JP5127841B2

JP5127841B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁化率強調画像撮影方法

Info

Publication number: JP5127841B2
Application number: JP2009547046A
Authority: JP
Inventors: 将宏瀧澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2007-12-25
Filing date: 2008-12-16
Publication date: 2013-01-23
Anticipated expiration: 2028-12-16
Also published as: JPWO2009081787A1; WO2009081787A1; US20100277172A1; US8466679B2

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、MRIという)装置を用いて、磁化率を強調した画像を高速に取得する技術に関する。

MRI装置は均一な静磁場を用いており、その静磁場は被検体の磁化率により局所的に変化する。この局所的磁場変化の効果は、画像データにおいて位相の変化として表れる。この位相変化を、演算処理により強調する撮影方法(以下、磁化率強調撮影)が知られている(特許文献1)。この磁化率強調撮影は、血中の還元ヘモグロビンによる磁化率を強調できることから、静脈のMRアンギオグラフィーに有効な手法として注目されている。

しかし、磁化率強調撮影は、磁化率により生じる位相変化を用いるため、RFパルスの照射後から70ms程度経過した時点でのエコー信号が必要である。このため、パルスシーケンス(以下、単にシーケンスと略記する)の繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。

一方、MRI装置において撮影時間を短縮する方法として、一回のRFパルス照射で複数個のエコー信号を計測する手法が知られており、代表的なものとしてエコープレナー(EPI)法やファーストスピンエコー(FSE)法がある。磁化率強調撮影の撮影時間を短縮するために、エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影の例が(特許文献2)に開示されている。

米国特許第6,501,272号公報米国特許第7,154,269号公報

磁化率効果を増大させるためには、前述の通り、エコー時間を長くしてエコー信号を計測することが必要となる。磁化率強調撮影にエコープレナー法を適用する場合、エコー時間の長いエコー信号は減衰が大きくなるので、その様なエコー信号から画像を再構成しても信号ノイズ比が劣化してしまうという未解決の課題があった。

そこで本発明は、MRI装置におけるエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、信号ノイズ比の良い磁化率強調画像を得ることを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、複数のエコー信号の計測を行う際に、複数のエコー信号を第１のエコー信号群と第２のエコー信号群とに分割して、第１のエコー信号群から画像データを、第２のエコー信号群から前記マスクデータを、それぞれ取得して、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得する。具体的には、
本発明のMRI装置は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させるパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測制御部と、エコー信号を用いて磁化率強調画像を取得する演算処理部と、を備え、演算処理部は、複数のエコー信号を第１のエコー信号群と第２のエコー信号群とに分割して、第１のエコー信号群から画像データを、第２のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得することを特徴とする。

また、本発明の磁化率強調画像撮影方法は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させるパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測工程と、エコー信号を用いて磁化率強調画像を取得する演算処理工程と、を備え、演算処理工程は、複数のエコー信号を第1のエコー信号群と第2のエコー信号群とに分割して、第1のエコー信号群から画像データを、第2のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得することを特徴とする。

以上説明したように、本発明のMRI装置によれば、MRI装置におけるエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、信号ノイズ比の良い磁化率強調画像を得ることが可能になる。

以下、本発明のMRI装置の各実施形態を図面に基づいて説明する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明のMRI装置の一例の概略を図1に基づいて説明する。図1は本発明のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8と、を備えて構成される。

静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。

傾斜磁場発生系3(傾斜磁場発生部)は、X，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gs，Gp，Gfを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(又は、読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のシーケンスで繰り返し印加してエコー信号の計測を制御する計測制御部である。シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の再構成に必要なエコー信号の計測のための種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送って、これらの系を制御することにより、エコー信号の計測を制御する。

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。以下、ディジタル量に変換されたエコー信号をエコー信号のデータ又はエコーデータという。

信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置(記憶手段)と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのエコーデータがCPU8(演算処理部)に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の演算処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。また、CPU8は、K空間に対応するメモリを内部に備えてエコーデータを記憶する。以下、エコー信号又はエコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する。

操作系25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作系25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作系25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。

現在MRI装置の撮影対象スピン種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。

次に、本発明のMRI装置が備えるエコープレナー(EPI)法のシーケンスの一例を、図2を用いて説明する。図2はグラディエントエコー型のマルチショットのエコープレナー法のシーケンス形状を示すシーケンスチャートであり、Gs、Gp、Gr、はそれぞれ、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場の軸を表し、RF、AD、EchoはそれぞれRFパルス、サンプリングウインド、エコー信号を表す。また、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスリフォーカス傾斜磁場パルス、204は位相エンコード傾斜磁場パルス、205は位相ブリップ傾斜磁場パルス群、206は周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207は周波数エンコード傾斜磁場パルス群、208はサンプリングウインド群、209はエコー信号群である。シーケンサ4は、このシーケンスチャートに基づいて、送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6を制御して、エコー信号の計測を行う。

