の絶対値及び血液からのMR信号の絶対値を大きくすることができる。
一方、図６(B) に示すようにWB画像データ用の２つの第２のIRパルスIRWBの印加領域の双方を、イメージングスラブをカバーし、かつ第１のIRパルスIRBBの広い方の印加領域よりも狭い領域に設定することができる。尚、第１のIRパルスIRBBの狭い方の印加領域と同等な領域を、２つの第２のIRパルスIRWBの印加領域とすることが合理的である。
そうすると、イメージングスラブ内には、第２のIRパルスIRWBがある時間間隔で２回印加される。従って、イメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzの極性が、第２のIRパルスIRWBの印加間隔に応じたT1緩和を伴って２回反転する。
この結果、２つの第２のIRパルスIRWBの印加直後にはイメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzがそれぞれ飽和していないが、正の値となる。すなわち、イメージングスラブ内では、２つの第２のIRパルスIRWBが所定の印加間隔で印加されることにより、縦磁化Mzの不完全な反転が生じる。そして、この不完全な縦磁化Mzの反転に由来して組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzが低下する。
これに対して、イメージングスラブの外部には、第２のIRパルスIRWBが印加されない。従って、２つの第２のIRパルスIRWBの印加直後にはイメージングスラブ外における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mz(WB)がいずれも飽和状態であり、正の最大値となる。
そして、時間の経過に伴って、イメージングスラブの外部からイメージングスラブ内に、縦磁化Mz(WB)が最大値の血液が流入する。このため、図５(B)に示すように、イメージングスラブ内における非飽和状態の組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び流入する飽和状態の血液の縦磁化Mz(WB)は、互いに異なる正の値となる。この場合、イメージングスラブ内に流入する血液の縦磁化Mz(WB)は、TIの設定値に関わらず一定である。
従って、図５(B)に示すように第２のIRパルスIRWBのTIを第１のIRパルスIRBBのTIと同等となるように設定し、かつ図６(B)に示すように２つの第２のIRパルスIRWBの双方の印加領域を、メージングスラブをカバーする程度の領域に設定すれば、第２のMR信号SWBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となり、かつ血液の縦磁化Mz(WB)も正の値となる。これにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号も正の値を有する第２のMR信号SWBをWB画像データの生成用に収集することが可能となる。
図５及び図６に示すデータ収集条件で第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを収集すれば、良好なコントラストを有するT2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データを生成することができる。また、第１のIRパルスIRBBのTIと第２のIRパルスIRWBのTIを同等なTIに設定すれば、差分処理によって組織が消去されたT2Wデータ又はPDWデータとしてWB画像データを生成することができる。
T2W又はPDW用のMR信号を読出すためのシーケンスとしては、FSEシーケンスやエコープラナーイメージング(EPI: echo planar imaging) シーケンスが挙げられる。繰返し時間(TR: repetition time)を十分に長くすれば、TEを短く設定することにより、PDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。一方、TEを長く設定することにより、T2WデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。
つまり、第２の例は、撮像領域よりも広い第１の印加領域及び撮像領域よりも広く第１の印加領域よりも狭い第２の印加領域にそれぞれ第１のIRパルスIRBBを所定の時間間隔で印加する一方、撮像領域よりも広く第１の印加領域よりも狭い第３の印加領域に第２のIRパルスIRWBを所定の時間間隔で２回印加するデータ収集条件である。この場合、第１の印加領域は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて、撮像領域に外部から流入した血液からのMR信号が負の値となるように設定される。また、第３の印加領域は、WB画像データ用の第２のMR信号SWBの収集タイミングにおいて撮像領域に外部から流入した血液からのMR信号が正の値となるように設定される。従って、第３の印加領域は、第２の印加領域と同一又は異なる領域となる。また、第２のIRパルスIRWB間における所定の時間間隔は、第１のIRパルスIRBB間における所定の時間間隔と同一にすることが合理的であるが、異なる間隔としてもよい。そして、このようなデータ収集条件によって、T2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。
次に、BB画像データの生成用の単一のIRパルスを撮像領域よりも血流の上流側における領域に印加する一方、WB画像データの生成用にIRパルスを印加せずに、BB画像データ及びWB画像データをT2Wデータ又はPDWデータとして収集する第３の例について説明する。
図７は、単一のIRパルスの印加によってT2W又はPDWとしてBB画像データ及びWB画像データを収集するためのIRパルスの印加タイミングを示す図であり、図８は図７に示すIRパルスの印加領域を示す図である。
図７(A), (B)において各横軸は時間を示し、各グラフの縦軸は血液及び組織の縦磁化Mzを示す。また、図７において(A)は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBを収集するためのIRパルスIRBBの印加タイミング及びIRパルスIRBBの印加後における組織の縦磁化Mz(TISSUE)とイメージングスラブに流入する血液の縦磁化Mz(BB)の時間変化を示す図である。一方、図７の(B)は、WB画像データ用の第２のMR信号SWBの収集タイミング及び組織の縦磁化Mz(TISSUE)とイメージングスラブに流入する血液の縦磁化Mz(WB)の時間変化を示す図である。
図７(A)に示すように、BB画像データ用のIRパルスIRBBを印加した後、TI後に適切なTEで第１のMR信号SBBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第１のデータ収集条件を設定することができる。一方、図７(B)に示すように、IRパルスを印加せずに適切なTEでWB画像データ用の第２のMR信号SWBを収集するデータ収集シーケンスを実行する第２のデータ収集条件を設定することができる。
更に、図８(A)に示すようにBB画像データ用のIRパルスIRBBの印加領域を、第１のMR信号SBBの収集対象となるイメージングスラブよりも血流の上流側の領域に設定することができる。一方、図８(B) に示すようにWB画像データ用には、イメージングスラブ以外に領域は設定されない。
そうすると、イメージングスラブの外部に設定されたIRパルスIRBBの印加領域内における組織の縦磁化Mz及び血液の縦磁化Mz(BB)の極性がIRパルスIRBBの印加によって反転する。これにより、IRパルスIRBBの印加領域内における組織の縦磁化Mz及び血液の縦磁化Mz(BB)は、負の値となる。一方、イメージングスラブの内部における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzは、飽和状態であるため、正の最大値となる。
そして、IRパルスIRBBの印加領域内においてIRパルスIRBBの影響を受けて縦磁化Mz(BB)が負の値となった血液は、T1緩和しながらイメージングスラブに流入する。このため、図７(A)に示すように、イメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)は常に正の値となるのに対して、流入する血液の縦磁化Mz(BB)はT1緩和によって負の値から徐々に正の値に変化する。
従って、図７(A)に示すようにIRパルスIRBBのTIを適切に設定し、かつ血液の流速に応じて図８(A)に示すようにIRパルスIRBBの印加領域を適切な位置及び範囲に設定すれば、第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となる一方、イメージングスラブに流入した血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。すなわち、IRパルスIRBBの印加領域よりも更に上流側における縦磁化Mzが飽和した血液がイメージングスラブに流入するまでは、イメージングスラブ内における血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。
このため、IRパルスIRBBのTIを適切に設定する一方、IRパルスIRBBの印加領域を十分な範囲に設定すれば、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBBをBB画像データの生成用に収集することが可能となる。
一方、WB画像データ用の第２のMR信号SWBは、図７(B)及び図８(B)に示すようにIRパルスを印加せずに収集される。従って、第２のMR信号SWBは、組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mz(WB)がいずれも正の値となっている状態で収集される。このため、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号も正の値を有する第２のMR信号SWBをWB画像データの生成用に収集することが可能となる。
図７及び図８示すデータ収集条件で第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを収集すれば、良好なコントラストを有するT2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データを生成することができる。また、第１のMR信号SBBの収集タイミングと第２のMR信号SWBの収集タイミングとを同等なタイミングに設定すれば、差分処理によって組織が消去されたT2Wデータ又はPDWデータとしてWB画像データを生成することができる。
すなわち、TEを短く設定したFSEシーケンスやEPIシーケンスにより、PDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。一方、TEを長く設定したFSEシーケンスやEPIシーケンスにより、T2WデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。
つまり、第３の例は、撮像領域の外部における印加領域にBB画像データ用のIRパルスIRBBを印加する一方、IRパルスを印加せずにWB画像データ用の第２のMR信号SWBを収集するデータ収集条件である。この場合、BB画像データ用のIRパルスIRBBの印加領域は、BB画像データ用の第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて、撮像領域に外部から流入した血液からのMR信号が負の値となるように設定される。そして、このようなデータ収集条件によって、T2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。
尚、第３の例では、第２の例と異なり、イメージングスラブ内における縦磁化Mzの２回に亘る反転が実行されない。このため、縦磁化Mzの不完全な反転に由来する縦磁化Mzの低下が発生しない。その結果、SNR (signal to noise ratio)を向上させることができる。
