JP3643174B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。さらに詳しくは、体動によるアーチファクトを低減できる拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
イメージング用データの位相の体動分を補正により除去し、体動によるアーチファクトを低減する従来の拡散強調イメージング方法として、特開平４−３１４４２６号公報および特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法が知られている。
【０００３】
特開平４−３１４４２６号公報に記載の拡散強調イメージング方法では、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれ（これらをビューという）に沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に、位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集する。次いで、ビュー毎に、イメージング用データおよび補正用データをリード軸方向にフーリエ変換し、それぞれの中間データを得る。次に、ビュー毎に、イメージング用データの中間データの位相を、補正用データの中間データの位相で補正する。次に、全ビューの補正後のイメージング用データの中間データを位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像用データを生成する。そして、この画像用データから拡散強調画像を作成する。
上記拡散強調イメージング方法において、イメージング用データの位相は、位相エンコード分と体動分（体動によって生じる位相成分）の両方を含んでいる。一方、補正用データは、位相巻き戻し勾配を印加してから収集するため、位相エンコード量が“０”であり、位相エンコード分を含んでおらず、体動分のみを含んでいる。そこで、イメージング用データの位相を補正用データの位相で補正することで、体動分を除去でき、体動によるアーチファクトを低減できる。
【０００４】
また、特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法では、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれ（これらをビューという）に沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集する。次に、ビュー毎に、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正する。次に、その補正したイメージング用データを２次元フーリエ変換し、画像用データを生成する。そして、この画像用データから拡散強調画像を作成する。
上記拡散強調イメージング方法において、ｋ−空間の中心部以外のイメージング用データは、位相エンコード分と体動分の両方を含んでいる。一方、ｋ−空間の中心部のイメージング用データは、位相エンコード量が“０”であるため、位相エンコード分を含んでおらず、体動分のみを含んでいる。そこで、ｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相をｋ−空間の中心部のイメージング用データで補正することで、体動分を除去でき、体動によるアーチファクトを低減できる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
上記特開平４−３１４４２６号公報に記載の拡散強調イメージング方法における補正は、補正用データが含む体動分とイメージング用データが含む体動分が同程度の時は適正になるが、補正用データが含む体動分よりイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる時には不適正になる。
しかし、従来は、かかる考慮をしていなかったため、不適正な補正がなされてしまい、体動によるアーチファクトを十分に低減できないことがある問題点があった。
【０００６】
また、上記特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法における補正は、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分とｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が同程度の時は適正になるが、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる時は不適正になる。
しかし、従来は、かかる考慮をしていなかったため、不適正な補正がなされてしまい、体動によるアーチファクトを十分に低減できないことがある問題点があった。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、不適正な補正がなされてしまうことを回避し、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようにした拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集し、各直線状軌跡に対応するデータ毎に、その補正用データの位相を基にイメージング用データの位相を補正し、その補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する拡散強調イメージング方法において、複数の直線状軌跡に対応する補正用データの平均位相を取得し、各直線状軌跡に対応する補正用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上なら、当該直線状軌跡についてはイメージング用データと補正用データを収集し直すことを特徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
上記第１の観点による拡散強調イメージング方法では、ある補正用データの位相が、複数の補正用データの位相の平均から大きく外れた時は、データの取り直しを行う。その理由は、かかる時は平均的でない体動があったと考えられるから、補正用データが含む体動分よりイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高く、そのデータを使わない方がよいからである。これにより、不適正な補正を行ったイメージング用データを画像の作成に用いることを回避できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
なお、閾値は、ＭＲＩ装置や被検体や診断部位などにより適正な値が異なるため、経験的に値を決めるのが良い。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集し、各螺旋状軌跡に対応するデータ毎に、そのｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正し、その補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する拡散強調イメージング方法において、複数の螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの平均位相を取得し、各螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上なら、当該螺旋状軌跡についてはイメージング用データを収集し直すことを特徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