エコープレナー法では、シーケンサ4は、一回のRFパルス201の照射毎に、読み出し傾斜磁場パルス207の極性を変えながら、各読み出し傾斜磁場パルス207について1つのエコー信号209を計測する。これを時間間隔210(繰り返し時間TR)で繰り返し実行し、画像再構成に必要な数のエコー信号を計測する。画像再構成に必要なエコー信号の数としては、作成する画像のマトリクスに応じて、一般的には64、128、256程度である。なお、-(ハイフン)後の数字は、繰り返し番号を表す。図2(a)は、複数回の繰り返しの内の最初の第1回目のシーケンスを示しており、2回目以降の繰り返しのシーケンスは、第1回目と同様なので省略している。これ以降に説明するシーケンス図においても、-(ハイフン)後の数字の意味は同様である。

このように、エコープレナー法では、一回のRFパルス照射で複数のエコー信号が計測されるため、一回のRFパルス照射で1つのエコー信号を計測するシーケンスと比べて高速に画像を取得できる。図2(a)の場合は、一回のRFパルス201照射で6個のエコー信号209が計測されるので、6倍高速に撮影できる。なお、１回のRFパルス照射で画像再構成に必要な全てのエコー信号を計測するシングルショットのエコープレナー法であればさらに高速化可能である。

図2(b)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置されたK空間211の一例を模式図に示す。図2(b)の横軸Kxは、エコー信号のサンプリングウインドの時間に相当し、縦軸Ｋｙはエコー信号を計測した時点での位相エンコード軸に印加された位相エンコード傾斜磁場パルスの総量に相当する。

図2(b)の矢印212は、エコープレナー法を用いて取得されたK空間データの、エコー信号が計測される順序であり、Ky軸方向を下から上(つまり負側から正側)に向って連続的にエコー信号が計測された例である(シーケンシャルオーダリングと呼ぶ)。ライン212-1(実線)、212-2(点線)、212-3(一点鎖線)、は、それぞれ繰り返し210-1(繰り返しの第1回目)、210-2(繰り返しの第2回目で図示省略)、210-3(繰り返しの第3回目で図示省略)で計測されたエコー信号群209-1、209-2、209-3に対応し、各ラインはKy軸方向２つおきにエコー信号が計測されたことを表している。

図2(b)では、各ライン212の矢印がKx軸と平行に進んでいる部分がエコー信号に対応し、各ライン212で6個のエコー信号を含んでいる。また、エコー信号位置での矢印の走査方向は、読み出し傾斜磁場パルス群207の極性に対応している。矢印のKy方向の間隔213(図2(c)では214)は、各位相ブリップ傾斜磁場205の面積に対応し、各ライン212の開始位置を位相エンコード傾斜磁場パルス204で変えることにより、エコーデータをKy方向に重なること無く、K空間に配置することができる。

図2(c)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置された、K空間211の他の例を模式図に示した。この場合、K空間をKy=0を境界として上下(つまり正負)に2分割し、それぞれの領域に対応するエコー信号が計測される(セントリックオーダリングと呼ぶ)。この場合では、Ky=0の上側(正側)と下側(負側)では、それぞれ連続的にエコー信号群のデータが配置される。つまり、下側ではエコー信号群212-1(実線)、212-2(点線)のエコーデータが、上側ではエコー信号群212-3(実線)、212-4(一点鎖線)のエコーデータが、それぞれKy軸方向１つおきであって交互に配置される。

このようにして配置された2次元K空間データに対して、CPU8が2次元フーリエ変換を適用して画像に変換する(3次元K空間データに対しては、3次元フーリエ変換を適用して3次元画像に変換する)。K空間の特徴として、中心(Kx=Ky=0)付近のエコーデータ(つまり位相エンコードがゼロ又はそれに近い値で計測されたエコー信号)の影響が、画像全体に及ぶ特徴を持つ。即ち、K空間の中心付近に配置されたエコー信号データの特徴が画像全体のコントラストに反映される。

一方、画像内の局所的な領域のコントラストは、対象部の大きさによって空間周波数が異なる。例えば、画像内で1ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では最も高い空間周波数領域のエコーデータ(つまり位相エンコードが最大又はそれに近い値で計測されたエコー信号)のコントラストが反映される。また、画像内で10ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では空間周波数の高いほうから10点のデータのコントラストの寄与が大きい。

エコープレナー法のように、RFパルス201の印加時点からの経過時間(以下、エコー時間)が異なるタイミングで計測されたエコー信号は、異なるコントラスト情報を持つ。そこで、一般的には、画像のコントラストに反映させたい時間に計測されるエコーデータが、K空間の中心付近に配置されるよう、エコー時間、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の面積がシーケンサ4により調整される。

図3(a)は、RFパルス201の印加後にエコー信号に生じる位相回転の様子を示す。MRIでは、エコー信号に生じる位相はエコー時間に比例する。磁場不均一の影響や、磁化率の違いによりエコー信号に生じる位相回転も、同様にエコー時間に比例する。301-1、301-2、301-3は、RFパルス印加後のエコー信号の異なる位相変化(傾き)を表す。一般的には、このような磁場不均一や磁化率は、空間的に局所的な変化となるので、画像データは位置毎にその位相が変化することとなる。エコープレナー法の場合、このような位相変化により、エコー信号群209内のエコー信号毎に位相値が変化することとなる。

