JP2019126531A - 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム及びパラメータ推定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩにより被検体パラメータ分布を取得する際に、磁化移動効果を抑制して脳実質のＴ１、Ｔ２の算出精度を向上させ、かつ、血流の影響による血液のＴ１値の変動を低減する。【解決手段】パラメータ推定のための撮影において、励起パルスとして周波数帯域の狭い高周波磁場パルスを用い、磁化移動効果を抑制する。高周波磁場パルスは、周波数帯域を狭くすると励起プロファイルはガウス関数に近い形状になる。その立ち上がり部分を、頭部を撮影対象とした視野に配置する。【選択図】図４

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、計算によって被検体パラメータを推定する技術に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体の組織に含まれる特定の原子核、典型的には水素の原子核、に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）を受信し、受信した核磁気共鳴信号から画像再構成することで被検体の画像を得る医用画像診断装置である。

ＭＲＩ装置で得られる核磁気共鳴信号の強度は、組織における水素原子核のスピン密度に大きく依存するが、その他、装置的な条件、撮影に用いるパルスシーケンスや撮影パラメータなどの撮影条件、及び、被検体組織の特性などの被検体側の要因によっても変動する。装置的な条件は、磁場強度、受信感度分布などであり、これらをまとめて装置パラメータという。また撮影パラメータには、繰り返し時間や高周波磁場の設定強度、高周波磁場の位相などがある。被検体側の要因には、スピン密度の他に、縦緩和時間、横緩和時間、共鳴周波数、拡散係数、高周波磁場の照射強度分布などが含まれ、上述したスピン密度を含め、これらを総称して被検体パラメータという。

このように核磁気共鳴信号の強度を決定する複数のパラメータのうち、特定のパラメータの値を、パラメータ値と信号強度との関係を示す信号関数を用いて画像間の計算で求め、パラメータの値を画素値とする手法がある（特許文献１）。この手法で得られる画像は計算画像或いは定量値画像などと呼ばれる。

信号関数は、パルスシーケンスが決まれば解析的に求めることが可能であるが、特許文献１には、解析的に求められていない撮影パルスシーケンスでも数値シミュレーションによって信号関数を求め、計算画像を生成する手法が開示されている。特許文献１では、具体的にＧＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）系の高速撮影シーケンスであるＲＦ−ＳｐｏｉｌｅｄＧＥを例として、信号関数を求め、緩和時間と高周波磁場の照射強度、プロトン密度等のパラメータ推定例を開示している。

一方、ＭＲＩの撮影方法の一つとして、血流のみを描出するＭＲアンギオグラフィーがある。頭部などの一定のボリュームのある範囲を描出する場合、血流はそのボリューム内で移動するため、信号強度が変化するという問題がある。非特許文献１には、頭部のＭＲアンギオグラフィーにおいて、スピンを励起する高周波磁場パルスのフリップ角（強度）が、首から頭頂に向けて徐々に大きくなるような励起パルス（斜め励起パルスという）を用いて、視野内の血管を均一に描出することが提案されている。

特開２０１１−０２４９２６号公報

Atkinson D, et al., Improved MR Angiography: Magnetization Transfer Suppression with Variable Flip Angle Excitation and Increased Resolution, Radiology 1994, 190:890-894.

計算画像を取得するためには、撮影パラメータを異ならせて複数回の撮影を行う必要がある。特許文献１の技術では、計算画像取得の撮影時間を短くするためにＧＥ系の高速撮影シーケンスを用いている。この撮影シーケンスは、高周波磁場パルスを短い繰り返し時間で連続的に照射する必要がある。

これが原因で、頭部の３次元計算画像において血液の被検体パラメータが場所によって均一にならないという問題がある。具体的には、計算画像撮影中、血液は首から撮影領域内に流入して頭頂方向へ流れる。この間、血液は高周波磁場パルスの照射により連続して励起され続け、頭頂に行くに従って徐々に飽和し、信号が低下する。一般に縦緩和時間（Ｔ１値）が長いほど信号は低下する傾向にある。従って、計測した信号値をもとにＴ１値を算出した場合、血液のＴ１値は頭頂に行くほど大きく算出されることになる。

この問題を解決するために、非特許文献１の斜め励起パルスを用いることが考えられる。斜め励起パルスを用いることにより、血液の信号は場所によらずほぼ一定となる。しかし、斜め励起パルスは周波数帯域が広く磁化移動効果が大きいため、これを計算画像算出の撮影に用いた場合、脳実質のＴ１値の精度が低下するという問題を生じる。すなわち、斜め励起パルスを短い繰り返し時間で連続して照射すると、横緩和時間（Ｔ２）の短い、脳実質中のたんぱくが広く励起され、たんぱくに結合したプロトンが飽和する。このため、たんぱくと水の間の磁化の移動に伴い水の信号が低下し、脳実質のＴ１値が長く算出される傾向にある。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、磁化移動効果による脳実質のＴ１、Ｔ２の算出精度の低下を防止し、かつ、血流の影響を抑制して血液のＴ１値を一定とすることが可能な計算値画像取得技術を提供することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明は、計算値画像を取得するための撮影シーケンスにおいて、周波数帯域の狭い高周波磁場パルスを用いることで、磁化移動効果を抑制する。周波数帯域の狭い高周波磁場パルスは、励起プロファイルがガウス関数に近い形状になるので、その立ち上がり部分を、例えば頭部を撮影対象とした視野に配置して斜め励起状態を実現する。