上記第２の観点による拡散強調イメージング方法では、あるｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相が、複数のｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相の平均から大きく外れた時は、データの取り直しを行う。その理由は、かかる時は平均的でない体動があったと考えられるから、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高く、そのデータを使わない方がよいからである。これにより、不適正な補正を行ったイメージング用データを画像の作成に用いることを回避できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
なお、閾値は、ＭＲＩ装置や被検体や診断部位などにより適正な値が異なるため、経験的に値を決めるのが良い。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集するラスタ・スキャン手段と、複数の直線状軌跡に対応する補正用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、補正用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の直線状軌跡についてはイメージング用データと補正用データを収集し直すように前記ラスタ・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、補正用データの位相を基にイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第３の観点によるＭＲＩ装置では、上記第１の観点による拡散強調イメージング方法を好適に実施できる。従って、先述のように、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００１１】
第４の観点では、本発明は、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集するスパイラル・スキャン手段と、複数の螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の螺旋状軌跡についてはイメージング用データを収集し直すように前記スパイラル・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したＭＲＩ装置を提供する。
上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、上記第２の観点による拡散強調イメージング方法を好適に実施できる。従って、先述のように、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１３】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはｘ軸，ｙ軸，ｚ軸の各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスライス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する送信コイルと、被検体からのＮＭＲ信号を受信する受信コイル等が配置されている。主磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されている。
【００１４】
計算機７は、パルスシーケンスを作成し、シーケンス記憶回路８に渡す。
シーケンス記憶回路８は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンスに基づいて勾配磁場駆動回路３を操作し、マグネットアセンブリ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加する。
【００１５】
前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１の受信コイルで受信したＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１０の搬送波出力信号を参照信号とし、ＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のＭＲデータに変換し、計算機７に入力する。
【００１６】
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からＭＲデータを読み込み、位相補正演算や画像再構成演算を行い、画像を作成する。この画像は、表示装置６にて表示される。
また、計算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
【００１７】
図２は、上記ＭＲＩ装置１００における平均位相取得処理のフローチャートである。
ステップＶ１では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＶ２では、図３に示すパルスシーケンスＱＲにより補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用の強力なＭＰ（Motion Probing）勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
図４の（ａ）に、第１ビュー（ｍ＝１）のイメージング用データｅ１（１）および補正用データｅ２（１）の直線状軌跡（ラスタ・トラジェクトリ）を例示する。
また、図４の（ｂ）に、第２ビュー（ｍ＝２）のイメージング用データｅ１（２）および補正用データｅ２（２）の直線状軌跡を示す。
なお、上記平均位相取得処理では、イメージング用データｅ１（ｍ）の収集を省いてもよい。
【００１８】
図２に戻って、ステップＶ３では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換し、中間データＥ２（ｍ）を求め、さらに、その位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＶ４，Ｖ５では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば８〜１２）について上記ステップＶ２およびステップＶ３を反復実行する。
ステップＶ６では、位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）の平均位相φ２avを算出する。
【００１９】
図５は、上記ＭＲＩ装置１００における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＢ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＢ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＢ３では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
【００２０】
図５に戻り、ステップＢ４では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（ｍ）を求め、その中間データＥ２（ｍ）の位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＢ５では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δかを判定する。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＢ６に進む。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＢ３に戻り、第ｍビューのイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を取り直す。
【００２１】
ステップＢ６では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＢ７，Ｂ８では、ｍ＝２〜Ｍ（Ｍは、例えば１２６）について上記ステップＢ３〜ステップＢ６を反復実行する。