また、MRI装置で得られるエコー信号のピーク値は、RFパルス201印加後に図3(b)の302のような曲線となる。これは、RFパルス201印加直後にそろっていたスピンの回転面内の位相が、時間経過とともにずれてエコー信号が減少する効果と、RFパルス201で励起されたスピンそのものが横緩和(つまりT₂緩和)する効果による信号減衰を含む。これにより、エコープレナー法で計測されたエコー信号群209には、エコー時間に依存したピーク値の差が生じる。

次に、本発明の基礎となる、マスクを用いた重み付けによる磁化率強調画像の撮影フローを簡単に説明する。磁化率の違いによりスピンに位相差が生じ、この位相差はエコー時間が長いくなるほど大きくなる。磁化率効果を増大させるためには、なるべくスピンの位相差が大きくなるような長いエコー時間でエコー信号を計測することが好適である。一例として、エコー時間が70ms程度のエコー信号が必要である。この磁化率効果は、このような長いエコー時間で計測されたエコー信号から再構成された画像データの位相に反映される。そこで、画像の位相データから磁化率効果が反映されたマスク像を生成し、このマスク像を絶対値画像に掛け合わせることにより、磁化率効果を表すようにコントラストが増大された磁化率強調画像を取得することができる。以下、図4に示すフローチャートに基づいて、磁化率強調画像の撮影フローの一例を説明する。この撮影フローは、プログラムとして外部記憶装置に記憶されており、必要に応じてCPU8又はシーケンサ4がそのメモリに読み込んで実行することにより、実行される。以降の各実施形態で説明する撮影フローについても同様である。

ステップ401で、シーケンサ4は、磁化率強調撮影用のパルスシーケンスを起動してエコー信号の計測を制御し、CPU8は、計測されたエコー信号のデジタルデータをK空間に対応するメモリに記憶させてK空間データ402とする。

ステップ403で、CPU8は、K空間データ402に低空間周波数領域を通過するフィルタ(Lowpassフィルタ)をかける。

ステップ404で、CPU8は、ステップ402でフィルタをかけられたK空間データを2次元フーリエ変換して、フィルタ後の画像データ405を得る。

ステップ406で、CPU8は、通常の再構成と同様に、K空間データ402を2次元フーリエ変換して画像データ407を作成する。
これら2つの画像データ405と407の違いは、画像データ407は全ての位相情報を含んでいるのに対し、フィルタ後の画像データ405は、フィルタにより高空間周波数に対応した位相情報が除去されているため、広域的な位相情報のみを含み、局所的な位相情報がなくなっていることである。

ステップ408で、CPU8は、これら2つの画像データ405と407とからそれぞれ位相画像を求めて、位相減算(差分)処理し、画像データ407の局所的な位相情報のみを抽出した位相差分像を求める。したがって、この位相差分像には、磁化率効果を反映した局所的な位相情報のみが抽出されることになる。

ステップ409で、CPU8は、ステップ408で求めた位相差分像の位相データから、位相量に応じた重み関数を用いてマスク(Mask)データ410を作成する。この重み関数は、線形関数や、指数関数を用いて、特定の範囲の位相値を、特定の範囲の値(マスク(Mask)値)に換算する関数である。例えば、-π≦θ≦0を0≦v≦1に変換する線形又は非線形の変換関数とする(θは位相値、vはマスク値である)。

ステップ411で、CPU8は、作成したマスクデータ410を、画像データ407又はその絶対値に掛け合わせる。このように、マスクが掛け合わされた画像は、磁化率効果によるコントラストが局所的に向上された画像となる。

ステップ412で、マルチスライス撮影または3次元撮影の場合は、CPU8は、ステップ411でマスクデータ410を掛け合わせた画像データを複数のスライスでそれぞれ作成し、それらの結果を最小値投影(MINIP)して最終的な磁化率強調画像413を得る。なお、本ステップ412は省略されて、個々のスライスの2次元の磁化率強調画像でも良い。

以上迄が、本発明の基礎となる、マスクを用いた重み付けによる磁化率強調画像の撮影フローの説明である。

ところで、上述したとおり、磁化率効果を増大させるためには、なるべくスピンの位相差が大きくなるような長いエコー時間のエコー信号を計測することが必要となる。このため、磁化率強調撮影においては、シーケンスの繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。

そこで、前述のエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影が考えられるが、単純に組み合わせただけでは、長いエコー時間のエコー信号を計測することに変わりは無いので、信号強度が大きく減衰したエコー信号を用いざるを得ず、その様なエコー信号から画像を再構成しても信号ノイズ比が劣化してしまう。

この課題を解決するのが、以下に説明する本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法であり、以下、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の各実施形態を説明する。

(第1の実施形態)
本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、エコープレナー法で計測したエコー信号群を、前半で計測された第1のエコー信号群と後半で計測された第2のエコー信号群とで2分割し、第1のエコー信号群から画像データを、第2のエコー信号群からマスクデータを作成する。以下、図5、図6に基づいて本実施形態を詳細に説明する。