本発明のＭＲＩ装置は、具体的には、予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測する計測部と、計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部と、前記撮影シーケンスの撮影条件を異ならせた複数回の撮影で、それぞれ得られた複数の前記再構成画像、及び、前記被検体の定量値と前記再構成画像の信号値との関係を定めた信号関数を用いて、前記被検体の定量値の分布を推定するパラメータ推定部と、を備える。前記計測部は、前記撮影シーケンスで用いる励起用高周波磁場パルスとして、視野の一端部付近にピークを持ち、ピークの両側でほぼ対称に減少する形状の励起プロファイルを与える高周波磁場パルスを用いる。前記高周波磁場パルスは、周波数帯域が狭く、例えば、１ｋＨｚ以下である。

本発明によれば、計算画像取得のための撮影において、周波数帯域の狭い高周波磁場パルスであって、励起プロファイルが視野の一端から他端に向かって単調増加する励起プロファイルとなる高周波磁場パルスを用いることにより、血液の信号が視野の一端から他端まで減衰しないようにできるため、血流に依存してＴ１値が変化してしまうのを防止し、一定のＴ１値が算出可能となる。また周波数帯域の狭い励起パルスを用いることにより、磁化移動効果を低減することができるため、計算画像における脳実質のＴ１、Ｔ２の精度が低下しない。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図 計算機の機能ブロック図 撮影の手順を示すフロー図 励起プロファイルと視野との関係を示す図 撮影に用いるパルスシーケンスの一例を示す図 パラメータ推定の手順を示す図 信号関数の強度の一部を示す図 パラメータ推定に用いるパラメータセットの一例を示す図 Ａは実施例１のＲＦパルスの波形と位相、Ｂはその励起プロファイルと視野との位置関係を示す図 ＲＦパルスの周波数帯域と脳白質Ｔ１値との関係を示す図 Ａは実施例２のＲＦパルスの波形と位相、Ｂはその励起プロファイルと視野との位置関係を示す図 実施例３のＲＦパルスの設計方法を説明する図で、Ａは指定の励起プロファイル、ＢはＡの波形をフーリエ変換した波形、ＣはＢのサイドローブを除去した波形と位相、ＤはＣの波形を逆フーリエ変換した波形を示す図 図１２Ｄの波形（励起プロファイル）と視野との位置関係を示す図 実施例４のＲＦパルスの設計方法を説明する図で、Ａは指定の励起プロファイル、ＢはＡの波形をフーリエ変換した波形と位相、ＣはＢのサイドローブを除去した波形と位相、ＤはＣの波形を逆フーリエ変換した波形を示す図 実施例４の励起プロファイルと視野との位置関係を示す図 Ａは撮影した画像、ＢはＡの線ＬにおけるＢ１分布を示す図 磁気共鳴イメージングシステムを示す図

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出する送受信コイル１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。計算機１０９、ディスプレイ１１０、及び記憶媒体１１１を除く各要素を総称して、以下、計測部１５０という。送受信コイル１０７は、図では単一のものを示しているが送信コイルと受信コイルとを別個に備えていてもよい。

被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）に載置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、送受信コイル１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号は送受信コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。

シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンス(撮影シーケンス)と呼ばれる。

計算機１０９は、ＣＰＵとメモリとを備え、パルスシーケンスに従って、計測部の各部を動作させる制御部として機能するとともに、撮影によって得られたエコー信号に対し、各種の信号処理を施し、所望の画像を得る演算装置として機能する。なお図示していないが、計算機１０９はユーザによる撮影条件の設定などを受け付けるための入力装置を備えることができる。

これらの機能を実現するため、本実施形態の計算機１０９は、図２に示すように、計測したエコー信号から再構成画像を得る画像再構成部２２０と、画像再構成部２１０が作成した再構成画像を用いて、計算画像等を作成する画像演算部２３０と、計測部１５０、画像再構成部２２０及び画像演算部２３０を含む、装置全体の制御を行う制御部２１０と、を備える。

画像演算部２３０は、例えば、再構成画像と、再構成画像を取得する際に用いられた撮影シーケンスによって決まる信号関数とを用いて、定量値を算出し、定量値の分布、即ち定量値を画素値とする画像を取得する。定量値とは、信号値を決定するパラメータのうち、被検体に依存するパラメータ（被検体パラメータ）、及び、装置固有のパラメータ（装置パラメータ）の少なくとも一つのパラメータである。

被検体パラメータとして、具体的には、縦緩和時間（Ｔ１）、横緩和時間（Ｔ２）、スピン密度（ρ）、共鳴周波数差（Δｆ０）、拡散係数（Ｄ）などがある。共鳴周波数差Δｆ０は、各ピクセルの共鳴周波数と基準周波数ｆ０との差である。装置パラメータには、静磁場強度（Ｂ０）、高周波磁場の照射強度分布（Ｂ１）、受信コイルの感度分布（Ｓｃ）などがある。なお、照射強度分布Ｂ１と感度分布Ｓｃは装置だけでなく被検体にも依存するパラメータである。

再構成画像の信号値（ピクセル値）を決定するパラメータには、上述した被検体パラメータ及び装置パラメータの他に、ユーザが任意に設定可能なパラメータとして撮影パラメータがある。撮影パラメータには、例えば、繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、高周波磁場の設定強度（フリップ角（Ｆｌｉｐ Ａｎｇｌｅ：ＦＡ））、高周波磁場の位相（θ）などがある。