ステップＢ９では、得られた位相補正後の中間データＥ１’（１）〜Ｅ１’（Ｍ）を位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像データを生成する。
ステップＢ１０では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００２２】
図６は、上記拡散強調イメージング処理（図５）におけるｍの進行の説明図である。
ｍ＝６，８では、φ２（ｍ）と平均位相φ２avの差が閾値δ内になるまでにデータを２回取り直している。
【００２３】
上記第１の実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、補正用データｅ２が含む体動分よりイメージング用データｅ１が含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみを画像の作成に用いることが出来るようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００２４】
なお、図５の拡散強調イメージング処理では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δとなるまでｍをインクリメントせずにデータを取り直しているが、データを取り直さずにｍをインクリメントしながらデータを収集し、その後、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δとならなかったｍについてデータを取り直すようにしてもよい。
さらに、この方式の拡張として、図２の平均位相取得処理で、Ｎ＝Ｍとしてイメージング用データｅ１（ｍ）および補正用データｅ２（ｍ）を収集しておき、補正用データｅ２（ｍ）の全部または一部から平均位相φ２avを求め、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δであるｍについてのデータは画像作成に使い、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないｍについてはデータを取り直すようにしてもよい。
【００２５】
また、図５の拡散強調イメージング処理では、データの取り直しの回数を制限していないが、同一ビューでの取り直し回数を制限し（例えば１０回）、その回数だけデータの取り直しを行っても｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δにならなかった場合は、最後に得られたデータを画像作成に使うようにしてもよい。
【００２６】
−第２の実施形態−
本発明の第２の実施形態のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図７，図８は、本発明の第２の実施形態のＭＲＩ装置における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＣ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＣ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＣ３では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
【００２７】
図７に戻り、ステップＣ４では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＣ５，Ｃ６では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば８〜１２）について上記ステップＣ３を反復実行する。
【００２８】
ステップＣ７では、前記補正用データｅ２（１）〜ｅ２（Ｎ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（１）〜Ｅ２（Ｎ）を求め、それらの中間データＥ２（１）〜Ｅ２（Ｎ）の位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）を求め、さらに、それら位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）の平均位相φ２avを算出する。
【００２９】
図８へ進み、ステップＣ８では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。ここでは、Ｎ＜ｍである。
ステップＣ９では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（ｍ）を求め、その中間データＥ２（ｍ）の位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＣ１０では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δかを判定する。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＣ１１に進む。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＣ８に戻り、第ｍビューのイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を取り直す。
【００３０】
ステップＣ１１では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＣ１２，Ｃ１３では、ｍ＝Ｎ＋２〜Ｍ（Ｍは、例えば１２６）について上記ステップＣ８〜ステップＣ１１を反復実行する。
ステップＣ１４では、得られた位相補正後の中間Ｅ１’（１）〜Ｅ１’（Ｍ）を位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像データを生成する。
ステップＣ１５では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００３１】
上記第２の実施形態のＭＲＩ装置でも、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。また、図２に示す平均位相取得処理のプリスキャンを省くことが出来る。
【００３２】
−第３の実施形態−
本発明の第３の実施形態のＭＲＩ装置の構成は図１と同様である。
図９は、本発明の第３の実施形態のＭＲＩ装置における平均位相取得処理のフローチャートである。
ステップＦ１では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＦ２では、図１０に示すパルスシーケンスＱＳによりイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
このパルスシーケンスＱＳでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、図１１に示すようにｋ−空間Ｓの中心部から端部へと螺旋状に広がる螺旋状軌跡（スパイラル・トラジェクトリ）を形成するように位相エンコード勾配ＲＤ３とリード勾配ＲＤ４を印加しながら、エコーechoをサンプリングして、イメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
図１１の（ａ）に、第１ビュー（ｍ＝１）のイメージング用データＤ（１，ｋｘ，ｋｙ）のスパイラル・トラジェクトリを示す。Ｄ（１，０，０）は、ｋ−空間Ｓの中心部のイメージング用データである。
図１１の（ｂ）に、第２ビュー（ｍ＝２）のイメージング用データＤ（２，ｋｘ，ｋｙ）のスパイラル・トラジェクトリを示す。なお、Ｄ（２，０，０）は、ｋ−空間Ｓの中心部のイメージング用データである。
【００３３】
図９に戻って、ステップＦ３では、ｋ−空間の中心部のイメージング用データＤ（ｍ，０，０）の位相φ（ｍ）を次式により求める。
φ（ｍ）＝arg｛Ｄ（ｍ，０，０）｝