最初に、図5を用いて、本実施形態に係るグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンスと、そのシーケンスを用いて取得されるK空間データと、を説明する。図5(a)は、図2(a)で説明したシーケンスのうち、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号のみを示しており、他は図2(a)と同様なので省略してある。以下、本実施形態の説明では、各エコー信号群の計測において、好ましいセントリックオーダーのエコープレナー法を用いた例を示すが、セントリックオーダーのエコープレナー法に限らず、シーケンシャルオーダーのエコープレナー法でも良い。

図5(a)に示すシーケンスの例では、一回のRFパルス照射201で6個のエコー信号が計測される。なお、本実施形態は、6個に限らず、6個未満又は7個以上のいずれでも良い。これらのエコー信号の計測の際には、これら6個のエコー信号を、前側(前半)の3個のエコー信号群と後側(後半)の3個のエコー信号群とからなる2グループに分割するために、シーケンサ4は、各エコー信号群の計測に好適なシーケンスを組み合わせて実行する。つまり、本実施形態は、計測されたエコー信号群を、計測の前半と後半とで等分し、等しい数のエコー信号を含む2つのエコー信号群に分割する。以下、前側の3個のエコー信号のグループを第1のエコー信号群、後側の3個のエコー信号のグループを第2のエコー信号群と呼ぶ。なお、本実施形態は、等数分割に限らす、非等数分割でも良いが、非等数分割の例は後述する。

シーケンサ4は、第1のエコー信号群501を計測する際に印加する位相ブリップ傾斜磁場パルス503を、図2(a)に示すシーケンスと同様とする。そして、第1のエコー信号群501を計測した後に、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504を印加し、K空間のKyの位置を、第1のエコー信号群501における1番目のエコー信号と同じ位置に戻す。その後、再度位相ブリップ傾斜磁場パルス505を印加して、第2のエコー信号群502を計測する。

図5(b)は、このようにして計測されたエコー信号群のデータがK空間に配置された例である。CPU8は、第1のエコー信号群501のデータをK空間に配置して画像用K空間データ506を作成し、第2のエコー信号群502のデータをK空間に配置してマスク用K空間データ507を作成する。図5(b)の各K空間における各分割領域は、エコー信号群内の各エコー時間にそれぞれ対応する。即ち、CPU8は、画像用K空間データ506では分割領域508、509、510の順で、マスク用K空間データ507では分割領域511、512、513の順で、それぞれエコー時間の短いエコー信号から長いエコー信号のデータをそれぞれ配置する。また、Ky方向正側に第1回目のシーケンスで計測されたエコー信号のデータ(-(ハイフン)後の数字が1)が配置され、Ky方向負側に第2回目のシーケンスで計測されたエコー信号のデータ(-(ハイフン)後の数字が2)が配置される(後述する他の実施形態におけるK空間データの説明においても同様である)。

このように、計測された複数のエコーデータを、画像用K空間データ506とマスク用K空間データ507と、に分けることで、画像データ407はエコー時間の短い第1のエコー信号群501を用いて作成でき、マスクデータ410はエコー時間の長い第2のエコー信号群502を用いて作成できる。このようにするメリットは、図3(a)で示したエコー信号の位相が、エコー時間に比例して大きくなるため、マスクデータ410には磁化率効果を多く取り込むことができる。その結果、磁化率効果によるコントラストを向上することができる。また、図3(b)で示したエコー信号の信号強度は、エコー時間の経過につれて減少するので、シーケンスの前側で計測される画像用のエコー信号群501の信号強度は大きくなる。その結果、画像データ407の信号ノイズ比を向上することができる。したがって、この様な画像用K空間データ506とマスク用K空間データ507とを用いて作成される磁化率強調画像は、信号ノイズ比と磁化率効果によるコントラストが共に良い画像となる。

次に、図5(a)に示したシーケンスを用いて各K空間データを取得する本実施形態の撮影フローの詳細を、図6に示すフローチャートを用いて説明する。図4で説明した撮影フローとの違いは、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を計測するようにエコープレナー法のシーケンス形状が変更され、このエコープレナー法で計測されたエコー信号群から、マスク用K空間データと画像用K空間データが作成されることである。以下、図4に示すフローチャートと異なるステップのみを詳細に説明し、同一内容のステップの説明は省略する。

ステップ601で、図5(a)に示すエコープレナー法シーケンスを用いて、エコー信号群が計測される。シーケンサ4は、前述したように、グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンスであって、図5(a)に示す様に、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を計測するようにシーケンス形状が変更された、エコープレナー法シーケンスを用いて、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を有してなるエコー信号群602の計測を行う。

ステップ603で、ステップ601で計測されたエコー信号群602からマスク用K空間データ604と画像用K空間データ605が生成される。CPU8は、ステップ601で計測されたエコー信号群602を、シーケンスの前側で計測された第1のエコー信号群501と後側で計測された第2のエコー信号群502とに分離し、第1のエコー信号群501から画像用K空間データ605を、第2のエコー信号群502からマスク用K空間データ604を、それぞれ生成する。

ステップ403〜404-1で、マスク用K空間データ604からフィルタ後マスクデータ405が生成される。CPU8は、ステップ403で、マスク用K空間データ604に対してLowpassフィルタを施し、ステップ404-1でこのフィルタ処理されたマスク用K空間データを2次元フーリエ変換して、フィルタ後マスクデータ405を生成する。各ステップの詳細は、図4と同様なので詳細な説明は省略する。