信号関数は、これらパラメータと信号値との関係を表した関数であり、撮影シーケンスが決まれば、解析的に求めることができる。また特許文献１に開示されるように、数値シミュレーションによって求めることも可能である。本実施形態では、数値シミュレーションによって信号関数を求める場合を説明する。このため、画像演算部２３０は、数値シミュレーションによって、撮影シーケンス毎の信号関数を生成する信号関数生成部２３１と、信号関数生成部２３１が生成した信号関数を用いてピクセル毎の被検体パラメータを推定し、被検体パラメータ分布を得るパラメータ推定部２３２と、得られた被検体パラメータ分布から、当該被検体の、所望の画像を生成する計算画像生成部２３３と、の機能を有する。

上述した計算機１０９が実現する各機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。また、一部は、ＰＬＣ（ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｌｏｇｉｃ ｄｅｖｉｃｅ）等のハードウエアで実現されてもよい。なお、信号関数生成部２３１、パラメータ推定部２３２および計算画像生成部２３３は、ＭＲＩ装置１００とは独立に設けられた計算機であって、ＭＲＩ装置１００の計算機１０９とデータの送受信が可能な計算機（演算装置）において実現されてもよい。

以下、被検体パラメータ分布を得るための撮影の流れを、撮影対象が被検体の頭部である場合を例に、図３を参照して説明する。

制御部２１０は、入力装置等を介してユーザによる撮影シーケンスの選択や撮影条件の設定を受け付けると、指令をシーケンサ１０４に送る（Ｓ３０１）。パラメータ分布を得るための撮影の場合、複数の撮影パラメータの組み合わせをパラメータセットとすると、複数の撮影パラメータのうち少なくとも一つを異ならせた複数のパラメータセットが設定される。パラメータセットは、複数の組み合わせをプリセットしておいてもよいし、ユーザが任意に変更或いは選択可能にしてもよい。制御部２１０は、また、ユーザによる視野の設定を受け付ける（Ｓ３０２）。本実施形態では、図４に示すように、頭部４００の脳底部４０４から頭頂部４０５を含むように視野４１０を設定するものとする。なお、関心領域が脳底部にない場合には、必ずしも脳底部までを視野に含める必要はない。

シーケンサ１０４は、設定された撮影条件（パラメータセット）で撮影が行われるように計測部１５０の各部を制御する。計測部１５０は、設定された撮影シーケンスに従ってエコー信号を計測し、計測されたエコー信号をｋ空間に配置する（Ｓ３０３）。

パラメータ分布の取得に用いる撮影シーケンスの一例を図５に示す。図中、ＲＦ、Ａ／Ｄ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、信号受信、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。この撮影シーケンスは、ＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ ＧＥシーケンスで、この撮影シーケンスによって得られる画像のピクセル値は、主に被検体パラメータＴ１、Ｔ２*（みかけの横緩和時間）、ρと装置パラメータＢ１、Ｓｃに依存する。

このパルスシーケンスでは、まず、スライス傾斜磁場パルス５０１の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス５０２を照射し、対象物体内のあるスライスの磁化を励起する。次いでスライス方向の位置情報付与とリフェーズをするためのスライスエンコード傾斜磁場パルス５０３と磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付与するための位相エンコード傾斜磁場パルス５０４、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場５０５を印加した後、リードアウト方向の位置情報を付与するためのリードアウト傾斜磁場パルス５０６を印加しながら、信号受信時間５０７の間、磁気共鳴信号（グラディエントエコー）を計測する。そして最後にディフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス５０８とディフェーズ用スライス傾斜磁場パルス５０９を印加する。

ここでＲＦパルス５０２は、ステップＳ３０２で設定された視野との関係で、励起プロファイルが特定の形状となるＲＦパルスを用いる。図４に、励起プロファイル４５０と視野４１０との関係を示す。図中、プロファイルを示すグラフは、横軸が位置、縦軸が励起強度を示している。図示するように、励起プロファイル４１０は、ピークの前後でほぼ対称に減少する形状である。

視野４１０は、被検体の体軸方向をｚ方向とし、前後方向をｙ方向とすると、図示する例では、スライス方向はｚ方向であり、視野のｚ方向の一端部はほぼ脳底部４０４と一致し、ｚ方向の他端部は頭頂部４０５のやや外側に設定されている。このように設定された視野に対し、励起プロファイル４５０はピークが頭頂部４０５にあり、脳底部４０４ではほぼゼロである。ただし励起プロファイル４５０と視野４１０との関係は、脳底部付近でほぼゼロ、頭頂部付近でピークを持てばよく、図４に示すものに限らず、折り返しアーチファクト等を考慮して、調整することが可能である。また、関心領域が脳底部にない場合には、必ずしも脳底部までを視野に含める必要はない。

このような励起プロファイルは、波形(強度)及び位相を調整した高周波磁場パルスを用いることで実現することができる。

まずＲＦパルス５０２の波形は、周波数帯域が狭いパルス、例えば、周波数帯域を１ｋＨｚ以下となるように、決定される。具体的には、ピークを挟んで両側にほぼ対称に且つなだらかに減少する形状とする。励起プロファイルのピーク位置が視野の中心となる通常のＲＦパルスに対し、所定の位相だけずらすことで、そのピークを視野の端部付近にずらすことができる。ピークを視野の端部付近にずらすためには、励起プロファイルの半値幅の約１／２から半値幅と同程度までの範囲だけピーク位置をずらすことが好ましい。その場合の位相のずらし量は、ＲＦパルスの印加開始から終了までの間に約９０度から１８０度の範囲となる。視野の幅は、ＲＦパルスの印加時間（照射時間）とＲＦパルスと同時に印加される傾斜磁場の強度によって決まるので、ＲＦパルスの形状と位相が設定されていれば、設定された視野に対し、上述した励起プロファイルを実現することができる。
なお励起プロファイルのピークを視野の端部付近にずらすために、ＲＦパルスの位相ではなく中心周波数をずらしてもよい。