ステップＦ４，Ｆ５では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば４０）について上記ステップＦ２およびステップＦ３を反復実行する。
ステップＦ６では、位相φ（１）〜φ（Ｎ）の平均位相φ２avを求める。
【００３４】
図１２は、第３の実施形態のＭＲＩ装置における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＨ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＨ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＨ３では、図１０に示すパルスシーケンスＱＳによりイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
ステップＨ４では、ｋ−空間の中心部のイメージング用データＤ（ｍ，０，０）の位相φ（ｍ）を次式により求める。
φ（ｍ）＝arg｛Ｄ（ｍ，０，０）｝
ステップＨ５では、｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δか否かを判定する。｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＨ６に進む。｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＨ３に戻り、第ｍビューのイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を取り直す。
【００３５】
ステップＨ６では、イメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）に対して、
exp｛−ｉφ（ｍ）｝
を乗算し、これを第ｍビューの位相補正後のイメージング用データＤ’（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）とする。
ステップＨ７，Ｈ８では、ｍ＝２〜Ｍ（Ｍは、例えば１６）について上記ステップＨ３〜ステップＨ６を反復実行する。
ステップＨ９では、得られた位相補正後のイメージング用データＤ’（１，ｋｘ，ｋｙ）〜Ｄ’（Ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を２次元フーリエ変換し、画像用データを生成する。
ステップＨ１０では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００３６】
上記第３の実施形態のＭＲＩ装置によれば、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみを画像の作成に用いることが出来るようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００３７】
なお、図１２の拡散強調イメージング処理では、｜φ（ｍ）−φav｜＜δとなるまでｍをインクリメントせずにデータを取り直しているが、データを取り直さずにｍをインクリメントしながらデータを収集し、その後、｜φ（ｍ）−φav｜＜δとならなかったｍについてデータを取り直すようにしてもよい。
さらに、この方式の拡張として、図９の平均位相取得処理で、Ｎ＝Ｍとしてイメージング用データＤ（ｍ）を収集しておき、イメージング用データＤ（ｍ）の全部または一部から平均位相φavを求め、｜φ（ｍ）−φav｜＜δであるｍについてのデータは画像作成に使い、｜φ（ｍ）−φav｜＜δでないｍについてはデータを取り直すようにしてもよい。
【００３８】
また、図１２の拡散強調イメージング処理では、データの取り直しの回数を制限していないが、同一ビューでの取り直し回数を制限し（例えば１０回）、その回数だけデータの取りを行っても｜φ（ｍ）−φav｜＜δにならなかった場合は、最後に得られたデータを画像作成に使うようにしてもよい。
【００３９】
さらに、前記第２の実施形態と同様に、ｍ＝１〜Ｎのイメージング用データＤ（ｍ）を収集し、それらから平均位相φavを求め、ｍ＝Ｎ＋１〜Ｍのイメージング用データＤ（ｍ）については｜φ（ｍ）−φav｜＜δにならなかった場合にデータを取り直すようにしてもよい。
【００４０】
【発明の効果】
本発明の拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置によれば、イメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを破棄し、画像作成に使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみから画像を作成できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減した良好な拡散強調画像が得られるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係る平均位相取得処理のフローチャートである。
【図３】本発明の第１の実施形態にかかるパルスシーケンスの例示図である。
【図４】ラスタ・トラジェクトリの説明図である。
【図５】本発明の第１の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
【図６】データの取り直しの説明図である。
【図７】本発明の第２の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理の前半のフローチャートである。
【図８】本発明の第２の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理の後半のフローチャートである。
【図９】本発明の第３の実施形態に係る平均位相取得処理のフローチャートである。
【図１０】本発明の第３の実施形態にかかるパルスシーケンスの例示図である。
【図１１】スパイラル・トラジェクトリの説明図である。
【図１２】本発明の第３の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
【符号の説明】
１００ ＭＲＩ装置
１ マグネットアセンブリ
３ 勾配磁場駆動回路
７ 計算機
８ シーケンス記憶回路
ＱＲ，ＱＳ パルスシーケンス
ｅ１，Ｄ イメージング用データ
ｅ２ 補正用データ
ＭＰＧ１，ＭＰＧ２ ＭＰ勾配
【発明の属する技術分野】
本発明は、拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。さらに詳しくは、体動によるアーチファクトを低減できる拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
イメージング用データの位相の体動分を補正により除去し、体動によるアーチファクトを低減する従来の拡散強調イメージング方法として、特開平４−３１４４２６号公報および特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法が知られている。
【０００３】
特開平４−３１４４２６号公報に記載の拡散強調イメージング方法では、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれ（これらをビューという）に沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に、位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集する。次いで、ビュー毎に、イメージング用データおよび補正用データをリード軸方向にフーリエ変換し、それぞれの中間データを得る。次に、ビュー毎に、イメージング用データの中間データの位相を、補正用データの中間データの位相で補正する。次に、全ビューの補正後のイメージング用データの中間データを位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像用データを生成する。そして、この画像用データから拡散強調画像を作成する。