ステップ404-2で、マスク用K空間データ604からマスク画像データ606が生成される。CPU8は、マスク用K空間データ604を2次元フーリエ変換して、マスク画像データ606を生成する。

ステップ406で、画像用K空間データ605から画像データ407が生成される。CPU8は、画像用K空間データ605を2次元フーリエ変換して、画像データ407を生成する。

ステップ408で、フィルタ後マスクデータ405の位相とマスク画像データ606の位相との位相減算処理が行わ、位相差分像が求められる。CPU8は、フィルタ後マスクデータ405からその位相を求め、マスク画像データ605からその位相を求める。そして、これら2つの位相の減算処理を行い、位相差データを表す画像である位相差分像を求める。マスク用K空間データ604は、画像用K空間データ605と同じ空間周波数のデータを持っているので、マスク画像データ606は、画像データ407と同じ全ての位相情報を含んでいる。一方、フィルタ後マスクデータ405は、フィルタにより高空間周波数に対応した位相情報が除去されている。従って、フィルタ後マスクデータ405の位相とマスク画像データ606の位相との位相差分演算により、位相差データには高空間周波数に対応した位相情報のみが残ることになる。つまり、位相差分像は、磁化率効果が反映された局所的な位相データのみを表す画像となる。

ステップ409-413で、ステップ408で求められた位相差分像の位相差データからマスクデータ410が生成され、このマスクデータ410と画像データ407とから磁化率強調画像413が取得される。各ステップの詳細は、図4と同様なので詳細な説明は省略する。

以上までが、本実施形態の磁化率強調撮影の撮影フローの詳細である。マスク作成処理409以降は、図4の撮影フローと同じであるが、マスクデータ410用のエコー信号が全く異なるため、本撮影フローによる磁化率強調画像413は、図4の撮影フローで取得される磁化率強調画像と比較して、信号ノイズ比及び磁化率効果によるコントラストが共に向上したものとなる。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、本実施形態のエコープラナー法を用いてエコー信号を計測することにより、撮影時間を短縮することが可能になると共に、エコー時間の短い第1のエコー信号群を用いて信号ノイズ比の良い画像データを作成し、エコー時間の長い第2のエコー信号群を用いて磁化率効果を多く取り込んだマスクデータを作成するので、信号ノイズ比が良く、且つ、磁化率効果によるコントラストの良い磁化率強調画像を取得することが可能になる。

次に、本実施形態のいくつかの変形例を説明する。

最初に、本実施形態の好ましい第1の変形例を、図7を用いて説明する。図7(a)は、第1の変形例のシーケンス形状を示し、図5(a)と同様に、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)と同様なので表示及び説明を省略する。図5(a)のシーケンスとの違いは、第2のエコー信号群715の計測前の位相リフェイズ傾斜磁場パルス504が無く、位相ブリップ傾斜磁場パルス714の極性が異なることである。つまり、第1のエコー信号群501の計測の際に印加される位相ブリップ傾斜磁場パルス503の極性と、第2のエコー信号群715の計測の際に印加される位相ブリップ傾斜磁場パル714の極性と、が異なる。シーケンサ4は、図7(a)に示すシーケンスに基づいて、エコー信号群の計測を制御する。そして、CPU8は、計測されたエコーデータを、図7(b)に示すようにK空間に配置する。図7(b)は、図5(b)と同様に、図7(a)のシーケンスで計測されたエコーデータが配置されたK空間の模式図である。

この場合、第1のエコー信号群501のデータを用いたK空間データ506とその分割領域508〜510の計測順序は、図5(b)と同じであるが、第2のエコー信号群715のデータは、図5(a)のシーケンスと異なる極性の位相ブリップ傾斜磁場パルス714で計測されるので、K空間の分割領域716〜718の計測順序が図5(b)の分割領域511〜513と逆となる。また、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504が無いので、第1のエコー信号群501と第2のエコー信号群715とで、エコー信号がオーバーラップすることになる。つまり、計測されるエコー信号群の一部が第1のエコー信号群501と第2のエコー信号群715との間で共用されることになる。その結果、マスク用K空間データ707の最高域の領域716は、画像用K空間データ506の最高域の領域510と同じエコー信号のデータが配置されることになる。なお、第1のエコー信号群501の計測と第2のエコー群715の計測との間で、位相ブリップ傾斜磁場パルスを印加せずに、エコー信号を2つ計測し、2つの内の一方を第1のエコー信号群501のエコー信号とし、他方を第2のエコー群715のエコー信号とすることで、上記オーバーラップを無くしてもよい。

以上説明したように、図7に示す第1の変形例によれば、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504を無くし、位相ブリップ傾斜磁場パルス714の大きさを最小限に設定して、効率よくマスク用のエコー信号群を計測することができる。一般的に、印加する傾斜磁場パルスの強度が大きくなると、傾斜磁場パルス印加後に生じる渦電流や残留磁場の影響が大きくなるため、本変形例の様に位相ブリップ傾斜磁場パルスの出力を最小限にすることは、これらの影響を少なくするのに有効である。