所定の励起プロファイルを与える狭周波数帯域のＲＦパルスは、予め記憶部（メモリ或いは記憶媒体１１１）に保存しておくことができ、撮影条件や視野が設定されたときに、制御部２３０が記憶部から読み出し、シーケンサ１０４に設定する。狭周波数帯域ＲＦパルスの具体例とその求め方については後に詳述する。

このような制御部２１０によるＲＦパルスの制御のもとで、計測部１５０は、以上の手順を繰り返し時間ＴＲで繰り返し、エコーを複数回計測する。繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場パルス（５０４、５０８）の強度（位相エンコード量kp）とスライスエンコード傾斜磁場パルス（５０３、５０９）の強度（スライスエンコード量ks）を変化させるとともにＲＦパルスの位相の増分値をθ₀ずつ変化させる（n番目のRFパルスの位相はθ(n) = θ(n-1) +θ₀×nとなる)。各エコーは3次元ｋ空間上に配置される。

計測部１５０は、パラメータセットを変えながら、予定したパラメータセット数の計測が終了するまで、上述したエコー信号の計測を繰り返し、パラメータセット数と同数のｋ空間データを取得する（Ｓ３０４）。

画像再構成部２２０は、収集されたｋ空間データを３次元逆フーリエ変換することよって画像を再構成する（Ｓ３０５）。ここではパラメータセットの数と同数の再構成画像が得られる。

一方、信号関数生成部２３１は、あらかじめ数値シミュレーションにより信号関数を生成しておく（Ｓ３０８）。パラメータ推定部２３２は、信号関数生成部２３１が生成した信号関数と、画像再構成部２２０が作成した複数の画像とを用いて、被検体パラメータの推定を行う。パラメータ推定部２３２は、被検体パラメータ（例えばＴ１、Ｔ２）の値をピクセル毎に算出し、パラメータ分布即ちパラメータ画像を生成する（Ｓ３０６）。パラメータ画像は、そのままディスプレイ１１０に表示してもよいし、さらに計算画像生成部２３３により、プロトン密度画像と合成した強調画像などの計算画像を作成し、それをディスプレイ１１０に表示してもよい（Ｓ３０７）。

信号関数の生成（Ｓ３０８）及びパラメータ推定（Ｓ３０６）の手法は、特許文献１に開示される手法と同様である。以下、図６を参照して、信号関数生成部２３１による信号関数生成、及びパラメータ推定部２３２によるパラメータ推定の流れを説明する。ここでは、被検体パラメータのＴ１、Ｔ２＊、Ｂ１、ρと装置パラメータＳｃとの積ａ（＝ρＳｃ）を推定する場合を説明する。

まず、数値シミュレーションによって信号関数６０２を作成しておく(６０１)。撮影パラメータとして、ＦＡ(フリップ角)、ＴＲ（繰り返し時間）、ＴＥ(エコー時間)、θ（ＲＦ位相増分値）が与えられているとすると、各ピクセルの信号強度を表す信号関数ｆｓは以下のように表される。

式中、Ｔ１、Ｔ２、ρ、Ｂ１、Ｓｃはそれぞれ被検体パラメータの縦緩和時間、横緩和時間、スピン密度、ＲＦの照射強度、受信コイルの感度である。なお撮影で得られるエコー信号が、図５に示すようなグラディエントエコーである場合には、横緩和時間Ｔ２はみかけの横緩和時間Ｔ２＊となる。Ｔ２とＴ２＊のどちらが得られるかは撮影シーケンスに依存し、パラメータ推定方法が影響されることはないため、以下、横緩和時間とみかけの横緩和時間を区別せずＴ２と表記する。

ここで、信号関数ｆｓにおいて、Ｂ１は撮影時にはＦＡの係数となるため、ＦＡとの積の形に変換しておく。また、ρとＳｃは比例係数として信号強度に対して作用するため関数の外側に出し、ＴＥも指数関数の形で信号強度にかかるため同様に関数の外側に出す。

被検体パラメータのＴ１、Ｔ２の任意の値に対して撮影パラメータＦＡ、ＴＲ、θを網羅的に変化させて数値シミュレーションにて信号を作成し、補間により信号関数を作成する。撮影対象のスピン密度ρとＢ１、Ｓｃは一定とし(例えば１とする)。

撮影パラメータと被検体パラメータを網羅的に変化させる範囲には、それぞれ、実際の撮影に用いる撮影パラメータの範囲と、被検体のＴ１、Ｔ２の範囲が含まれるようにする。変化させるパラメータの範囲と値の一例を以下に示す。

TR 4個 [ms]: 10, 20, 30, 40
FA 10個 [度]: 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 50, 60
θ 17個 [度]: 0, 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 12, 14, 16, 18, 20, 22
T2 17個 [s]: 0.01, 0.02, 0.03, 0.04, 0.05, 0.07, 0.1, 0.14, 0.19, 0.27, 0.38, 0.53, 0.74, 1.0, 1.4, 2.0, 2.8
T1 15個 [s]: 0.05, 0.07, 0.1, 0.14, 0.19, 0.27, 0.38, 0.53, 0.74, 1.0, 1.5, 2.0, 2.8, 4.0, 5.6