上記拡散強調イメージング方法において、イメージング用データの位相は、位相エンコード分と体動分（体動によって生じる位相成分）の両方を含んでいる。一方、補正用データは、位相巻き戻し勾配を印加してから収集するため、位相エンコード量が“０”であり、位相エンコード分を含んでおらず、体動分のみを含んでいる。そこで、イメージング用データの位相を補正用データの位相で補正することで、体動分を除去でき、体動によるアーチファクトを低減できる。
【０００４】
また、特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法では、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれ（これらをビューという）に沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集する。次に、ビュー毎に、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正する。次に、その補正したイメージング用データを２次元フーリエ変換し、画像用データを生成する。そして、この画像用データから拡散強調画像を作成する。
上記拡散強調イメージング方法において、ｋ−空間の中心部以外のイメージング用データは、位相エンコード分と体動分の両方を含んでいる。一方、ｋ−空間の中心部のイメージング用データは、位相エンコード量が“０”であるため、位相エンコード分を含んでおらず、体動分のみを含んでいる。そこで、ｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相をｋ−空間の中心部のイメージング用データで補正することで、体動分を除去でき、体動によるアーチファクトを低減できる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
上記特開平４−３１４４２６号公報に記載の拡散強調イメージング方法における補正は、補正用データが含む体動分とイメージング用データが含む体動分が同程度の時は適正になるが、補正用データが含む体動分よりイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる時には不適正になる。
しかし、従来は、かかる考慮をしていなかったため、不適正な補正がなされてしまい、体動によるアーチファクトを十分に低減できないことがある問題点があった。
【０００６】
また、上記特開平８−１０２３９号公報に記載の拡散強調イメージング方法における補正は、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分とｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が同程度の時は適正になるが、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる時は不適正になる。
しかし、従来は、かかる考慮をしていなかったため、不適正な補正がなされてしまい、体動によるアーチファクトを十分に低減できないことがある問題点があった。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、不適正な補正がなされてしまうことを回避し、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようにした拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集し、各直線状軌跡に対応するデータ毎に、その補正用データの位相を基にイメージング用データの位相を補正し、その補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する拡散強調イメージング方法において、複数の直線状軌跡に対応する補正用データの平均位相を取得し、各直線状軌跡に対応する補正用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上なら、当該直線状軌跡についてはイメージング用データと補正用データを収集し直すことを特徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
上記第１の観点による拡散強調イメージング方法では、ある補正用データの位相が、複数の補正用データの位相の平均から大きく外れた時は、データの取り直しを行う。その理由は、かかる時は平均的でない体動があったと考えられるから、補正用データが含む体動分よりイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高く、そのデータを使わない方がよいからである。これにより、不適正な補正を行ったイメージング用データを画像の作成に用いることを回避できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
なお、閾値は、ＭＲＩ装置や被検体や診断部位などにより適正な値が異なるため、経験的に値を決めるのが良い。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集し、各螺旋状軌跡に対応するデータ毎に、そのｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正し、その補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する拡散強調イメージング方法において、複数の螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの平均位相を取得し、各螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上なら、当該螺旋状軌跡についてはイメージング用データを収集し直すことを特徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
上記第２の観点による拡散強調イメージング方法では、あるｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相が、複数のｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相の平均から大きく外れた時は、データの取り直しを行う。その理由は、かかる時は平均的でない体動があったと考えられるから、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高く、そのデータを使わない方がよいからである。これにより、不適正な補正を行ったイメージング用データを画像の作成に用いることを回避できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
なお、閾値は、ＭＲＩ装置や被検体や診断部位などにより適正な値が異なるため、経験的に値を決めるのが良い。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集するラスタ・スキャン手段と、複数の直線状軌跡に対応する補正用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、補正用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の直線状軌跡についてはイメージング用データと補正用データを収集し直すように前記ラスタ・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、補正用データの位相を基にイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第３の観点によるＭＲＩ装置では、上記第１の観点による拡散強調イメージング方法を好適に実施できる。従って、先述のように、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００１１】