次に、本実施形態の好ましい第2の変形例を、図8を用いて説明する。図8は第2の変形例のシーケンス形状を示し、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)、周波数エンコード傾斜磁場軸(Gr)、サンプリングウインド軸(AD)、及びエコー信号(Echo)のみを示している。図5(a)のシーケンスとの違いは、第2のエコー信号群804が計測される際の、周波数エンコード傾斜磁場パルス802の強度が大きく、且つ、印加時間が短くされることと、位相ブリップ傾斜磁場パルス801の印加時間間隔が短くされることと、サンプリングウインド803の時間が短くされる点である。さらに、第2のエコー信号群804が計測される際には、サンプリングウインド803の受信周波数帯域が広げられる。つまり、第1のエコー信号群501が計測される際に印加される周波数エンコード傾斜磁場パルス207と比較して、第2のエコー信号群804が計測される際に印加される周波数エンコード傾斜磁場パルス802の強度が大きく、且つ、印加時間が短く、されると共に、サンプリングウインド803の受信周波数帯域が、サンプリングウインド208の受信周波数帯域よりも広げられる。シーケンサ4は、図8に示すシーケンスに基づいて、これらの制御を行いながら、エコー信号の計測を行う。図8に示すシーケンスによれば、第2のエコー信号群804の計測時間を短縮できるので、シーケンスの繰り返し時間を短縮することができる。

このようにサンプリングウインドの時間が短縮されても、第1のエコー信号群501用の周波数エンコード傾斜磁場パルス207の面積と、第2のエコー信号群804用の周波数エンコード傾斜磁場パルス802の面積が同じであれば、サンプリングウインド803の受信周波数帯域を広くすることで、501と804の2つのエコー信号群で同じ空間情報を持った画像を作成できる。

図8のシーケンスで取得されたK空間データは図5(b)と同じ構成となるが、マスク用K空間データ707は、これが取得される際のサンプリングウインドの帯域が広げられるため、信号ノイズ比が低下する。しかし、たとえK空間データの信号ノイズ比が低下しても、そのK空間データから再構成された画像の位相は、K空間データの絶対値や信号ノイズ比によらず得られる。そのため、前述のステップ408で算出されるマスク処理用の位相差データは、マスク用K空間データ707から得られるフィルタ後画像データ405とマスク画像データ606とを用いて計算することができる。

以上説明したように、図8に示す第2の変形例によれば、シーケンスの繰り返し時間を短縮でき、図5(a)に示すシーケンスの場合と比べて、撮影時間を短縮することができる。

以上までが、本実施形態の変形例の説明である。
なお、本実施形態の説明においては、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び磁化率強調撮影方法によれば、エコープレナー法で計測されるエコー信号群を、2つのグループに分割し、シーケンスの前側で計測されるエコー信号群を画像用のエコー信号群とし、後側で計測されるエコー信号群をマスク用のエコー信号群とすることで、信号ノイズ比の高い、かつ、磁化率強調のコントラストが向上された、磁化率強調画像を取得することが可能になる。

(第2の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加し、奇数番目に計測されるエコー信号群を第1のエコー信号群、偶数番目に計測されるエコー信号を第2のエコー信号群とする。前述の第1の実施形態と異なる点は、位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加するシーケンス形状と、K空間におけるデータ配置である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点の説明を省略し、図9に基づいて本実施形態を詳細に説明する。

最初に、本実施形態のシーケンス形状を図9(a)に基づいて説明する。図9(a)は、本実施形態のグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス形状であり、図5(a)と同様に、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)と同様なので説明を省略する。図5(a)のシーケンスとの違いは、シーケンサ4は、エコー信号群904を計測する際に、位相ブリップ傾斜磁場パルス903を2つのエコー信号の計測毎に印加することである。つまり、2つのエコー信号が同じ位相エンコードで計測されることになる。

次に、図9(a)に示すシーケンスに基づいて計測されたエコー信号群904のデータが配置されたK空間の例を図9(b)に示す。CPU8は、同じ位相エンコードで計測された2つのエコー信号の内、奇数番目に計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、偶数番目に計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする。そして、CPU8は、第1のエコー信号群のデータを、画像用K空間に配置して画像用K空間データ911とし、第2のエコー信号群のデータをマスク用K空間に配置してマスク用K空間データ912とする。

以降は、図6に示した撮影フローに基づいて磁化率強調画像が取得される。具体的には以下の通り。

ステップ601で、シーケンサ4は、図9(a)に示すシーケンスに基づいてエコー信号群904の計測を制御し、エコー信号群602を計測する。

ステップ603で、CPU8は、エコー信号群602の内、奇数番目に計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、偶数番目に計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする。そして、図9(b)に示すように、CPU8は、第1のエコー信号群のデータから画像用K空間データ911を、第2のエコー信号群のデータからマスクK空間データ912をそれぞれ作成する。
各K空間の各分割領域の計測順序は図5(b)と同様である。すなわち、K空間911では分割領域905,906,907の順で、K空間912では分割領域908,909,910の順で、それぞれエコー時間の短いエコー信号からエコー時間の長いエコー信号のデータが配置される。