以上の例では、撮影パラメータと被検体パラメータのすべての組み合わせから１７３４００個の撮影パラメータセット(６０３)が構成される。この撮影パラメータセットについて、それぞれの信号値を計算機シミュレーションによって算出する（６０１）。

数値シミュレーションは、格子点上にスピンを配置した被検体モデルと撮影シーケンス、撮影パラメータ、装置パラメータを入力とし、磁気共鳴現象の基礎方程式であるＢｌｏｃｈの式を解いて磁気共鳴信号を出力する。被検体モデルはスピンの空間分布(γ,Ｍ０,Ｔ１,Ｔ２)として与えられる。ここで、γは磁気回転比、Ｍ０は熱平衡磁化(スピン密度)である。磁気共鳴信号を画像再構成することにより、与えられた条件での画像を得ることができる。

Ｂｌｏｃｈの式は１階線形常微分方程式であり、次式（２）で表される。

ここで、(ｘ,ｙ,ｚ)は３次元の直交座標系を表し、zは静磁場(強度がＢ０)の向きに等しい。また、(Ｍｘ,Ｍｙ,Ｍｚ)はスピン、Ｇｘ,Ｇｙ,Ｇｚはそれぞれ添字方向の傾斜磁場強度、Ｈ１は高周波磁場強度、Δｆ０は回転座標系の周波数である。

計算機シミュレーションによって得られた信号値から、補間により信号関数ｆｓ（６０２）を構成する。補間には１次から３次程度の線形補間やスプライン補間を用いることが可能である。

上述のようにして作成した信号関数の強度の一部を図７に示す。本図では、Ｔ１＝９００ ms、Ｔ２＝１００ ms、θ＝５度の場合について、横軸と縦軸をそれぞれＦＡ、ＴＲとして表示した。

次に、以上のように作成した信号関数ｆｓと、複数画像撮影６０５で取得した複数画像を用いて、被検体パラメータ及び装置パラメータの少なくとも一つを推定する（６０６）。撮影６０５では、撮影パラメータＦＡ、ＴＲ、θの組み合わせ（パラメータセット６０４）であって、少なくとも一つのパラメータの値が異なる複数のパラメータセットを用いたものとする。

パラメータセットＰ１〜Ｐ６の一例を図８に示す。Ｐ１からＰ６までの撮影パラメータセットは、それぞれＦＡが１０度と４０度、位相増分θが２度、５度、７度、８度、２２度、繰り返し時間ＴＲが１０ ms、３０ ms、４０ msの組み合わせからなる。また、グラディエントエコーのＴＥは全て２ msである。撮影シーケンスは、図５に示すＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ ＧＥシーケンスである。

なお、パラメータセットの数は、未知数である推定すべき被検体パラメータ及び装置パラメータの値の数より多ければよく、上記例に限定されない。パラメータセット数（画像数）を多くすればするほど推定精度が向上する。但し、その分撮影時間が長くなる。

上述した６組のパラメータセットを用いて撮影し、取得した画像（グラディエントエコー画像）と、数値シミュレーション６０１で算出した信号関数６０２を用いて、Ｔ１、Ｔ２、Ｂ１、ａを推定する（６０６）。具体的には、ピクセルごとの信号値Ｉを、式（１）を変形した次式（３）関数ｆに対してフィッティングし、上記パラメータ値の推定を行う。

関数フィッティグは、次式（４）で表される最小二乗法により行うことができる。

ここで、χは信号関数とファントムのピクセル値の残差の総和、Ｉは所定のパラメータセット（ＦＡ、θ、ＴＲ、ＴＥ）における画像のピクセル値である。

ピクセルごとの信号値（ピクセル値）に対し上記推定を行うことで、それぞれのパラメータについて、パラメータマップ（パラメータ画像）が得られる。

本実施形態によれば、視野内でほぼ単調に増加（減少）する励起プロファイルを与える狭周波数帯域の高周波磁場パルスを用いることにより、血流方向に沿って信号値が低下しＴ１の推定値が変化することを防止することができる。また周波数帯域の狭い高周波磁場パルスを用いることで、磁化移動効果を抑制し、Ｔ１及びＴ２の推定精度を向上することができる。本実施形態は、特に頭部の計算画像作成を目的とする撮影に好適であり、視野の端部を頭頂部付近に設定することにより、視野外の励起による折り返しの問題を特定の折り返し除去手段を用いることなく回避することができる。

以上の本実施形態では、撮影シーケンスに含まれる励起用のＲＦパルスの形状及びその励起プロファイルと視野との関係について説明したが、以下、ＲＦパルスの具体例とその励起プロファイルについて、頭部撮影の場合を例に説明する。

＜ＲＦパルスの実施例１＞
本実施例では、励起用ＲＦパルス（図５：５０２）として、ｓｉｎｃ関数のメインローブのみ（一つのピーク）を用い、印加時間を２．４ｍｓとする。図９Ａにその強度と位相を示す。またこのＲＦパルスの励起プロファイル４５１を図９Ｂに示す。