以上の第１から第３の例のように、IRパルスの印加後に組織の縦磁化Mz(TISSUE)がT1緩和によって負の値から正の値に回復するようにデータ収集条件を設定すれば、T1Wデータの収集用の条件となる。一方、IRパルスの印加後に組織の縦磁化Mz(TISSUE)がほぼ一定となるようにデータ収集条件を設定すれば、T2Wデータ又はPDWデータの収集用の条件となる。
第１から第３の例では、BB画像データ用のTIとWB画像データ用のTIとを同一とみなせるTIに設定する場合を示したが、上述したように、BB画像データ用のTIとWB画像データ用のTIとを異なるTIに設定することもできる。BB画像データ用のTIとWB画像データ用のTIとを異なるTIに設定すると、WB画像データの生成のために画像信号の差分処理を行っても背景組織の画像信号がキャンセルされないが、血液が良好に描出されたWB画像データを生成することができる。
また、共通のIRパルスの印加後にBB画像データ用の第１のMR信号SBB及びWB画像データ用の第２のMR信号SWBの双方を収集するデータ収集条件を設定することもできる。
図９は、共通のIRパルスの印加によってBB画像データ用の第１のMR信号SBB及びWB画像データ用の第２のMR信号SWBの双方を収集するための条件を示す図であり、図１０は図９に示すIRパルスの印加領域を示す図である。
図９において各横軸は時間を示し、グラフの縦軸は血液及び組織の縦磁化Mzを示す。図９は、BB画像データ用の第１のMR信号SBB及びWB画像データ用の第２のMR信号SWBの双方を収集するための共通のIRパルスの印加タイミング並びに第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの各収集タイミングを、イメージングスラブ内における組織の縦磁化Mz(TISSUE)及び血液の縦磁化Mzの時間変化とともに示す図である。
図９に示すように、単一のIRパルスを印加した後、TI後に適切なTEでBB画像データ用の第１のMR信号SBB及びWB画像データ用の第２のMR信号SWBの双方を収集するデータ収集シーケンスを実行するデータ収集条件を設定することができる。更に、図１０に示すようにIRパルスの印加領域を、第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの収集対象となるイメージングスラブよりも十分に広い領域に設定することができる。
そうすると、図３(A)に示す例と同様に、図９に示すようにIRパルスのTIを適切に設定し、かつ血液の流速に応じて図１０に示すようにIRパルスの印加領域を十分に広く設定すれば、第１のMR信号SBBの収集タイミングにおいて組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正の値となる一方、血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。すなわち、IRパルスの印加領域の外部における縦磁化Mz(WB)が飽和した血液がイメージングスラブに流入するまでは、イメージングスラブ内における血液の縦磁化Mz(BB)は負の値となる。これにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBBをBB画像データの生成用に収集することが可能となる。
その後、図１０に示すようにIRパルスの印加領域の外部における縦磁化Mz(WB)が飽和した血液がイメージングスラブに流入すると、図９に示すように血液の縦磁化Mz(WB)も正の値となる。従って、第２のMR信号SWBの収集タイミングを適切に設定すれば、図９に示すように、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号も正の値を有する第２のMR信号SWBをWB画像データの生成用に収集することが可能となる。
図９及び図１０に示すデータ収集条件で第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを収集すれば、良好なコントラストを有するT1WデータとしてBB画像データを生成することができる。また、差分処理によって組織が抑制されたT1WデータとしてWB画像データを生成することができる。MR信号の読出し用のシーケンスとしては、FSEシーケンスやFFEシーケンスを用いることができる。
図９及び図１０に示す例の他、図６(A)に示すような２つの印加領域にIRパルスを２回印加する条件を設定したり、図８(A)に示すようなイメージングスラブの上流の領域にIRパルスを１回印加する条件を設定することもできる。その場合、第２のMR信号SWBの収集タイミングを、IRパルスの印加領域よりも上流側の領域から縦磁化Mz(WB)が正値の飽和状態における血液がイメージングスラブに流入した後となるように設定すれば、血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBB及び血液からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号SWBの双方を収集することができる。
この場合、TEの設定により、T2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成することができる。すなわち、共通のIRパルスの印加後に、T2Wデータ又はPDWデータとしてBB画像データ及びWB画像データを生成するための第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの双方を収集することができる。
BB画像データ及びWB画像データを生成するための第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの収集は、適切なTRを設定してTI及びTEの少なくとも一方を変えながら繰返し実行することもできる。すなわち、互いに異なる複数のTI及び互いに異なる複数のTEの少なくとも一方に対応する複数の第１のMR信号SBB及び／又は複数の第２のMR信号SWBを収集することができる。
その場合、少なくとも複数の第１のMR信号SBBに基づいて、T1の分布を表す画像データ、T2の分布を表す画像データ、組織への血液の漏洩度(permeability)の分布を表す画像データ及び血流動態画像データの少なくとも１つを生成することが可能となる。
例えば、異なる複数のTIに対応するMR信号を収集すれば、血流動態を表すダイナミック画像データを生成することが可能となる。従って、血流動態画像データとしてBB画像データ及びWB画像データの双方を収集することが有用な場合であれば、異なる複数のTIに対応する複数の第１のMR信号SBB及び複数の第２のMR信号SWBを収集するデータ条件を設定すればよい。この場合、VWIデータ及びASL (arterial spin labeling) MRA画像データとして血流動態画像データを取得することが可能となる。尚、ASL画像データは、IRパルスの印加によって血液のスピンをラベリングして得られる血液の灌流(perfusion)画像データである。
実用性の高い例として、同一のTIの組合せで複数の第１のMR信号SBB及び複数の第２のMR信号SWBの双方を収集するデータ収集条件、つまり同一のTIで第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの双方を収集し、かつTRごとにTIが異なるデータ収集条件を設定することができる。
但し、診断目的によっては、VWIデータとして血流動態画像データを生成することが重要である場合もある。そのような場合には、WB画像データに対応する第２のMR信号SWBを単一のTIで収集し、BB画像データに対応する第１のMR信号SBBを複数のTIで繰返し収集するデータ収集条件、つまり単一のTIに対応する第２のMR信号SWBと、複数のTIに対応する複数の第１のMR信号SBBを収集するデータ収集条件を設定すればよい。或いは、第１のMR信号SBBを収集するための複数のTIの数よりも少ない数の複数のTIで第２のMR信号SWBを繰返し収集するデータ収集条件、つまり第２のMR信号SWBを収集するためのTIの数を第１のMR信号SBBを収集するためのTIの数よりも少なくしたデータ収集条件を設定するようにしてもよい。
また、VWIデータを生成する場合には、プラークが血管壁から剥離し易いか否か等を表す指標を取得してプラークの性状を判断することが重要となる。プラークの性状判断のために有用性が報告されている指標としては、T1、T2及び見かけ上の拡散係数(ADC: apparent diffusion coefficiennt)等が挙げられる。
そこで、プラークの性状判断のための指標の分布を表す画像データを生成できるようにデータ収集条件を設定することができる。例えば、T1の値を空間位置にマッピングしたT1分布画像データは、少なくとも異なる２つ以上のTIに対応するMR信号を収集し、カーブフィッティング等の近似手法によって計算することができる。一方、T2の値を空間位置にマッピングしたT2分布画像データは、少なくとも異なる２つ以上のTEに対応するMR信号を収集し、カーブフィッティング等の近似手法によって計算することができる。
従って、T1分布画像データを取得する場合には、複数のTIを設定すればよい。一方、T2分布画像データを取得する場合には、複数のTEを設定すればよい。もちろん、T1分布画像データ及びT2分布画像データの双方を取得するために、複数のTI及び複数のTEを設定することもできる。
また、TIの値に依存してT2が変動する場合もある。従って、T2分布画像データのみを取得する場合であっても、複数のTI及び複数のTEを設定し、TIごとにT2分布画像データを生成することが有用な場合もある。或いは、T2の変動量が無視できる程度であれば、代表的なTIを設定してTEのみを変えてMR信号を繰返し収集するデータ収集条件を設定してもよい。
特に、異なるTI間におけるT2の変動量は、組織への血液のpermeabilityに依存して変化する。従って、互いに異なる複数のTIに対応する複数のT2分布画像データがプラークの性状把握に寄与する可能性がある。すなわち、異なるTI間におけるT2の変動量に基づいて、プラークの性状把握に有用な、permeabilityの分布画像データを生成することが可能となる。この場合、複数のTIに対応する血管部分又は組織における血液の灌流画像データも取得することができる。更には、血流量(BF: blood flow)や血液量(BV: blood volume)等のパラメータをマッピングした様々なパラメータの分布画像データを生成することも可能となる。
以上のように、撮像条件設定部４０では、互いに異なる複数のTI及び互いに異なる複数のTEの少なくとも一方に対応する複数の第１のMR信号SBBを少なくとも収集するデータ収集条件を設定することができる。その場合、生成目的となる診断画像データに応じて、互いに異なる複数のTI及び互いに異なる複数のTEの少なくとも一方に対応する複数の第２のMR信号SWBを収集するデータ収集条件を設定することもできる。
単一又は複数のTIに対応する第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBは、それぞれｋ空間内の所定の領域を単位として分割し、部分ごとに時間的に交互に収集することもできる。すなわち、共通のTIに対応する第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを、それぞれ１回のデータ収集によって収集するデータ収集条件に限らず、複数回のデータ収集によって収集するデータ収集条件で収集することができる。その場合、共通のTIに対応する第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを交互に収集することができる。第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを交互に収集すると、それぞれｋ空間に配置される第１のMR信号SBBと第２のMR信号SWBとの間における時相差を、第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBを非交互に収集する場合に比べて低減することができる。