以後は、図9(b)の画像用K空間データ911を図6の画像用K空間データ605として、図9(b)のマスク用K空間データ912を図6のマスク用K空間データ604として、図6に示したステップ403以降の撮影フローをCPU8が実行することにより、磁化率強調画像413が取得される。各ステップの処理内容は同じなので説明は省略する。

なお、図8(a)と同様に、マスク用のエコー信号の計測時に、周波数エンコード傾斜磁場パルスの強度を上げ、サンプリングウインドの時間を短くすることで、撮影時間を短縮することも可能である。

一般的に、エコープレナー法では、周波数エンコード傾斜磁場パルスが反転されながらエコー信号が計測されるため、奇数番目に計測されたエコー信号と偶数番目に計測されたエコー信号の空間的な情報が反転することになる。これにより、画像再構成の際に、奇数或いは偶数番目のどちらか一方のエコー信号を左右(Kx方向)反転することで、空間的な情報をあわせる処理が必要である。しかし、エコー信号計測時の傾斜磁場パルス誤差等によって、正極性の周波数エンコード傾斜磁場で計測されたエコー信号のピーク位置と負極性の周波数エンコード傾斜磁場で計測されたエコー信号のピーク位置とがずれることがある。この様な場合には、この左右反転の処理によって、奇数番目のエコー信号と偶数番目のエコー信号との間に、エコー信号ピーク位置のずれが残り、画像にアーチファクトが生じる(一般的に、N/2アーチファクトと呼ばれる)ことがある。

これに対して、図9に示すシーケンス及びエコー信号群の分割方法によれば、画像用K空間データ911が奇数番目のエコー信号のみを用いて、マスク用K空間データ912が偶数番目のエコー信号のみを用いて、それぞれ作成されるため、上記N/2アーチファクトが生じないメリットがある。

なお、本実施形態の説明においては、前述の第1の実施形態と同様に、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び磁化率強調撮影方法によれば、エコープレナー法で位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加し、奇数番目に計測されるエコー信号群を第1のエコー信号群、偶数番目に計測されるエコー信号を第2のエコー信号群とすることで、信号ノイズ比の高い、かつ、N/2アーチファクトの無い、磁化率強調画像を取得することが可能になる。

(第3の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、マスク用のエコー信号の計測数と画像用のエコー信号の計測数とを異ならせて、撮影時間を短縮する。前述の第1の実施形態と異なる点は、マスク用のエコー信号の計測数と画像用のエコー信号の計測数とが異なることによるシーケンス形状と、K空間におけるデータ配置である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点の説明は省略する。

最初に、本実施形態のシーケンス形状を、図10(a)を用いて説明する。図10(a)は、本実施形態のグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス形状であり、一回の繰り返し(ショット)で計測されるエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)のシーケンスと同様なので説明を省略する。本実施形態では、画像用のエコー信号の数とマスク用のエコー信号の数とが異なるように計測される。好ましくは、マスク用のエコー信号の数が画像用のエコー信号の数より少なくなるように計測される。図10(a)は、画像用のエコー信号1001が4個、マスク用のエコー信号群1002が2個、それぞれ計測される場合を示しているが、本実施形態は、これらの数に限定されない。

上記の様に、画像用とマスク用のエコー信号群の計測数を異ならせるための、シーケンサ4による位相エンコード傾斜磁場パルスの印加制御に関して、図5(a)のシーケンスとの違いは、位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の面積が異なることである。つまり、第1のエコー信号群1001計測後であって第2のエコー信号群1002の計測前の位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の印加量が、図5(a)の504よりも小さくされる。これにより、第2のエコー信号群を計測する時点でのKy方向の位置が、図5(a)のシーケンスよりも、高空間周波数領域から開始することになる。位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の後に印加する、位相ブリップ傾斜磁場パルス1014の大きさは、図2(a)の505と同様である。シーケンサ4は、上記の様に、位相エンコード傾斜磁場パルスと位相ブリップ傾斜磁場パルスを制御して、各エコー信号の計測を行う。

上記の様にエコー信号群が計測されると、画像用K空間とマスク用K空間とでは、エコー信号のデータの充填率が異なることになる。しかし、磁化率強調画像の作成処理では、マスク用K空間データには、高空間周波数通過フィルタが適用されるため、マスク用K空間データの低空間周波数領域の情報は少なくても良いことになる。この特徴を考慮すると、マスク用K空間データは、少なくとも高空間周波数領域のデータがあれば良いことになる。

そこで、本実施形態は、マスク用K空間の高空間周波数領域のみにエコーデータを配置し、残りの低空間周波数領域に該当するエコー信号は計測せずに、画像用K空間データの内の当該低空間周波数のエコーデータと同じデータを用いる。つまり、CPU8は、画像用K空間の低空間周波数領域に対応するエコーデータを、当該画像用K空間のみならず、マスク用K空間の当該低空間周波数領域にも充填する。