ｓｉｎｃ関数の周波数帯域（半値幅）は、印加時間がｔ秒でピーク数をｎ個とすると、およそ(ｎ＋１)／ｔ Ｈｚである。この励起パルスは印加時間が２．４ｍｓ、ピーク数が１であるので、周波数帯域(半値幅)は０．８３ｋＨｚとなる。磁化移動効果は、周波数帯域が１ｋＨｚ以下であればほぼ抑制できるので、図９の励起パルスを用いれば磁化移動の影響をほとんど受けずに被検体パラメータ分布を取得することができる。

なお、従来の励起パルスでは、視野内を均一に励起し、視野外でゼロとなるようにするために、例えばピーク数９のｓｉｎｃ関数形状が用いられる。印加時間を本実施例と同じく２．４ｍｓとするとその周波数帯域は４．２ｋＨｚとなり、磁化移動効果が非常に大きくなってしまう。

図１０に、励起用高周波磁場パルスの周波数帯域による、脳白質のＴ１値の違いを示す。このＴ１値は、図５のパルスシーケンスを用いて実際にボランティアの頭部を撮影して得た値である。図１０からわかるように、算出されるＴ１値は周波数帯域に大きく依存し、周波数帯域が１ｋＨｚ以下（０．８４ｋＨｚ）では、脳白質のＴ１値の文献値（約７５０ｍｓ〜１０８４ｍｓ程度）に近い値が得られるが、周波数帯域が２．５ｋＨｚ以上になると、文献値からのずれが大きくなる。これは、周波数帯域が広いほど磁化移動効果が大きくなるため、ＦＡが大きい撮影条件で磁化移動効果が小さい場合と比べて信号値が低下し、Ｔ１値が高く算出されるためと考えられる。

一方、視野４５１については、図９Ｂに示すように、脳底部付近４０４から頭頂部付近４０５までの範囲とほぼ同じに設定され、この視野に対し、励起プロファイル４１１は、ピークが視野端部側となるように調整される。即ち、励起プロファイル４５１の強度は、脳底部付近４０４より首の方向にかけてほぼゼロであり、頭頂部４０５に向けてなめらかに大きくなる。そして頭頂部付近で最大（ピーク）となった後、その先は徐々に小さくなり、最終的にゼロになる。従って、従来のＭＲアンギオグラフィーと同様にフリップ角を脳底部で小さく頭頂部にかけて大きくできるため、血液の信号をほぼ一定にすることができ、場所に依存せずに精度よく血液の被検体パラメータ分布を取得することができる。

またｚ方向はスライスエンコード方向であるため、ｚ方向の端部における信号の折り返しアーチファクトの問題があるが、図９Ｂに示す励起プロファイル４５１は、脳底部付近４０４より首の方向にかけてほぼゼロであるため、頭頂部４０５側への折り返しは生じない。また頭頂部から先には信号を発生する対象が存在しないため、励起プロファイルがゼロでなくても折り返しの問題はない。

＜ＲＦパルスの実施例２＞
本実施例では、励起用ＲＦパルス（図５：５０２）として、ガウス関数を用いる。印加時間は、４．８ｍｓとする。図１１Ａにその強度と位相を示す。またこのＲＦパルスの励起プロファイル４５２と視野４１２との位置関係を図１１Ｂに示す。

ガウス関数形状の励起パルスの周波数帯域は、印加時間が同じであればピークが１個のｓｉｎｃ関数のおよそ２倍となる。図１１ＢのＲＦパルスの印加時間は、実施例１（図９Ａ）のｓｉｎｃ関数の２倍としているため、周波数帯域は、図９ＡのＲＦパルスとほぼ同じ、約０．８ｋＨｚである。従って、この励起パルスを用いても磁化移動効果のほとんどない状態で、被検体パラメータ分布を取得することが可能である。

また図１１Ｂに示すように、z方向の視野は脳底部付近４０４から頭頂部付近４０５までの範囲とほぼ同じに設定されている。励起プロファイル４５２は、脳底部付近４０４より首の方向にかけてほぼゼロであり、頭頂部に向けてなめらかに大きくなる。そして頭頂部付近４０５で最大となった後、その先は徐々に小さくなり、最終的にゼロになる。従って、従来のＭＲアンギオグラフィーと同様にフリップ角を脳底部で小さく頭頂部にかけて大きくできるため、血液の信号をほぼ一定にすることができ、場所に依存せずに血液の被検体パラメータ分布を取得することができる。

＜実施例３＞
実施例１及び実施例２は、既知の関数或いはそれを加工した形状の励起ファイルを用いたが、本実施例では、所望の励起プロファイルから、それに近い形状の励起プロファイルを与える狭周波数帯域ＲＦパルスを設計する。

励起パルスの設計方法について図１２を用いて説明する。図１２Ａは所望の励起プロファイルであり、一例として、中央の頂点を対称として強度が弱くなる形状の二等辺三角形とする。この励起プロファイルをフーリエ変換することにより、図１２Ｂに示すように、横軸を時間とするパルス形状となる。このパルス形状は、メインローブの左右にサイドローブが発生している。

図１２Ｃは、この波形のメインローブのみを切り出した波形である。メインローブのみを切り出すことにより、同じ印加時間のサイドローブまで含めた波形よりも周波数帯域を狭くすることができる。この波形の周波数帯域は、印加時間を２．４ｍｓにするとピーク数が１のｓｉｎｃ関数と同様に０．８ｋＨｚ程度である。従って、この励起パルスによっても磁化移動効果をほぼ抑制できる。