第４の観点では、本発明は、ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集するスパイラル・スキャン手段と、複数の螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の螺旋状軌跡についてはイメージング用データを収集し直すように前記スパイラル・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したＭＲＩ装置を提供する。
上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、上記第２の観点による拡散強調イメージング方法を好適に実施できる。従って、先述のように、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１３】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはｘ軸，ｙ軸，ｚ軸の各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスライス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する送信コイルと、被検体からのＮＭＲ信号を受信する受信コイル等が配置されている。主磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されている。
【００１４】
計算機７は、パルスシーケンスを作成し、シーケンス記憶回路８に渡す。
シーケンス記憶回路８は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンスに基づいて勾配磁場駆動回路３を操作し、マグネットアセンブリ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加する。
【００１５】
前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１の受信コイルで受信したＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１０の搬送波出力信号を参照信号とし、ＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のＭＲデータに変換し、計算機７に入力する。
【００１６】
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からＭＲデータを読み込み、位相補正演算や画像再構成演算を行い、画像を作成する。この画像は、表示装置６にて表示される。
また、計算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
【００１７】
図２は、上記ＭＲＩ装置１００における平均位相取得処理のフローチャートである。
ステップＶ１では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＶ２では、図３に示すパルスシーケンスＱＲにより補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用の強力なＭＰ（Motion Probing）勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
図４の（ａ）に、第１ビュー（ｍ＝１）のイメージング用データｅ１（１）および補正用データｅ２（１）の直線状軌跡（ラスタ・トラジェクトリ）を例示する。
また、図４の（ｂ）に、第２ビュー（ｍ＝２）のイメージング用データｅ１（２）および補正用データｅ２（２）の直線状軌跡を示す。
なお、上記平均位相取得処理では、イメージング用データｅ１（ｍ）の収集を省いてもよい。
【００１８】
図２に戻って、ステップＶ３では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換し、中間データＥ２（ｍ）を求め、さらに、その位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＶ４，Ｖ５では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば８〜１２）について上記ステップＶ２およびステップＶ３を反復実行する。
ステップＶ６では、位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）の平均位相φ２avを算出する。
【００１９】
図５は、上記ＭＲＩ装置１００における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＢ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＢ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＢ３では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
【００２０】
図５に戻り、ステップＢ４では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（ｍ）を求め、その中間データＥ２（ｍ）の位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＢ５では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δかを判定する。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＢ６に進む。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＢ３に戻り、第ｍビューのイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を取り直す。
【００２１】
ステップＢ６では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＢ７，Ｂ８では、ｍ＝２〜Ｍ（Ｍは、例えば１２６）について上記ステップＢ３〜ステップＢ６を反復実行する。
ステップＢ９では、得られた位相補正後の中間データＥ１’（１）〜Ｅ１’（Ｍ）を位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像データを生成する。
ステップＢ１０では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００２２】
図６は、上記拡散強調イメージング処理（図５）におけるｍの進行の説明図である。
ｍ＝６，８では、φ２（ｍ）と平均位相φ２avの差が閾値δ内になるまでにデータを２回取り直している。
【００２３】
上記第１の実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、補正用データｅ２が含む体動分よりイメージング用データｅ１が含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみを画像の作成に用いることが出来るようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００２４】
なお、図５の拡散強調イメージング処理では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δとなるまでｍをインクリメントせずにデータを取り直しているが、データを取り直さずにｍをインクリメントしながらデータを収集し、その後、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δとならなかったｍについてデータを取り直すようにしてもよい。