図１１は、BB画像データ用の第１のMR信号SBB及びWB画像データ用の第２のMR信号SWBをそれぞれｋ空間の複数の領域内における信号列に分割した例を示す図である。
図１１(A)及び(B)の各縦軸はｋ空間の位相エンコード(PE: phase encode)方向における位置KPEを、各横軸はｋ空間のスライス方向における位置KSLを、紙面に直交する各軸はｋ空間の読出し(RO: readout)方向における位置KROを、それぞれ示す。また、図１１(A)は３次元(3D: three dimensional)BB画像データ用の第１のMR信号SBB(KRO, KPE, KSL)が配置されるｋ空間を示し、図１１(B)は3D WB画像データ用の第２のMR信号SWB(KRO, KPE, KSL)が配置されるｋ空間を示す。
図１１(A)に示すように、第１のMR信号SBB(KRO, KPE, KSL)をｋ空間の中心からの距離に応じてKPE方向及びKSL方向に複数の3D領域に分割することができる。この場合、ｋ空間の中心を含むセグメントは直方体形状の領域となり、他のセグメントは矩形の筒状の領域となる。同様に、図１１(B)に示すように、第２のMR信号SWB(KRO, KPE, KSL)についても、ｋ空間の中心からの距離に応じてKPE方向及びKSL方向に複数の3D領域に分割することができる。
図示された例では、第１のMR信号SBB(KRO, KPE, KSL)に対応するｋ空間がn個のセグメントに分割されている。このため、第１のMR信号SBB(KRO, KPE, KSL)がn個の第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBnに分割されている。同様に、第２のMR信号SWB(KRO, KPE, KSL)に対応するｋ空間もn個のセグメントに分割されている。このため、第２のMR信号SWB(KRO, KPE, KSL)がn個の第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnに分割されている。
図１２は図１１に示す複数のセグメント内における各信号列の収集順序を示すタイムチャートである。
図１２において横軸は時間を示す。図１２に示すように、n個の第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBnとn個の第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnを時間的に交互に収集することができる。この結果、図１１に示すようなBB画像データ及びWB画像データ用の２組のｋ空間データを収集することができる。
この場合、図９に示すように共通のIRパルスの印加後に、n個の第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBnのうちの１つSBBi (i = 1, 2, 3, ..., n)と、n個の第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnのうちの１つSWBiを収集するデータ収集条件とすることができる。つまり、所定のTRでIRパルスを繰返し印加し、IRパルスの印加間において第１のMR信号SBBの一部と第２のMR信号SWBの一部とを交互に収集するデータ収集条件を設定することができる。この場合、IRパルスの印加回数を減らしてデータ収集時間を短くすることができる。
但し、n個の第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBnのうちの１つSBBi及びn個の第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnのうちの１つSWBiのいずれかをIRパルスの印加間において収集するデータ収集条件としてもよい。この場合には、図３、図５又は図７の(A)及び(B)に示すデータ収集を交互に繰返すデータ収集条件とすることもできる。従って、第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBnと第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnとの間においてTIを同一にすることができる。
尚、第１のMR信号SBBを収集するためのTIの数と、第２のMR信号SWBを収集するためのTIの数が同一であれば、第１のMR信号SBBの収集回数も、第２のMR信号SWBの収集回数と同一となる。従って、全ての第１のMR信号SBB及び全ての第２のMR信号SWBをそれぞれ複数の第１のMR信号列SBB1, SBB2, SBB3, ..., SBBn及び複数の第２のMR信号列SWB1, SWB2, SWB3, ..., SWBnに分割して、図１２に示すように時間的に交互に収集することができる。
これに対して、第１のMR信号SBBを収集するためのTIの数と、第２のMR信号SWBを収集するためのTIの数が異なる場合には、第１のMR信号SBBの収集回数も、第２のMR信号SWBの収集回数と異なる。そこで、TIの数が多い側の複数のMR信号列の一部の収集を、図１２に示すような交互(interleave)収集の前又は後に実行することができる。
或いは、IRパルスの印加間において収集されるMR信号列の信号数を変えることによって、全ての第１のMR信号SBB及び全ての第２のMR信号SWBを図１２に示すような交互収集で収集することもできる。すなわち、第１のMR信号SBBを収集するためのTIの数と、第２のMR信号SWBを収集するためのTIの数が異なる場合であっても、MR信号列の信号数を調整することにより、第１のMR信号SBBを構成するMR信号列の数を、第２のMR信号SWBを構成するMR信号列の数と同じにすることができる。
以上のような機能を有するコンピュータ３２の撮像条件設定部４０は、静磁場用磁石２１、シムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びRFコイル２４等のハードウェアと協働することによって、血液及び組織の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号SBBと、血液からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号SWBとを被検体Ｐの同一の撮像領域から収集するデータ収集部として機能する。但し、同様な機能が備えられれば、他の構成要素によってデータ収集部を構成してもよい。
一方、コンピュータ３２のデータ処理部４１は、MR信号に基づいてMR画像データを生成するデータ処理部として機能する。具体的には、データ処理部４１は、撮像条件設定部４０において設定された撮像条件下におけるイメージングスキャンによって収集されたMR信号をシーケンスコントローラ３１から取得してｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間に配置する機能、ｋ空間データ記憶部４２からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能、再構成して得られた画像データを画像データ記憶部４３に書き込む機能、画像データ記憶部４３から取り込んだ画像データに必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。
特に、データ処理部４１は、第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBに基づいてBB画像データ及びWB画像データを生成する機能を有している。加えて、データ処理部４１には、TI及びTEの少なくとも一方を複数の値に設定して収集された第１のMR信号SBB及び／又は第２のMR信号SWBに基づいて、T1分布画像データ、T2分布画像データ、permeability分布画像データ及び血流パラメータの分布画像データ等の定量画像データを生成する機能が備えられる。
データ処理部４１のBB画像生成部４１Ａは、第１のMR信号SBBを元データとしてBB画像データを生成する機能を有する。BB画像データは、第１のMR信号SBBのFTによる第１の実空間信号VBBの生成、第１の実空間信号VBBの位相補正及び複素信号である位相補正後における第１の実空間信号VBB.corの実部Real(VBB.cor)を信号値として画像化するREAL化処理によって生成することができる。
このようなreal part imagingの一環として行われるREAL化処理を含むデータ処理によって生成されるBB画像データは、血管内を流れる血液が背景組織よりも低信号領域として黒く描出されるMRA画像データとなる。このため、BB画像データをVWI画像データIBB-VWIとして診断に供することができる。
例えば、図３及び図４に示す第１のデータ収集条件の例で第１のMR信号SBBが収集された場合には、上述したように血液に対応する信号値が負の値で組織に対応する信号値が正の値となったT1WデータとしてBB-VWI画像データIBB-VWIが得られる。一方、図５及び図６に示す第２のデータ収集条件の例又は図７及び図８に示す第３のデータ収集条件の例で第１のMR信号SBBが収集された場合には、上述したように血液に対応する信号値が負の値で組織に対応する信号値が正の値となったT2Wデータ又はPDWデータとしてBB-VWI画像データIBB-VWIが得られる。
real part imagingでは、静磁場の不均一性に起因してシフトした実空間信号の位相を補正することが必要である。これにより、実空間信号の実部成分を、振幅に応じた値として画像化することが可能となる。従って、位相補正には、静磁場の不均一性に応じた背景組織の位相分布とみなせる位相データを用いることが重要である。
そこで、第１のMR信号SBBに基づいて生成される第１の実空間信号VBBの位相補正は、組織及び血液からのMR信号がいずれも正の値となった第２のMR信号SWBに基づいて求められる位相データに基づいて実行することができる。すなわち、静磁場の不均一性に起因してシフトした背景組織における位相分布とみなせる位相分布を、組織及び血液からのMR信号がいずれも正の値となった第２のMR信号SWBに基づいて求め、第２のMR信号SWBに基づいて求めた位相分布を用いて第１のMR信号SBBの位相補正を実行することができる。つまり、第２のMR信号SWBに基づく位相補正を伴ってBB画像データを生成することができる。
また、異なる複数のTIに対応する複数の第１のMR信号SBBが収集された場合には、上述したようにBB画像生成部４１Ａにおいて血流動態画像データとしてBB-VWI画像データIBB-VWIを取得することができる。すなわち、TI軸方向におけるダイナミック画像データとして複数フレームのBB-VWI画像データIBB-VWIを生成することができる。
WB画像生成部４１Ｂは、第２のMR信号SWBを元データとしてWB画像データを生成する機能を有する。WB画像データは、第２のMR信号SWBのFTによる第２の実空間信号VWBの生成及び複素信号である第２の実空間信号VWBの振幅を表す絶対値|VWB|を信号値として画像化するMagnitude化処理によって生成することができる。
この場合、第２の実空間信号VWBの絶対値|VWB|からVWI画像データIBB-VWIを減算すれば、背景組織が良好に抑制されたWB-MRA画像データIWB-MRAを生成することができる。すなわち、第２のMR信号SWBに基づいて生成される画像データと第１のMR信号SBBに基づいて生成される画像データとの間における差分処理を含むデータ処理によって組織の描出が抑制され血液が描出された画像データとしてWB-MRA画像データIWB-MRAを生成することができる。