図１２Ｃに示す波形（ＲＦパルス波形）の位相を、同図の左に示すように線形に変調してから逆フーリエ変換すると、図１２Ｄに示す励起プロファイル４５３が得られる。このように位相を変調させることによりピークの位置を中央より少し右側にシフトさせることができ、ピークの位置を頭頂部付近にすることができる。なお、ピーク位置のシフトは、前述したようにＲＦパルスの周波数を中心周波数からオフセットすることによっても可能である。ピーク位置のシフト量Δzは、周波数オフセット量をΔf、スライス傾斜磁場強度をGsとすると、Δz = Δf／（γGs）の関係にある。ここでγは磁気回転比である。この関係式に従い、ピーク位置が頭頂部付近になるよう周波数オフセット量を調整する。

本実施例のＲＦパルスによる励起プロファイル４５３と視野４１３との位置関係を図１３に示す。本実施例でも、励起プロファイル４５３は、脳底部付近４０４でほぼゼロであり、頭頂部４０５に向けてなめらかに大きくなる。そして頭頂部４０５で最大となった後、その先は徐々に小さくなり、最終的にゼロになる。

また本実施例では、視野を脳底部付近４０４よりもやや首に近い方から頭頂部付近４０５までの範囲とすることにより、折り返しアーチファクトを防止している。即ち、励起プロファイルが脳底部付近４０４からややはみ出している部分４５３ａを視野に含めないで撮影すると、この部分で励起されたスピンからの信号が折り返しアーチファクトとして頭頂部に重なって現れるが、はみ出し部分４５３ａを視野に含めることにより、折り返しアーチファクトの発生を防ぐことができる。

なお折り返しアーチファクトは、図９Ｂや図１１Ｂのように頭頂部付近４０５よりもやや上まで視野を広げておくことでも抑制できる。この場合も、脳底部付近４０４のはみ出し部分は視野の頭頂部側に折り返すが、折り返しは頭頂部付近の視野を広げた領域に発生するため、頭部にはかかることはなく問題とならない。

＜実施例４＞
本実施例でも、所望の励起プロファイルを指定して、それに近い形状の励起プロファイルで周波数帯域の狭い励起パルスを設計することは実施例３と同じである。但し、本実施例では、所望の励起プロファイルとして、非対称形状の励起プロファイルを用いる。

本実施例で指定する励起プロファイルは、図１４Ａに示すように、脳底部に位置する部分１４１でやや急峻に立ち上がり、頭頂部に位置するところ１４２でピークとなり、その後ゼロに向かって徐々に小さくなる形状１４３である。これをフーリエ変換すると、図１４Ｂに示すように、メインローブの左右にサイドローブが発生している形状となる。

この波形のメインローブのみを切り出し、図１４Ｃに示す波形とする。図１４Ｂ、Ｃの左は、各波形の位相を示している。メインローブのみを切り出すことにより、同じ印加時間のサイドローブまで含めた波形よりも周波数帯域を狭くすることができる。具体的には、この波形の周波数帯域は、印加時間を２．４ｍｓにするとピーク数が１のｓｉｎｃ関数と同様に０．８ｋＨｚ程度となる。従って、この励起パルスによっても磁化移動効果をほぼ抑制できる。

図１４Ｃに示す波形について、逆フーリエ変換すると、図１４Ｄに示す励起プロファイル４５４が得られる。なお本実施例では、指定する励起プロファイルがｚ方向に偏った位置にピークを持つ形状であるため、図１４Ｂの段階で既に位相変調されている。従って、実施例３のように位相変調を追加する必要はない。励起プロファイル４５４の形状は、パルス波形のサイドローブを切り落として周波数帯域を狭くしたため、元のプロファイルよりもかなり滑らかな形状となっている。

また本実施例の励起プロファイル４５４は、図１５に示すように、脳底部付近４０４でほぼゼロであり、頭頂部４０５に向けてなめらかに大きくなる。そして頭頂部付近４０５で最大となった後、その先は徐々に小さくなり、サイドローブを残しながら最終的にゼロになる。ただし、本実施例では、脳底部４０４まで高いＳＮ比で被検体パラメータ分布を取得するため、励起プロファイルが完全にゼロになるのは脳底部付近よりも少し下側とし、脳底部の信号がゼロにならないようにしている。

この場合、励起プロファイルが脳底部４０４付近からややはみ出している部分の折り返しが頭頂側の視野内に現れるので、それが頭頂にできるだけ重ならないようにするため、z方向の視野４１４は、脳底部付近４０４から頭頂部付近４０５の少し上までの範囲としている。

本実施例の条件で、ヒト頭部を撮影した場合のコルナル面におけるＢ１マップ（ＦＡマップ）を図１６Ａに示す。図１６Ｂは、図１６Ａに示す直線Ｌにおけるプロファイルである。図１６Ｂに示されるように、ＦＡプロファイルは頭頂付近（脳４０１の端部付近)にピークを持ち、脳底部に近づくにつれて小さくなっている。頭頂の端部付近の皮膚４０２のところに強度が少し持ち上がっている部分(○で囲った部分４０３)があるのは、視野からはみ出した脳底部端部の折り返しである。

以上、実施形態のパラメータ推定用撮影シーケンスで用いられる励起用ＲＦパルスの実施例を説明したが、励起用ＲＦパルスは、周波数帯域が狭く、例えば１ｋＨｚ以下であって、その励起プロファイルが視野との関係で、一端部側にピークを持ち、その両側でほぼ対称に単調に減少するものであれば、これら実施例に限定されるものではない。