さらに、この方式の拡張として、図２の平均位相取得処理で、Ｎ＝Ｍとしてイメージング用データｅ１（ｍ）および補正用データｅ２（ｍ）を収集しておき、補正用データｅ２（ｍ）の全部または一部から平均位相φ２avを求め、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δであるｍについてのデータは画像作成に使い、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないｍについてはデータを取り直すようにしてもよい。
【００２５】
また、図５の拡散強調イメージング処理では、データの取り直しの回数を制限していないが、同一ビューでの取り直し回数を制限し（例えば１０回）、その回数だけデータの取り直しを行っても｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δにならなかった場合は、最後に得られたデータを画像作成に使うようにしてもよい。
【００２６】
−第２の実施形態−
本発明の第２の実施形態のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図７，図８は、本発明の第２の実施形態のＭＲＩ装置における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＣ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＣ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＣ３では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
すなわち、このパルスシーケンスＱＲでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、位相エンコード軸に位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ１を印加しながらエコーecho１をサンプリングして、イメージング用データｅ１（ｍ）を収集する。次に、位相エンコード軸に前記位相エンコード勾配ＰＥ（ｍ）と同じ大きさの位相巻き戻しエンコード勾配ＰＲ（ｍ）を印加する。次に、リード軸にリード勾配ＲＤ２を印加しながらエコーecho２をサンプリングして、補正用データｅ２（ｍ）を収集する。
【００２７】
図７に戻り、ステップＣ４では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＣ５，Ｃ６では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば８〜１２）について上記ステップＣ３を反復実行する。
【００２８】
ステップＣ７では、前記補正用データｅ２（１）〜ｅ２（Ｎ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（１）〜Ｅ２（Ｎ）を求め、それらの中間データＥ２（１）〜Ｅ２（Ｎ）の位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）を求め、さらに、それら位相φ２（１）〜φ２（Ｎ）の平均位相φ２avを算出する。
【００２９】
図８へ進み、ステップＣ８では、図３に示すパルスシーケンスＱＲによりイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を収集する。ここでは、Ｎ＜ｍである。
ステップＣ９では、前記補正用データｅ２（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ２（ｍ）を求め、その中間データＥ２（ｍ）の位相φ２（ｍ）を求める。
ステップＣ１０では、｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δかを判定する。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＣ１１に進む。｜φ２（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＣ８に戻り、第ｍビューのイメージング用データｅ１（ｍ）と補正用データｅ２（ｍ）を取り直す。
【００３０】
ステップＣ１１では、前記イメージング用データｅ１（ｍ）をリード軸方向にフーリエ変換して中間データＥ１（ｍ）を求め、それに対して、
exp｛−ｉφ２（ｍ）｝
を乗算し、第ｍビューの位相補正後の中間データＥ１’（ｍ）を得る。
ステップＣ１２，Ｃ１３では、ｍ＝Ｎ＋２〜Ｍ（Ｍは、例えば１２６）について上記ステップＣ８〜ステップＣ１１を反復実行する。
ステップＣ１４では、得られた位相補正後の中間Ｅ１’（１）〜Ｅ１’（Ｍ）を位相エンコード軸方向にフーリエ変換し、画像データを生成する。
ステップＣ１５では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００３１】
上記第２の実施形態のＭＲＩ装置でも、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。また、図２に示す平均位相取得処理のプリスキャンを省くことが出来る。
【００３２】
−第３の実施形態−
本発明の第３の実施形態のＭＲＩ装置の構成は図１と同様である。
図９は、本発明の第３の実施形態のＭＲＩ装置における平均位相取得処理のフローチャートである。
ステップＦ１では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＦ２では、図１０に示すパルスシーケンスＱＳによりイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
このパルスシーケンスＱＳでは、９０°のＲＦパルスＲ１を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ１を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ１を任意の勾配軸に印加する。次に、１８０°のＲＦパルスＲ２を印加すると共にスライス軸にスライス勾配Ｓ２を印加する。次に、拡散強調用のＭＰ勾配ＭＰＧ２を任意の勾配軸に印加する。次に、図１１に示すようにｋ−空間Ｓの中心部から端部へと螺旋状に広がる螺旋状軌跡（スパイラル・トラジェクトリ）を形成するように位相エンコード勾配ＲＤ３とリード勾配ＲＤ４を印加しながら、エコーechoをサンプリングして、イメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
図１１の（ａ）に、第１ビュー（ｍ＝１）のイメージング用データＤ（１，ｋｘ，ｋｙ）のスパイラル・トラジェクトリを示す。Ｄ（１，０，０）は、ｋ−空間Ｓの中心部のイメージング用データである。
図１１の（ｂ）に、第２ビュー（ｍ＝２）のイメージング用データＤ（２，ｋｘ，ｋｙ）のスパイラル・トラジェクトリを示す。なお、Ｄ（２，０，０）は、ｋ−空間Ｓの中心部のイメージング用データである。
【００３３】
図９に戻って、ステップＦ３では、ｋ−空間の中心部のイメージング用データＤ（ｍ，０，０）の位相φ（ｍ）を次式により求める。
φ（ｍ）＝arg｛Ｄ（ｍ，０，０）｝
ステップＦ４，Ｆ５では、ｍ＝２〜Ｎ（Ｎは、例えば４０）について上記ステップＦ２およびステップＦ３を反復実行する。
ステップＦ６では、位相φ（１）〜φ（Ｎ）の平均位相φ２avを求める。
【００３４】
図１２は、第３の実施形態のＭＲＩ装置における拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
ステップＨ１では、操作者が閾値δ（δは、例えば１０°）を設定する。
ステップＨ２では、ビュー番号用カウンタｍを“１”に初期化する。
ステップＨ３では、図１０に示すパルスシーケンスＱＳによりイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を収集する。
ステップＨ４では、ｋ−空間の中心部のイメージング用データＤ（ｍ，０，０）の位相φ（ｍ）を次式により求める。