特に、第１のMR信号SBBを収集するためのTIと第２のMR信号SWBを収集するためのTIを同等にすれば、互いに同等となった背景組織に対応する画像信号の成分が差分処理によってキャンセルされる。このため、背景が消去され、CNRが良好なWB-MRA画像データIWB-MRAを生成することができる。もちろん、差分処理を実行せずに、第２のMR信号SWBを元データとしてWB画像データを生成することもできる。
このように、WB画像データは、第２のMR信号SWBのみ又は第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの双方に基づいて生成することができる。また、少なくとも異なる複数のTIに対応する第２のMR信号SWBが収集された場合には、上述したようにWB画像生成部４１Ｂにおいて血流動態画像データとしてWB画像データを取得することができる。すなわち、TI軸方向におけるダイナミック画像データとして複数フレームのWB画像データを生成することができる。尚、WB-MRA画像データIWB-MRAを生成するために差分処理を行う場合には、単一のTIに対応する共通のVWI画像データIBB-VWI又は複数のTIに対応する複数フレームのVWI画像データIBB-VWIを複数フレームのWB画像データから減算すればよい。
定量画像生成部４１Ｃは、TI及びTEの少なくとも一方を変えて繰返し収集されたMR信号に基づいて、上述したT1分布画像データ、T2分布画像データ、permeabilityの分布画像データ、BFやBV等のパラメータの分布画像データ等の定量画像データを生成する機能を有する。定量画像データは、上述したように複数の第１のMR信号SBB及び複数の第２のMR信号SWBの一方又は双方に基づいて生成することができる。尚、T1分布画像データを生成するためにはMR信号が負の値を取り得るようにREAL化処理が必須となる。
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。
図１３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により被検体Ｐの撮像領域におけるBB画像データ及びWB画像データを収集する際の流れを示すフローチャートである。
まず、ステップＳ１において、撮像条件設定部４０において撮像条件が設定される。具体的には、血液及び組織の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有するBB画像データの生成用の第１のMR信号SBBと、血液からのMR信号が正の値を有するWB画像データの生成用の第２のMR信号SWBとを撮像領域から収集するイメージングスキャンを実行するための撮像条件が設定される。
具体例として、図３から図１２に示すようなTI、数及び印加領域を含むIRパルスの印加条件並びにTE、ｋ空間における領域の分割、読出しシーケンス等の第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの各データ収集条件が設定される。尚、IRパルスの印加条件は、IRパルス設定部４０Ａにおいて設定され、MR信号の読出しシーケンスは、シーケンス設定部４０Ｂおいて設定される。
一方、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。
次に、ステップＳ２において、シーケンスコントローラ３１や静磁場用磁石２１等のスキャンを実行するための磁気共鳴イメージング装置２０の構成要素は、撮像条件設定部４０において設定された撮像条件に従って第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの収集を行う。
具体的には、入力装置３３から撮像条件設定部４０にイメージングスキャンの開始指示が与えられると、撮像条件設定部４０はパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に出力する。そうすると、シーケンスコントローラ３１は、パルスシーケンスを含む撮像条件に従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器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MR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MR信号を受けて、A/D変換を含む所要の信号処理を実行する。受信器３０は、デジタル信号となったMR信号をシーケンスコントローラ３１に出力する。更に、シーケンスコントローラ３１は、MR信号をコンピュータ３２に出力する。
この結果、コンピュータ３２には、第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBが出力される。そうすると、データ処理部４１のBB画像生成部４１Ａは、第１のMR信号SBBをｋ空間データ記憶部４２に形成されたBB画像データ用のｋ空間に順次充填する。一方、WB画像生成部４１Ｂは、第２のMR信号SWBをｋ空間データ記憶部４２に形成されたWB画像データ用のｋ空間に順次充填する。これにより、BB画像データ用のｋ空間データのセットと、WB画像データ用のｋ空間データのセットが取得される。
次に、ステップＳ３において、BB画像生成部４１Ａは、式(1)に示す第１のMR信号SBBのFTを実行する。この結果、第１の実空間信号VBBが生成される。
VBB = FT(SBB) (1)
一方、ステップＳ４において、WB画像生成部４１Ｂは、式(2)に示す第２のMR信号SWBのFTを実行する。この結果、第２の実空間信号VWBが生成される。
VWB = FT(SWB) (2)
次に、ステップＳ５において、BB画像生成部４１Ａは、式(3)に示す計算によって第１の実空間信号VBBの位相補正を実行する。すなわち、第２の実空間信号VWBの位相分布として取得される位相データを用いた第１の実空間信号VBBの位相補正処理が実行される。この結果、位相補正後の第１の実空間信号VBB.corが生成される。
VBB.cor = VBB*{Conj(VWB)/|VWB|} (3)
但し、式(3)においてConj()は、複素共役を出力する関数である。
一方、ステップＳ６において、WB画像生成部４１Ｂは、式(4)に示す計算によって第２の実空間信号VWBのMagnitude化処理を実行する。これにより、WB画像データIWBが生成される。
IWB=|VWB| (4)
一方、ステップＳ７において、BB画像生成部４１Ａは、式(5)に示す計算によって位相補正後における第１の実空間信号VBB.corのReal化処理を実行する。これにより、血管壁を含む背景組織が高信号値として白く描出される一方、血液が低信号値として黒く描出されたBB-VWI画像データIBB-VWIが生成される。
IBB-VWI = Real(VBB.cor) (5)
但し、式(5)においてReal()は、複素数の実部を出力する関数である。
更に、必要に応じてステップＳ８における差分処理をWB画像生成部４１Ｂにおいて実行することができる。差分処理は、式(6)で表される。この結果、背景組織が抑制され、血液が選択的に高信号値として白く描出されたWB-MRA画像データIWB-MRAが生成される。
IWB-MRA = IWB-IBB-VWI (6)
このようにして、BB-VWI画像データIBB-VWI及びWB-MRA画像データIWB-MRAの双方を診断用に供することができる。尚、複数のTIに対応する複数の第１のMR信号SBB及び複数の第２のMR信号SWBを収集した場合には、血流動態画像データとしてBB-VWI画像データIBB-VWI及びWB-MRA画像データIWB-MRAを取得することができる。
更に、TI及びTEの一方又は双方を変えて第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの少なくとも一方を繰返し収集した場合には、定量画像生成部４１Ｃにおいて複数の第１のMR信号SBB及び複数の第２のMR信号SWBの一方又は双方に基づいて、T1分布画像データ、T2分布画像データ、permeabilityの分布画像データ、BFやBV等のパラメータの分布画像データ等を、定量画像データとして診断用に生成することができる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、IRパルスのTI及び印加領域等の印加条件を適切に設定し、かつreal part imagingを行うことによって、BB画像データ及びWB画像データの双方を１回のイメージングスキャンの実行によって収集でき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、より少ない撮像回数及び撮像時間で効率的にBB画像データ及びWB画像データを収集することができる。特に、IRパルスを印加してreal part imagingを行うと、飽和(saturation)パルス又は複数のIRパルスを印加して血液からのMR信号を抑制しつつ絶対値画像データを生成する場合に比べて、血液からのMR信号を良好に抑制することができる。このため、従来よりも良好なCNRでBB-VWI画像データを収集することができる。
更に、第１のMR信号SBB用のTIを第２のMR信号SWB用のTIと同一にすれば、WB画像データからBB画像データを減算する差分処理によって背景組織を消去したWB画像データを生成することができる。このため、WB画像データについても、CNRを向上することができる。
加えて、磁気共鳴イメージング装置２０では、T1、T2、BF、BV、permeability等のパラメータをマッピングした定量画像を生成することもできる。これにより、プラーク等の診断能を向上させることができる。
これに対して、飽和パルスを印加して血液からのMR信号を抑制する従来の血管抑制法では、抑制効果が十分に得られない場合が多い。また、MR信号の振幅を画像化する従来のMRAでは、血液からのMR信号が最低でもゼロとなる。このため、低信号領域となるプラークを判別することは困難である。その結果、従来はTOF法によるWB画像の収集が別途必要となる場合があった。
これに対して、磁気共鳴イメージング装置２０では、TOF法によるWB画像の収集が不要であり、WB画像データをBB画像データの位相補正用に有効活用することができる。このため、従来よりも撮像回数及び撮像時間を短縮することができる。
（第２の実施形態）
第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置では、MR信号のデータ収集法及びMRA画像データを生成するためのデータ処理法が第１の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０と異なる。具体的には、第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置は、IRパルスの印加を伴ってAFI (Asymmetric Fourier Imaging)法によりMR信号のデータ収集を行い、real part imagingによってBB画像データを生成することができるように構成されている。
AFI法は、ｋ空間において波数方向に非対称となるようにMRデータをサンプンリングし、サンプンリングした自己データに基づいて推定した位相分布を用いてサンプンリングデータの位相補正を行った後にMR画像データを再構成する手法である。AFI法によれば、ｋ空間において対称にサンプリングされたMRデータから生成されるMR画像データと同等なMR画像データを生成することができる。このため、データ収集時間を短縮することができる。
第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置の他の構成及び作用については、第１の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０と同様である。このため、第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置に備えられるコンピュータの機能ブロック図のみを図示し、同一の構成要素については同符号を付して説明を省略する。