また以上の説明では、本発明をＭＲＩ装置に適用した実施形態を説明したが、図１７に示すように、上述したＭＲＩ装置１００の画像演算部２３０の機能を、ＭＲＩ装置１００とは別の演算装置３００で実現することも可能であり、このようなＭＲＩ装置１００と演算装置３００とを含むシステムも本発明に包含される。演算装置３００は、上述したパラメータ推定部２３２の機能を実現する。またパラメータ推定部２３２の他に、信号関数生成部２３１を備えてもよく、さらに、上述した実施例３、４のように、指定した励起プロファイルからＲＦパルスを設計する場合には、所望の励起プロファイルを受け付けて、ＲＦパルスを算出するＲＦパルス算出部２３５としての機能を追加してもよい。

このシステムにおいてＭＲＩ装置１００と演算装置３００とのデータのやりとりは、有線或いは無線によるデータ送受信手段、或いは可搬媒体など公知の手段が採用可能である。また演算装置３００はクラウド等に構築されたものであってもよいし、複数のＣＰＵから構成されるものであってもよい。このように所定の演算機能をＭＲＩ装置とは別のモダリティで実現することにより、ユーザの自由度が増し、またＭＲＩ装置内の計算機の負荷を軽減できる。

１００：ＭＲＩ装置、ｍ１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、２１０：制御部、２２０：画像再構成部、２３０：画像演算部、２３１：信号関数生成部、２３２：パラメータ推定部、２３３：画像生成部、２３５：ＲＦパルス算出部、３００：演算装置、４００：撮像対象、４０４：脳底部、４０５：頭頂部、４１０：視野、４１１：視野、４１２：視野、４１３：視野、４１４：視野、４５０：励起プロファイル、４５１：励起プロファイル、４５２：励起プロファイル、４５３：励起プロファイル、４５４：励起プロファイル

Claims (12)

1. 予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測する計測部と、
   計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部と、
   前記撮影シーケンスの撮影条件を異ならせた複数回の撮影で、それぞれ得られた複数の前記再構成画像、及び、前記被検体または装置の定量値と前記再構成画像の信号値との関係を定めた信号関数を用いて、前記被検体の定量値の分布を推定するパラメータ推定部と、を備え、
   前記計測部は、前記撮影シーケンスで用いる励起用高周波磁場パルスとして、視野の一端部付近にピークを持ち、ピークの両側でほぼ対称に減少する形状の励起プロファイルを与える高周波磁場パルスを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記高周波磁場パルスは、周波数帯域が１ｋＨｚ以下の高周波磁場パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記高周波磁場パルスの波形はガウス関数、または、ｓｉｎｃ関数のメインローブであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記高周波磁場パルスの波形は、あらかじめ設定された励起プロファイルをフーリエ変換して得られる波形のメインローブだけを切り出した波形であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記高周波磁場パルスの励起プロファイルは、被検体の体軸方向に一次元の形状であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記視野は、脳底部から頭頂部までを含み、
   前記励起プロファイルは、脳底部、脳底部に最も近い視野端部、または当該視野端部と脳底部との間、でゼロとなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記視野は、脳底部から頭頂部までを含み、
   前記励起プロファイルは、頭頂部、頭頂部に最も近い視野端部または当該視野端部と頭頂部との間、にピーク位置が位置することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記励起プロファイルは、脳底部、脳底部に最も近い視野端部、または当該視野端部と脳底部との間、でゼロになることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測する計測部と、計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部と、前記計測部および前記画像処理部を制御する制御部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置と、
   前記磁気共鳴イメージング装置との間でデータのやり取りが可能な演算装置と、を含む磁気共鳴イメージングシステムであって、
   前記制御部は、前記撮影シーケンスで用いる励起用高周波磁場パルスとして、視野の一端部付近にピークを持ち、ピークの両側でほぼ対称に減少する形状の励起プロファイルを与える高周波磁場パルスを用いる撮像を、撮影条件を異ならせて複数回実行し、
   前記演算装置は、前記被検体の定量値の分布を推定するパラメータ推定部を有し、当該パラメータ推定部は、前記磁気共鳴イメージング装置から、前記撮影条件を異ならせた複数回の撮影で、それぞれ得られた複数の再構成画像を受け付け、当該複数の再構成画像、及び、前記被検体または装置の定量値と前記再構成画像の信号値との関係を定めた信号関数を用いて、前記被検体の定量値の分布を推定することを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
10. 請求項９に記載の磁気共鳴イメージングシステムであって、
    前記演算装置は、指定された励起プロファイルを用いて、前記磁気共鳴イメージング装置の撮影に用いられる励起用高周波磁場パルスを算出する高周波磁場パルス算出部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
11. 撮影条件を異ならせた複数回の撮影で、それぞれ得られた複数の再構成画像と、被検体または装置の定量値と前記再構成画像の信号値との関係を定めた信号関数を用いて、前記被検体の定量値の分布を推定するパラメータ推定方法であって、前記複数の撮影において、励起用の高周波磁場パルスとして、視野の一端部付近にピークを持ち、ピークの両側でほぼ対称に減少する形状の励起プロファイルを与える高周波磁場パルスを用いることを特徴とするパラメータ推定方法。
12. 請求項１１に記載のパラメータ推定方法であって、
    撮影の対象が、前記被検体の頭部であって、前記視野は、頭頂部が前記視野の一端部付近となるように設定されていることを特徴とするパラメータ推定方法。

Images