φ（ｍ）＝arg｛Ｄ（ｍ，０，０）｝
ステップＨ５では、｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δか否かを判定する。｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δならステップＨ６に進む。｜φ（ｍ）−φ２av｜＜δでないなら上記ステップＨ３に戻り、第ｍビューのイメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を取り直す。
【００３５】
ステップＨ６では、イメージング用データＤ（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）に対して、
exp｛−ｉφ（ｍ）｝
を乗算し、これを第ｍビューの位相補正後のイメージング用データＤ’（ｍ，ｋｘ，ｋｙ）とする。
ステップＨ７，Ｈ８では、ｍ＝２〜Ｍ（Ｍは、例えば１６）について上記ステップＨ３〜ステップＨ６を反復実行する。
ステップＨ９では、得られた位相補正後のイメージング用データＤ’（１，ｋｘ，ｋｙ）〜Ｄ’（Ｍ，ｋｘ，ｋｙ）を２次元フーリエ変換し、画像用データを生成する。
ステップＨ１０では、前記画像データから拡散強調画像を作成する。
【００３６】
上記第３の実施形態のＭＲＩ装置によれば、ｋ−空間の中心部のイメージング用データが含む体動分よりｋ−空間の中心部以外のイメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみを画像の作成に用いることが出来るようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減できるようになる。
【００３７】
なお、図１２の拡散強調イメージング処理では、｜φ（ｍ）−φav｜＜δとなるまでｍをインクリメントせずにデータを取り直しているが、データを取り直さずにｍをインクリメントしながらデータを収集し、その後、｜φ（ｍ）−φav｜＜δとならなかったｍについてデータを取り直すようにしてもよい。
さらに、この方式の拡張として、図９の平均位相取得処理で、Ｎ＝Ｍとしてイメージング用データＤ（ｍ）を収集しておき、イメージング用データＤ（ｍ）の全部または一部から平均位相φavを求め、｜φ（ｍ）−φav｜＜δであるｍについてのデータは画像作成に使い、｜φ（ｍ）−φav｜＜δでないｍについてはデータを取り直すようにしてもよい。
【００３８】
また、図１２の拡散強調イメージング処理では、データの取り直しの回数を制限していないが、同一ビューでの取り直し回数を制限し（例えば１０回）、その回数だけデータの取りを行っても｜φ（ｍ）−φav｜＜δにならなかった場合は、最後に得られたデータを画像作成に使うようにしてもよい。
【００３９】
さらに、前記第２の実施形態と同様に、ｍ＝１〜Ｎのイメージング用データＤ（ｍ）を収集し、それらから平均位相φavを求め、ｍ＝Ｎ＋１〜Ｍのイメージング用データＤ（ｍ）については｜φ（ｍ）−φav｜＜δにならなかった場合にデータを取り直すようにしてもよい。
【００４０】
【発明の効果】
本発明の拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置によれば、イメージング用データが含む体動分が大き過ぎるか小さ過ぎる確率が高いデータを破棄し、画像作成に使わないから、常に適正に補正されたイメージング用データのみから画像を作成できるようになり、体動によるアーチファクトを十分に低減した良好な拡散強調画像が得られるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係る平均位相取得処理のフローチャートである。
【図３】本発明の第１の実施形態にかかるパルスシーケンスの例示図である。
【図４】ラスタ・トラジェクトリの説明図である。
【図５】本発明の第１の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
【図６】データの取り直しの説明図である。
【図７】本発明の第２の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理の前半のフローチャートである。
【図８】本発明の第２の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理の後半のフローチャートである。
【図９】本発明の第３の実施形態に係る平均位相取得処理のフローチャートである。
【図１０】本発明の第３の実施形態にかかるパルスシーケンスの例示図である。
【図１１】スパイラル・トラジェクトリの説明図である。
【図１２】本発明の第３の実施形態にかかる拡散強調イメージング処理のフローチャートである。
【符号の説明】
１００ ＭＲＩ装置
１ マグネットアセンブリ
３ 勾配磁場駆動回路
７ 計算機
８ シーケンス記憶回路
ＱＲ，ＱＳ パルスシーケンス
ｅ１，Ｄ イメージング用データ
ｅ２ 補正用データ
ＭＰＧ１，ＭＰＧ２ ＭＰ勾配
Claims (4)
- ｋ−空間をラスタ・スキャンのように埋める多数のリード軸方向の直線状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集すると共に位相巻き戻し勾配を印加して補正用データを収集するラスタ・スキャン手段と、
複数の直線状軌跡に対応する補正用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、
補正用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の直線状軌跡についてはイメージング用データと補正データを収集し直すように前記ラスタ・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、
補正用データの位相を基にイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、
補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 前記位相補正手段は、１つの直線状軌跡に対応する補正用データの位相をφとするとき、その直線状軌跡のイメージング用データに対して、 ｅｘｐ（−ｉφ） を乗算することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
- ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がる多数の螺旋状軌跡のそれぞれに沿うように位相エンコード勾配およびリード勾配を印加して拡散情報を含むイメージング用データを収集するスパイラル・スキャン手段と、
複数の螺旋状軌跡に対応するｋ−空間の中心部のイメージング用データの平均位相を取得する平均位相取得手段と、
ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相と前記平均位相の差が所定の閾値以上の螺旋状軌跡についてはイメージング用データを収集し直すように前記スパイラル・スキャン手段を制御するデータ取り直し手段と、
ｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相を基にｋ−空間の中心部以外のイメージング用データの位相を補正する位相補正手段と、
補正したイメージング用データに基づいて拡散情報を反映した画像を作成する画像作成手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 前記位相補正手段は、１つの螺旋状軌跡におけるｋ−空間の中心部のイメージング用データの位相をφとするとき、その螺旋状軌跡におけるｋ−空間の中心部以外のイメージング用データに対して、 ｅｘｐ（−ｉφ） を乗算することを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。
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