図１４は本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置に備えられるコンピュータの機能ブロック図である。
第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置の撮像条件設定部４０には、IRパルス設定部４０Ａ及びシーケンス設定部４０Ｂに加え、AFI条件設定部４０Ｃが設けられる。一方、データ処理部４１には、BB画像生成部４１Ａに加え、AFI処理部４１Ｄが設けられる。尚、第１の実施形態と同様に、データ処理部４１にWB画像生成部４１Ｂ及び定量画像生成部４１Ｃを設けてもよい。
撮像条件設定部４０のIRパルス設定部４０Ａは、図３(A)に示すように、組織からの信号成分が正の値を有し、かつ血液からの信号成分が負の値を有するMR信号が収集されるようにIRパルスのTI及び印加領域を含む印加条件を設定する機能を有する。
また、AFI条件設定部４０Ｃは、AFI法によるデータ収集条件を設定する機能を有する。すなわち、AFI条件設定部４０Ｃでは、ｋ空間における非対称なMR信号のサンプリング領域等の条件を設定することができる。尚、非対称とする方向は少なくとも１方向とすることができる。
シーケンス設定部４０Ｂは、MR信号の読出しシーケンスを設定する機能を有する。AFI法によりMR信号を収集するためのパルスシーケンスとしては、SE系のパルスシーケンス及びGRE系のシーケンスが挙げられる。但し、BB画像データの生成に必要となる位相補正データを適切に取得する観点からは、２次元(2D: two dimensional) FSEシーケンス又は3D FSEシーケンスをMR信号の読出しシーケンスとして設定することが好適である。その理由については後述する。
また、少なくとも２つの異なるフリップ角(FA: flip angle)を有する複数のリフォーカスパルスの印加を伴ってMR信号を収集するVFA (variable flip angle)法によるパルスシーケンスを設定することが好適である。VFA法によりリフォーカスパルスのFAをsweepさせれば、ｋ空間のエンコード方向においてMR信号の強度が概ね一定となるようにすることができる。
従って、撮像条件設定部４０では、血液及び組織の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、組織からの信号が正の値を有し、かつ血液からの信号が負の値を有するMR信号を、ｋ空間において少なくとも１方向に非対称なサンプリング領域に対応するMR信号として被検体Ｐの撮像領域から収集するためのデータ収集条件を設定することができる。
一方、データ処理部４１のAFI処理部４１Ｄは、ｋ空間において非対称なサンプリング領域に対応するMR信号に基づくAFI処理によって、ｋ空間における全てのMR信号を収集する場合に得られる空間分解能と同等な空間分解能を有する画像データを生成する機能を有する。また、BB画像生成部４１Ａは、AFI処理によって生成された画像データを構成する実空間信号の実部を画像化するREAL化処理によって、血液に対応する画像信号が負の値を有するBB画像データを生成する機能を有する。
尚、BB画像データを生成するための、背景組織に対応する実空間信号の位相補正は、AFI処理の一部として実行される。また、AFI処理における実空間信号の位相補正は、通常自己データ、つまりイメージングスキャンによって収集された非対称なサンプリング領域に対応するMR信号に基づいて求められる位相分布を用いて実行される。
従って、第２の実施形態では、WB画像データの生成及びWB画像データを生成するためのMR信号の収集が必ずしも必要ではない。但し、WB画像データ等の位相補正のための基準画像データとして用いることが可能な画像データを生成する場合には、第１の実施形態と同様に、基準画像データを構成する実空間信号の位相分布を用いてBB画像データ用の実空間信号の位相補正を行うようにしてもよい。
つまり、AFI法によるデータ収集条件によってBB画像データ用に収集されたMR信号と異なるMR信号を元データとして生成される参照画像データの位相分布を位相補正用の位相データとして求め、参照画像データに基づいて求められる位相データを用いてAFI処理におけるBB画像データ用の実空間信号の位相補正を行うことができる。
この場合、位相分布の推定用の参照画像データと位相補正の対象となるBB画像データとの間において位置ずれがないことが重要である。また、参照画像データは、組織及び血液の縦磁化Mzが正の値となるタイミングにおいて収集されたMR信号に基づいて生成されることが重要である。
従って、第１の実施形態において説明したように、図３(B)及び図４(B)に示す条件で収集されるWB画像データ用の実空間信号を、位相分布の推定用の参照画像データとして用いることができる。この場合、式(3)に示す計算によって位相補正を行うことができる。
また、WB画像データを生成する場合には、第１の実施形態と同様に、WB画像データからBB画像データを減算する差分処理によって、背景組織が抑制されたWB画像データを生成することができる。
一方、WB画像データ等の位相分布の推定用の参照画像データを収集しない場合には、自己データ、すなわちBB画像データ用に収集されたMR信号に基づいて求められる位相データを用いて位相補正が行われる。以下、自己データに基づいて位相補正用の位相データを求めるAFI処理について説明する。
BB画像データを生成するためのAFI処理は、homodyne filterによるｋ空間データのフィルタ処理及びｋ空間データのFTによって生成される実空間データの位相補正処理を含む。homodyne filterは、ｋ空間においてデータが存在しない部分に複素共役データを充填する処理と等価な処理を行うフィルタである。従って、homodyne filterは、ｋ空間データの対称なサンプリング部分と非対称サンプリング部分とで重みが異なる窓(window)関数となる。そして、homodyne filterによる非対称なサンプリング領域に対応するｋ空間データのwindowingによって、複素共役対称を利用したｋ空間データの補填処理が実行される。
ｋ空間データのフィルタ処理後に実空間データの位相補正を行うAFI処理は、Margosian法と呼ばれる。一方、実空間データの位相補正後にｋ空間データのフィルタ処理を行うAFI処理は、FIR (finite impulse response)法と呼ばれる。FIR法では、位相補正後における実空間データをｋ空間データに変換するための逆フーリエ変換(IFT: inverse Fourier transform)が必要となる。
また、ｋ空間データのhomodyne filter処理に起因して位相補正のエラーが生じる。そこで、必要に応じて位相補正のエラーを低減するためのループ処理をAFI処理の一部として実行することができる。このループ処理は、位相補正後の実空間データの実部のみを残し虚部をゼロにするREAL化処理、REAL化された実空間データの位相を元に戻した後にIFTによって得られるｋ空間データの非サンプリング部と原データのサンプリング部とを合成する合成処理及び合成処理後のｋ空間データのFTによって得られる実空間データに対する位相補正処理を繰り返すことによって虚部の変化が閾知以下となるように収束させる処理となる。尚、ループ処理によってhomodyne filter処理に起因する位相補正のエラーを低減させる手法は、POCS (projection on to convex sets)法と呼ばれる。
AFI法における位相補正処理は、静磁場の不均一性に起因して生じる位相シフトを補正する処理である。この位相補正処理は、上述したように、イメージングスキャンによって収集された非対称なサンプリング領域に対応するMR信号に基づいて求められる位相分布を用いて実行することができる。
従来のMargosian法及びFIR法によるAFI処理では、非対称にサンプリングされたｋ空間データのうち、対称にサンプリングされたｋ空間の中心付近の低周波領域におけるｋ空間データに基づいて位相分布が推定される。そして、推定された位相分布を用いて、非対称なｋ空間データに対応する実空間データの位相補正が行われる。
しかしながら、real part imaging用に図３(A)に示すようなデータ収集条件で収集されるMR信号は、IRパルスの印加によって血液の縦磁化Mzが反転した状態で収集される。このため、血液からの信号成分の位相は、背景組織からの信号成分の位相に対して180度反転している。従って、対称にサンプリングされたｋ空間の低周波領域におけるｋ空間データに基づいて推定された位相分布をそのまま用いて位相補正を行うと、位相補正エラーが生じる。
そこで、ｋ空間において非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域よりも少なくとも１方向に更に低周波側の狭い領域におけるMR信号に基づいて位相補正用の位相データを求めることができる。或いは、非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域におけるMR信号に基づいて、適切な補正を伴って位相補正用の位相データを求めることができる。つまり、非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域におけるMR信号に基づいて求めた位相補正用の位相データを補正することができる。
まず、MR信号のサンプリング領域のうち対称な低周波領域よりも更に低周波側の領域におけるMR信号に基づいて位相補正用の位相データを求め、求めた位相データを用いた位相補正を含むAFI処理及び実部信号のREAL化処理によってBB画像データを生成する方法について説明する。
図１５は、ｋ空間において非対称なサンプリング領域のMR信号に基づくAFI処理によって実部信号の画像化を行う場合における処理の流れの一例を示す図である。
図１５の最上部のグラフは、イメージングスキャンによって収集されたMR信号を、縦軸をkyとし、横軸をkxとするｋ空間に配置した状態を示している。血液からの信号成分が負の値を有し、かつ組織からの信号成分が正の値を有するMR信号SBBは、図１５に示すようにｋ空間の非対称なサンプリング領域に充填される。
図示された例では、kx方向に非対称なサンプリング領域が設定されている。従って、kx方向におけるサンプリング領域の最大値がｋ空間の最大値Kmaxとなり、最小値が低周波領域の-Kcとなっている。また、非対称なサンプリング領域には、周波数が-KcからKcまでのkx方向に対称なサンプリング部が含まれる。もちろん、ky方向やkz方向2D又は3Dの非対称なサンプリング領域を設定してもよい。
そして、ステップＳ１０において、非対称なサンプリング領域に対応するMR信号SBBに、適切な強度を有するLPF (low pass filter)HLOWが掛けられる。これにより、低周波側の対称なサンプリング部(-Kc≦kx≦Kc)よりも更に低周波側の領域におけるｋ空間データSLOWが抽出される。図示された例では、kx方向及びky方向の２方向について2Dの低周波領域が抽出されている。
図１６は図１５のステップＳ１０に示すLPFの特性を示す図である。
図１６において(A)はLPFのk方向における相対強度HLOW(k)を示し、(B)はLPFにより抽出対象となるｋ空間の低周波領域を示す。図１６(B)に示すような低周波領域におけるｋ空間データSLOWを抽出するために、図１６(A)に示すような強度特性を有するLPF HLOW(k)を用いることができる。
抽出すべき周波数の範囲を適切に決定すれば、血液からのMR信号を除去し、背景組織を構成する大きな構造物に対応する低周波領域のMR信号を抽出することができる。逆に、血液からのMR信号が除去されるように、経験的にLPFの強度HLOW(k)を決定することができる。
そうすると、LPF HLOW(k)によって抽出された低周波領域におけるｋ空間データSLOWを、静磁場の不均一性の影響のみによって位相がシフトした背景組織に対応するMR信号とみなすことができる。換言すれば、背景組織からのMR信号であるとみなせる低周波領域におけるｋ空間データSLOWをLPF HLOW(k)によって抽出することができる。
従って、LPF処理後の低周波領域におけるｋ空間データSLOWを用いて算出された位相分布を、BB画像データを生成するための位相補正用のデータとして用いることができる。位相補正用の位相分布は、ステップＳ１１に示すように低周波領域におけるｋ空間データSLOWをFTによって低周波領域における実空間データVLOWに変換し、ステップＳ１２に示す演算によって求めることができる。
一方、位相補正の対象となる画像データを求めるためには、ステップＳ１３に示すように、非対称なサンプリング領域に対応するMR信号SBBに、homodyne filter HHOMOが掛けられる。これにより、非サンプリング領域にデータが充填されたｋ空間データSHOMOが生成される。そして、ステップＳ１４に示すように、homodyne filter処理後におけるｋ空間データSHOMOのFTによって得られる実空間データVHOMOが、位相補正の対象となる。
位相補正は、ステップＳ１５に示すように、homodyne filter処理後における実空間データVHOMOに、ステップＳ１２において求めた低周波領域におけるｋ空間データの位相分布を乗じる計算によって行うことができる。
続いて、ステップＳ１６に示すように、位相補正後における実空間信号の実部を信号値とするREAL化処理が実行される。これにより、VWIデータとして診断に供することが可能なBB画像データIBB-VWIを生成することができる。このBB画像データIBB-VWIは、画像信号の実部の画像化によって血液からの画像信号が負の値を有し、かつAFI処理により、ｋ空間のフルサンプリング領域におけるMR信号の画像再構成処理によって生成される画像データと同様な空間分解能を有する画像データとなる。
尚、図１５は、homodyne filter処理後に位相補正を行うMargosian法によりAFI処理を行う場合の例を示しているが、位相補正後にhomodyne filter処理を行うFIR法によってAFI処理を行うようにしてもよい。また、POCS法のループ処理を行うようにしてもよい。
次に、非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域におけるMR信号に基づいて位相補正用の位相データを求める方法の具体例について説明する。
図１７は、ｋ空間において非対称なサンプリング領域のうち対称な低周波領域におけるMR信号に基づくAFI処理によって実部信号の画像化を行う場合における処理の流れの一例を示す図である。尚、図１７において図１５と同様のステップには同符号を付して説明を省略する。
対称な低周波領域(-Kc≦kx≦Kc)におけるMR信号に基づいて位相補正用の位相データを求める場合には、ステップＳ２０のLPF処理において対称な低周波領域(-Kc≦kx≦Kc)を抽出するためのLPF HLOW(k)が用いられる。そして、LPF処理後のｋ空間データSLOWのFTによって得られる実空間データVLOWの位相分布が求められる。
しかし、ステップＳ１２で算出される位相分布では、血液に対応するボクセルの位相が組織に対応するボクセルの位相に対して反転している。そこで、ステップＳ２１において、血液に対応するボクセルの位相を組織に対応する位相とする位相分布の補正処理が実行される。そして、補正後の位相分布を用いてステップＳ１５における位相補正が実行される。尚、図１７に示す例に対応するFIR法によるAFI処理を行うこともできる。
実空間データVLOWの位相分布の補正は、例えば、以下の方法で実行することができる。
図１８は、血液と組織が混在するボクセルにおけるREAL化処理及び位相補正前の画像信号Vを複素平面上に表した図である。
図１８(A),(B)において各縦軸は複素信号の虚部Iを示し、各横軸は複素信号の実部Rを示す。また、図１８(A), (B)において、一点鎖線で示す矢印は血液と組織が混在するボクセルに対応する実空間信号を表すベクトルV(TOTAL)を、実線で示す矢印は組織に対応する信号成分を表すベクトルV(TISSUE)を、点線で示す矢印は血液に対応する信号成分を表すベクトルV(BB)を、それぞれ示す。
図３(A)に示すように組織の縦磁化Mz(TISSUE)が正となり、かつ血液の縦磁化Mz(BB)が負となるIRパルスの印加条件でMR信号を収集し、収集したMR信号をFTによって実空間信号に変換すると、血液と組織が混在するボクセルの実空間信号ベクトルV(TOTAL)は、組織に対応する信号成分ベクトルV(TISSUE)と、血液に対応する信号成分ベクトルV(BB)の合成ベクトルとなる。また、血液に対応する信号成分ベクトルV(BB)と、組織に対応する信号成分ベクトルV(TISSUE)との間における位相差は、±πとなる。
従って、図１８(A)に示すように血液の割合が50%未満であるボクセルに対応する実空間信号ベクトルV(TOTAL)の背景組織に対応する信号成分V(TISSUE)に対する位相差はゼロとなる。逆に、図１８(B)に示すように血液の割合が50%より大きいボクセルに対応する実空間信号ベクトルV(TOTAL)の背景組織に対応する信号成分V(TISSUE)に対する位相差は±πとなる。
つまり、血液と組織が混在するボクセルにおける実空間信号の振幅を構成する実部と虚部の成分比に応じた式(7)に示す関係が成立する。
arg{V(TOTAL} = arg{V(TISSUE} : |V(BB)|<|V(TISSUE)|
= arg{V(TISSUE}±π: |V(TISSUE)|<|V(BB)|
(7)
式(7)に示すように、血液に対応する実空間信号の位相と、組織に対応する実空間信号の位相との差は、|π|となる。従って、実空間信号の位相分布を表す位相マップにおいて、組織の割合が100%であるボクセルにおける実空間信号の位相を基準として、位相差が±πであるか否かを全ボクセルについて判定すれば、血液に相当するボクセルを検出することができる。そして、血液に相当するボクセルにおける実空間信号の位相を180度反転させる処理を行えば、位相分布を補正することができる。すなわち、組織に対応する実空間信号の位相分布とみなせる位相補正用の位相マップを作成することができる。
一方、ボクセル内に血液及び組織が含まれている場合には、血液の信号値と組織の信号値の平均の値がボクセルの信号値となるpartial volume効果によって、実空間信号の振幅画像データでは、組織と血液との境界において画素値が滑らかに変化すると考えられる。つまり、実空間信号の位相マップでは、組織と血液との境界において±πの位相差が存在するのに対して、振幅マップでは組織と血液との境界において滑らかに変化する。
このような性質を考慮すれば、血液に対応するボクセルの位相を反転させて位相補正用の位相マップを生成するための具体的なアルゴリズムを、以下のように決定することができる。
まず、第１の処理として、位相分布の推定用の実空間データVLOWの振幅画像データを生成し、振幅画像データに閾値処理を施すことによって低信号部を除外したマスク画像データを作成する。この結果、マスク画像データは、対称な低周波領域(-Kc≦kx≦Kc)におけるｋ空間データSLOWを元データとし、かつ組織及び血液に対応するボクセルにのみ１などのゼロでない値を有する画像データとなる。
一方、第２の処理として、実空間データVLOWの位相マップΘorigを求める。次に、第３の処理として、マスク画像データが値を有するボクセルについて、位相マップΘorig上で血液に対応するボクセルを探索し、血液に対応するボクセルの位相を反転させる。これにより、組織に対応する実空間データの位相分布とみなせる補正後の位相マップΘtissueを作成することができる。
血液に対応するボクセルの探索及び血液に対応するボクセルの位相の反転処理は、以下の処理をマスク画像データが値を有する全てのボクセルに対して順次実行することにより行うことができる。
まず、補正対象となる位相マップΘorig上の組織に対応するボクセルを始点とする。そして、着目するボクセルの位相と隣接するボクセルの位相との差がπ±αであれば、隣接するボクセルの位相を-πだけシフトさせる。また、着目するボクセルの位相と隣接するボクセルの位相との差が-π±αであれば、隣接するボクセルの位相を+πだけシフトさせる。但し、αはノイズを考慮して決定されるマージンである。
上記の処理によって該当するボクセルの位相をシフトさせつつ着目するボクセルを順次変えることによって、血液に対応するボクセルの位相が反転され、組織に対応する実空間信号の位相分布とみなせる位相マップΘtissueを作成することができる。
図１９は、補正前後における実空間信号の位相マップを示す図である。
図１９において横軸は実空間信号の位置xを示し、縦軸は実空間信号の位相Θを示す。また、図１９中の実線は補正前における実空間信号の位相マップΘorigを示し、一点鎖線は補正後における実空間信号の位相マップΘtissueを示す。
図１９に示すように、血液に対応するボクセルの位相が組織に対応するボクセルの位相に対して±πだけシフトしている実空間信号の位相マップΘorigを、組織に対応する位相分布とみなせる位相差のない位相マップΘtissueに補正することができる。
尚、補正前の位相マップΘorigに2πを超える位相差が存在する場合には図示されるように折返りが発生する。この場合、折返しのない血液の位相θ1-πは、+πだけ位相が反転されて位相θ1に補正される。また、折返った血液の位相θ2+πは、-πだけ位相が反転されて位相θ2に補正される。
従って、隣接するボクセルの位相差が2π±αであれば隣接するボクセルの位相を-2πだけシフトさせる一方、隣接するボクセルの位相差が-2π±αであれば隣接するボクセルの位相を+2πだけシフトさせるという位相分布の折返しの補正を行わなくても、位相補正の対象となるBB画像データ用の実空間信号の位相を適切に補正することができる。すなわち、補正後の位相マップΘtissueを用いて式(8)に示す実空間信号VHOMOの位相補正を行えば、位相の折返しも含めて磁場の不均一性に起因する位相シフトが補正された位相補正後の実空間信号Vcorを取得することができる。
Vcor = VHOMO*exp(-jΘtissue) (8)
以上のように、イメージングスキャンによって収集されたMR信号に基づいて求められる組織に対応する実空間信号の位相に対して位相が180度シフトしていると判定される実空間信号の位相を反転させる処理をボクセルごとに実行することによって位相補正用の位相データを求めることができる。
位相補正用の位相データは、図１９の一点鎖線で示すような連続的な分布として作成されれば、他の方法によって作成することもできる。例えば、組織に対応する実空間信号の位相分布に基づく補間によって位相補正用の位相データを求めることができる。内挿によって位相補正用の位相分布を求める具体的なアルゴリズムは、以下のように決定することができる。
まず、第１の処理として、位相分布の推定用の実空間データの振幅画像データを生成し、振幅画像データに対する閾値処理によって血液及び空気等の組織以外に対応する領域を除外する。続いて２値化処理によって、組織とみなせる抽出領域の値が１で、除外された血液等の領域の値がゼロであるマスク画像データを作成する。
次に、第２の処理として、位相分布の推定用の実空間データに基づいて補正前の位相マップを作成し、作成した補正前の位相マップをマスク画像データでマスクする。すなわち、補正前の位相マップにマスク画像データを乗じる。この結果、組織に対応する位相のみの分布で構成される断片的な位相マップが得られる。
次に、第３の処理として、位相データが存在しない部分を内挿によって補間する。これにより、背景組織の位相分布とみなせる位相補正用の位相マップを作成することができる。
更に、内挿による位相データの別の生成方法として、homodyne filter処理後における実空間データVHOMOの位相分布を用いる方法が挙げられる。homodyne filter処理後における実空間データVHOMOの位相マップでは、組織の位相が補正されているため、組織における位相の折返しはないとみなすことができる。一方、血液に対応する位相は、組織に対応する位相に対して反転している。
そこで、homodyne filter処理後における実空間データVHOMOの位相マップに対する閾値処理を行えば、血液に対応する位相分布を除外することができる。このため、閾値処理後の位相マップの内挿によって、組織に対応する位相マップを位相補正用に作成することができる。この場合、閾値処理の対象が、振幅画像データではなく、位相マップとなるため、血液に対応する位相を高精度に検出して補正することが期待できる。
homodyne filter処理後における実空間データVHOMOの位相マップを用いて位相補正用の位相データを求める例のように、血液に対応する位相の補正を行って位相補正用の位相データを作成する場合には、対称なサンプリング部におけるMR信号に限らず、非対称なサンプリング領域における全てのMR信号を用いることもできる。
尚、非対称にサンプリングされた部分を含む全てのｋ空間データに基づいて位相補正用の位相分布を推定するFIR法の改良法は、MoFIR(Modified FIR)法と呼ばれる。従って、血液に対応する位相の補正を行って位相補正用の位相マップを作成するようにすれば、MoFIR法によるAFI処理を行ってBB画像データを生成することも可能である。
また、FSEシーケンス等のSE系のシーケンスでMR信号を収集すれば、背景組織における位相のシフト量が、長いTEを設定したGRE系のシーケンスでMR信号を収集する場合に比べて小さくなる。従って、上述したように、適切な位相補正用の位相データを取得する観点から、SE系のシーケンスでMR信号を収集することが好適である。また、VFA法によってエンコード方向におけるMR信号の強度が同等となるように収集すれば、位相補正用の位相データの補正を良好に行うことが可能となる。
次に、自己データ以外の参照画像データに基づいて位相補正用の位相データを求めるAFI処理について説明する。上述のように、位相補正のための基準画像データとして用いることが可能な画像データを生成する場合には、基準画像データを構成する実空間信号の位相分布を用いてBB画像データ用の実空間信号の位相補正を行うことができる。
図２０は、参照画像データに基づいて求められた位相データを用いてAFI処理の位相補正を実行する場合における処理の流れの一例を示す図である。尚、図２０において図１５と同様のステップには同符号を付して説明を省略する。
第１の実施形態において例示されたWB画像データの他、TOF法等によるWB画像データやシミングのために事前に取得された位相分布情報が存在する場合には、AFI処理における位相補正用の参照画像データとして用いることができる。その場合には、ステップＳ３０において、位相補正用の位相データが、自己データである非対称なサンプリング領域に対応するMR信号SBBとは別に収集された参照データに基づいて算出される。
具体的には、参照データとして別途取得された複素画像信号で構成される実空間データをVextとすると、位相補正用の位相分布exp{j(x, y)}は、式(9)で求めることができる。
exp{j(x, y)} = Conj{Vext(x, y)}/|Vext(x, y)| (9)
尚、参照データにおいて、血液に対応するボクセルの位相が反転していなければ、低周波領域に限らず、背景組織に対応する周波数範囲を含む任意の周波数領域におけるMR信号を用いて位相データを算出することができる。例えば、全てのサンプリング領域におけるMR信号を用いて位相補正用の位相データを算出することもできる。つまり、背景組織に対応する実空間データの位相を補正することができれば、ｋ空間における共役対称性が成立するため、非対称なサンプリング領域に対応するMR信号を元データとするhomodyne filter処理を含むAFI処理を実行することができる。
また、図２０は、Margosian法によるAFI処理の例を示しているが、FIR法やMoFIR法等の他の手法によってAFI処理を実行することもできる。
以上のような機能を有するデータ処理部４１は、非対称なサンプリング領域におけるMR信号に基づいて生成される実空間信号の位相補正と、位相補正後における実空間信号の実部を画像化する処理とを含むデータ処理によって組織よりも血液が低信号領域として描出されるBB-VWI画像データを生成するデータ処理部として機能する。
つまり、第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置は、AFI法、IR法及びreal part imagingによってBB画像データを取得するようにしたものである。
第２の実施形態によれば、ｋ空間における非対称なサンプリング領域からMR信号を収集することによって、ｋ空間における全てのMR信号を収集する場合に得られる空間分解能と同等な空間分解能を有するBB画像データを収集することができる。従って、撮像時間を短くすることができる。しかも、IRパルスの印加を伴うreal part imagingによってBB画像データのCNRを向上させることができる。
（第３の実施形態）
第３の実施形態における磁気共鳴イメージング装置では、MR信号のデータ収集法が第１の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０と異なる。具体的には、第３の実施形態における磁気共鳴イメージング装置では、BB画像データの生成用の第１のMR信号SBBについてはIRパルスを印加することによって収集され、WB画像データの生成用の第２のMR信号SWBについてはIRパルスを印加せずにTOF法によって収集される。このため、第３の実施形態については、データ収集条件及び画像生成の流れについてのみ図面を参照して説明し、第１の実施形態と同様な事項の説明を省略する。
尚、TOF法による第２のMR信号SWBの収集を、図７(B)に示す条件と同様にIRパルスの強度をゼロとした収集と捉えれば、第３の実施形態は第１の実施形態の一種と言うこともできる。また、上述したように、第２の実施形態においてWB画像データを生成する場合には、WB画像データを生成するためのMR信号をTOF法によって収集することもできる。
図２１は、本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置においてWB画像データ用の第２のMR信号SWBを収集するために設定されるTOFシーケンスの概念図である。
図２１において横軸は時間を示し、グラフの縦軸は血液及び組織の縦磁化Mzを示す。図２１に示すように、WB画像データ用の第２のMR信号SWBを、IRパルスを印加せずにTOF法によって収集することができる。TOF法は、血液のinflow効果を利用して撮像領域内に流入する血液から強度が大きいMR信号をGRE系のシーケンス等で収集するMRA用のデータ収集法である。
具体的には、組織の縦緩和時間(T1)よりも短いTRでRF励起パルスが撮像領域に繰返し印加される。従って、組織の縦磁化Mz(TISSUE)は次第にゼロに漸近する。その結果、組織からのMR信号の強度は抑制される。一方、撮像領域の外部から流入する血液はRF励起パルスの影響を受けないため撮像領域に流入する血液の縦磁化Mz(BB)は減少しない。従って、撮像領域に流入する血液からのMR信号は、大きい強度を有する。これにより、組織からのMR信号の強度が抑制される一方、血液からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号SWBをデータ収集タイミングにおいて収集することができる。
一方、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ血液からのMR信号が負の値を有するBB画像データ用の第１のMR信号SBBについては、血液及び組織の各緩和時間に応じてTIを適切に調整したIRシーケンスにより収集することができる。
尚、第１のMR信号SBB及び第２のMR信号SWBの少なくとも一方を収集するためのRFパルスとして、ISCE(inclined slab for contrast enhancement)パルスを用いてもよい。ISCEパルスは、TONE（tilted optimized non-saturated excitation, ramped RF）パルスとも呼ばれる。ISCEパルスは、FAの大きさを、血流の入口側におけるFAよりも血流の出口側におけるFAの方が大きくなるようにスラブ方向に傾斜させたRFパルスである。ISCEパルスは、通常、TOF法において末梢血管の描出能を向上させるために使用されるが、TOF法によるWB画像データ用の第２のMR信号SWBの収集及びIR法によるBB画像データ用の第１のMR信号SBBの収集の双方に使用することができる。但し、横磁化の位相への影響はないとみなせるため、より効果的にはTOF法による第２のMR信号SWBの収集のみにISCEパルスを使用してもよい。
図２２は、IR法による第１のMR信号SBBの収集及びTOF法による第２のMR信号SWBの収集によってBB画像データ及びWB画像データを生成する場合の流れを示すフローチャートである。尚、図２２に示すフローチャートにおいて、図１３に示すフローチャートと同様のステップには同符号を付して詳細な説明を省略する。
まず、ステップＳ１Ａにおいて、撮像条件設定部４０により第１のMR信号SBBの収集用にTIを適切に設定したIRシーケンスが設定される。そして、ステップＳ２Ａにおいて、設定されたIRシーケンスに従って第１のMR信号SBBが収集される。次に、ステップＳ３において、BB画像生成部４１Ａは、第１のMR信号SBBのFTを実行する。これにより、第１の実空間信号VBBが生成される。
一方、ステップＳ１Ｂにおいて、撮像条件設定部４０により第２のMR信号SWBの収集用にTR及び繰返し回数等の条件を適切に設定したTOFシーケンスが設定される。そして、ステップＳ２Ｂにおいて、設定されたTOFシーケンスに従って第２のMR信号SWBが収集される。次に、ステップＳ４において、WB画像生成部４１Ｂは、第２のMR信号SWBのFTを実行する。これにより、第２の実空間信号VWBが生成される。次に、ステップＳ６において、WB画像生成部４１Ｂは、複素信号である第２の実空間信号VWBの絶対値を求めるMagnitude化処理を実行する。これにより、WB-MRA画像データIWB-MRAとしてTOF画像データを生成することができる。
一方、ステップＳ５において、BB画像生成部４１Ａは、第２の実空間信号VWBの位相分布に基づいて取得される位相補正量を用いた第１の実空間信号VBBの位相補正を実行する。次に、ステップＳ７において、BB画像生成部４１Ａは、位相補正後における第１の実空間信号VBB.corの実部を求めるReal化処理を実行する。これにより、BB-VWI画像データIBB-VWIを生成することができる。
尚、TOFシーケンスによるWB-MRA画像データIWB-MRAの生成後に、IRシーケンスによるBB-VWI画像データIBB-VWIの生成を行うようにしてもよい。また、TOF法の条件は、少なくとも第２の実空間信号VWBの位相分布が、IR法により収集される第１の実空間信号VBBの位相分布とみなせる条件に設定される。従って、TOFシーケンスのTEは、IRシーケンスのTEと同一のTEに設定される。
以上のような第３の実施形態における磁気共鳴イメージング装置によれば、BB-VWI画像データIBB-VWIの生成のための位相補正用のデータを収集するためのスキャンを省略することができる。すなわち、TOF画像データの生成用に収集されたデータを有効活用して、BB-VWI画像データIBB-VWIの生成のための位相補正用のデータを求めることができる。このため、撮像時間を短縮し、より効率的にBB画像及びWB画像を収集することが可能となる。
（他の実施形態）
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
例えば、上述した各実施形態では血液を撮像する場合について説明したが脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)等の流体を撮像する場合においても、同様な撮像を行うことができる。更に、血液等の流体に限らず、特定の組織等の成分を高信号値として強調又は低信号値として抑制したMR画像データを生成することもできる。
すなわち、第１及び第３の実施形態であれば、流体及び組織の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、組織からのMR信号が正の値を有し、かつ流体からのMR信号が負の値を有する第１のMR信号と、流体からのMR信号が正の値を有する第２のMR信号とを被検体Ｐの同一の撮像領域から収集することができる。そして、第１のMR信号及び第２のMR信号に基づいて組織よりも流体が低信号領域として描出される第１の画像データ及び組織よりも流体が高信号領域として描出される第２の画像データを生成することができる。
一方、第２の実施形態であれば、抑制対象となる第１の成分及び強調対象となる第２の成分の緩和時間に応じた印加条件でIRパルスを印加することにより、第２の成分からの信号が正の値を有し、かつ第１の成分からの信号が負の値を有するMR信号であって、ｋ空間において少なくとも１方向に非対称なサンプリング領域に対応するMR信号を被検体の撮像領域から収集することができる。そして、非対称なサンプリング領域に対応するMR信号に基づいて生成される実空間信号の位相補正であってMR信号に基づいて求められる位相データを用いた位相補正と、位相補正後における実空間信号の実部を画像化する処理とを含むデータ処理によって第２の成分よりも第１の成分が低信号領域として描出される画像データを生成することができる。
従って第２の実施形態は、第１の成分が血液で第２の成分が背景組織である場合に相当する。第２の実施形態の他、第１の成分を異常な組織とする一方、第２の成分を正常な組織とし、異常な組織と正常な組織とを判別するためのイメージングを行うこともできる。
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
３８ ECGユニット
４０ 撮像条件設定部
４０Ａ IRパルス設定部
４０Ｂ シーケンス設定部
４０Ｃ AFI条件設定部
４１ データ処理部
４１Ａ BB画像生成部
４１Ｂ WB画像生成部
４１Ｃ 定量画像生成部
４１Ｄ AFI処理部
４２ ｋ空間データ記憶部
４３ 画像データ記憶部
Ｐ 被検体

Claims (20)

  1. 流体及び組織の緩和時間に応じた印加条件で反転回復パルスを印加することにより、前記組織からの磁気共鳴信号が正の値を有し、かつ前記流体からの磁気共鳴信号が負の値を有する第１の磁気共鳴信号と、前記流体からの磁気共鳴信号が正の値を有する第２の磁気共鳴信号とを被検体の同一の撮像領域から収集するデータ収集部と、
    前記第１の磁気共鳴信号及び前記第２の磁気共鳴信号に基づいて前記組織よりも前記流体が低信号領域として描出される第１の画像データ及び前記組織よりも前記流体が高信号領域として描出される第２の画像データを生成するデータ処理部とを備え、
    前記データ処理部は、前記第２の磁気共鳴信号に基づく位相補正を伴って前記第１の画像データを生成するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記データ処理部は、前記第２の磁気共鳴信号に基づいて求められる位相データに基づいて、前記第１の磁気共鳴信号に基づいて生成される実空間信号の位相補正を実行し、前記位相補正後における前記実空間信号の実部を画像化する処理によって前記第１の画像データ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。
  3. 前記データ収集部は、前記反転回復パルスを繰返し印加し、前記反転回復パルスの印加間において前記第１の磁気共鳴信号の一部と前記第２の磁気共鳴信号の一部とを交互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。
  4. 前記データ収集部は、前記第１の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて前記撮像領域に外部から流入した前記流体からの磁気共鳴信号が負の値となるように設定された、前記撮像領域よりも広い第１の印加領域に第１の反転回復パルスを印加する一方、前記第２の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて前記撮像領域に外部から流入した前記流体からの磁気共鳴信号が正の値となるように設定された、前記撮像領域よりも広く前記第１の印加領域よりも狭い第２の印加領域に第２の反転回復パルスを印加するように構成され、
    前記データ処理部は、縦緩和強調画像データとして前記第１の画像データ及び前記第２の画像データ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。
  5. 前記データ収集部は、前記第１の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて前記撮像領域に外部から流入した前記流体からの磁気共鳴信号が負の値となるように設定された第１の印加領域であって前記撮像領域よりも広い第１の印加領域及び前記撮像領域よりも広く前記第１の印加領域よりも狭い第２の印加領域にそれぞれ第１の反転回復パルスを所定の時間間隔で印加する一方、前記第２の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて前記撮像領域に外部から流入した前記流体からの磁気共鳴信号が正の値となるように設定された、前記撮像領域よりも広く前記第１の印加領域よりも狭い第３の印加領域であって前記第２の印加領域と同一又は異なる第３の印加領域に第２の反転回復パルスを前記又は他の所定の時間間隔で２回印加するように構成され、
    前記データ処理部は、横緩和強調画像データ又はプロトン密度強調画像データとして前記第１の画像データ及び前記第２の画像データ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。
  6. 前記データ収集部は、前記第１の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて前記撮像領域に外部から流入した前記流体からの磁気共鳴信号が負の値となるように設定された、前記撮像領域の外部における印加領域に反転回復パルスを印加する一方、前記反転回復パルスを印加せずに前記第２の磁気共鳴信号を収集するように構成され、
    前記データ処理部は、横緩和強調画像データ又はプロトン密度強調画像データとして前記第１の画像データ及び前記第２の画像データを生成するように構成される請求項１１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記データ収集部は、前記反転回復パルスを印加することによって前記第１の磁気共鳴信号を収集する一方、前記反転回復パルスを印加せずに前記組織の縦緩和時間よりも短い繰返し時間で高周波励起パルスを前記撮像領域に繰返し印加することによって前記組織からの磁気共鳴信号の強度が抑制され、かつ前記撮像領域に流入する前記流体からの磁気共鳴信号が正の値を有する磁気共鳴信号を前記第２の磁気共鳴信号として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。
  8. 前記データ収集部は、互いに異なる複数の反転時間及び互いに異なる複数のエコー時間の少なくとも一方に対応する複数の前記第１の磁気共鳴信号を少なくとも収集するように構成され、
    前記データ処理部は、少なくとも前記複数の第１の磁気共鳴信号に基づいて、縦緩和時間の分布を表す画像データ、横緩和時間の分布を表す画像データ、前記組織への前記血液の漏洩度の分布を表す画像データ及び血流動態画像データの少なくとも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。
  9. 前記データ収集部は、前記第１の磁気共鳴信号と前記第２の磁気共鳴信号とを同一とみなせる反転時間で収集するように構成され、
    前記データ処理部は、前記第１の磁気共鳴信号に基づいて生成される画像データと前記第２の磁気共鳴信号に基づいて生成される画像データとの間における差分処理を含むデータ処理によって前記組織の描出が抑制され、かつ前記流体が描出された画像データとして前記第２の画像データ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。
  10. 前記データ収集部は、共通の反転回復パルスの印加後に前記第１の磁気共鳴信号及び前記第２の磁気共鳴信号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。
  11. 抑制対象となる第１の成分及び強調対象となる第２の成分の緩和時間に応じた印加条件で反転回復パルスを印加することにより、前記第２の成分からの信号が正の値を有し、かつ前記第１の成分からの信号が負の値を有する磁気共鳴信号であって、ｋ空間において少なくとも１方向に非対称なサンプリング領域に対応する磁気共鳴信号を被検体の撮像領域から収集するデータ収集部と、
    前記磁気共鳴信号に基づいて生成される実空間信号の位相補正と、前記位相補正後における前記実空間信号の実部を画像化する処理とを含むデータ処理によって前記第２の成分よりも前記第１の成分が低信号領域として描出される画像データを生成するデータ処理部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記データ収集部は、スピンエコー系のパルスシーケンスで前記磁気共鳴信号を収集するように構成される請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記データ収集部は、少なくとも２つの異なるフリップ角を有する複数のリフォーカスパルスの印加を伴って前記磁気共鳴信号を収集するように構成される請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記データ処理部は、前記磁気共鳴信号に基づいて求められる位相データを用いて前記位相補正を行うように構成される請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 前記データ処理部は、前記サンプリング領域のうち対称な低周波領域よりも少なくとも１方向に更に低周波側の狭い領域における磁気共鳴信号に基づいて前記位相データを求めるように構成される請求項１４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  16. 前記データ処理部は、前記サンプリング領域のうち対称な低周波領域における磁気共鳴信号に基づいて前記位相データを求めるように構成される請求項１４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 前記データ処理部は、前記磁気共鳴信号に基づいて求められる前記第２の成分に対応する実空間信号の位相に対して位相が180度シフトしていると判定される実空間信号の位相を反転させる処理をボクセルごとに実行することによって前記位相データを求めるように構成される請求項１４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  18. 前記データ処理部は、前記磁気共鳴信号に基づいて求められる前記第２の成分に対応する実空間信号の位相分布に基づく補間によって前記位相データを求めるように構成される請求項１４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  19. 前記データ処理部は、前記磁気共鳴信号と異なる磁気共鳴信号を元データとして生成される参照画像データに基づいて求められる位相データを用いて前記位相補正を行うように構成される請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  20. 前記データ収集部は、前記第１の成分としての血液からの信号が負の値を有し、前記第２の成分としての組織からの信号が正の値を有する磁気共鳴信号を収集するように構成される請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置。
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