図10(a)に示すシーケンスに基づいて取得されたK空間データを図10(b)に示す。図10(b)は、図10(a)のシーケンスに基づいて、計測されたエコーデータがK空間に配置された例である。この場合、画像用K空間1011には、前述の第1の実施形態と同様にエコーデータが配置される。即ち、シーケンサ4により計測されたエコー信号群1001のデータを、CPU8は、分割領域1003,1004,1005,1006の順に画像用K空間1011に配置する。一方、マスク用K空間1012には、エコー信号群1002のデータが配置される。即ち、シーケンサ4により計測されたエコー信号群1002のデータを、CPU8は、分割領域1009, 1010の順にマスク用K空間1012に配置する。しかし、マスク用K空間1012の太枠で囲った分割領域1007と1008に対応するエコー信号が計測されていない。そこで、CPU8は、これらの領域に、画像用に計測されたエコー信号群1001の内で、画像用K空間1011の同じ分割領域1003、1004に配置されるエコーデータと同じデータを充填する。これにより、マスク用K空間の全ての空間周波数にエコーデータが充填されるので、画像を作成できる。

以上のようにして得られた画像用K空間データ1011とマスク用K空間データ1012とを用いて、磁化率強調画像を作成するには、前述の第1の実施形態で説明した図6の撮影フローを適用することができる。具体的には以下の通り。

ステップ601で、シーケンサ4は、図10(a)に示すシーケンスに基づいてエコー信号群1001、1002の計測を制御し、エコー信号群602を取得する。

ステップ603で、CPU8は、エコー信号群602から、図10(b)に示した画像用とマスク用のK空間データ1011、1012をそれぞれ作成する。この際、CPU8は、前述したように、マスク用K空間の低空間周波数領域のデータと、画像用K空間の低域低空間周波数領域のデータと、を共用する。

以後は、図10(b)の画像用K空間データ1011を図6の画像用K空間データ605として、図10(b)のマスク用K空間データ1012を図6のマスク用K空間データ604として、図6に示したステップ403以降の撮影フローをCPU8が実行することにより、磁化率強調画像413が取得される。各ステップの処理内容は同じなので説明は省略する。

ただし、各ステップの処理に係るデータの特性が異なるので、以下、図6の撮影フローで生成される各データの特性を説明する。

前述したとおり、マスク用K空間データ1012の低空間周波数領域には、画像用のエコーデータが含まれるので、マスク用K空間データ1012にはエコー時間が短い時点のエコーデータも含まれることになる。そのため、図6の処理フローで作成されたマスク用画像データ606の位相は、低空間周波数領域を占めるエコー時間の短い時点で計測されたエコー信号の位相と、高空間周波数領域を占めるエコー時間の長い時点で計測されたエコー信号の位相と、が両方含まれることになる。

一方、Lowpassフィルタ処理403後のフィルタ後マスクデータ405は、その高空間周波数成分がフィルタで削除されているので、低空間周波数領域を占めるエコー信号の位相が支配的になる。

従って、位相減算処理408後の位相データは、高空間周波数領域を占めるエコー信号の位相が支配的になる。厳密には、位相減算処理408後に残った位相データは、高空間周波数領域に配置されるエコー信号が計測されたエコー時間の位相から、低空間周波数領域に配置されるエコー信号が計測されたエコー時間の位相を減じた、差分が残ることになる。

これにより、差分処理を行わない場合と比較して、エコー時間の差に起因する位相回転の成分を抽出でき、過剰な位相回転による画質劣化を防止することが可能になる。

なお、本実施形態は、第1の実施形態で示した他のシーケンス形状(即ち、図7(a)、図8、図9(a))にも適用できる。この場合も、1ショット内で計測する画像用のエコー信号群を多くし、マスク用のエコー信号群を少なくし設定して、マスク用K空間データを作成する際に、足りない空間周波数領域のエコー信号のデータを、画像用のエコー信号群の内の、当該空間周波数領域のエコーデータで充填する。また、本実施形態の説明においては、前述の第1の実施形態と同様に、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。

以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、エコープレナー法を用いたエコー信号群の計測において、マスク用エコー信号の計測の際には、K空間の低空間周波数領域に該当するエコー信号の計測を省略し、画像用エコー信号群とマスク用エコー信号群とに分割する際には、K空間の低空間周波数領域のエコーデータを共用することで、撮影時間を短縮しつつ、信号ノイズ比の高い、かつ磁化率効果のコントラストが向上された磁化率強調画像を取得することができる。

本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 (a)グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス、及び、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。エコープレナー法のエコー信号の変化を説明する図。本発明に係る磁化率強調撮影の一般的な撮影フローを説明する図。第1の実施形態に係るシーケンス及びK空間データを説明する図。第1の実施形態に係る撮影フローを説明する図。第1の実施形態の好ましい第1の変形例を説明する図。第1の実施形態の好ましい第2の変形例を説明する図。第2の実施形態の他の好ましい第3の変形例を説明する図。第3の実施形態に係るシーケンス及びK空間データを説明する図。

符号の説明

1 被検体、2 静磁場発生系、3 傾斜磁場発生系、4 シーケンサ、5 送信系、6 受信系、7 信号処理系、8 中央処理装置(CPU)、9 傾斜磁場コイル、10 傾斜磁場電源、11 高周波発振器、12 変調器、13 高周波増幅器、14a 高周波コイル(送信側)、14b 高周波コイル(受信側)、15 増幅器、16 直交位相検波器、17 A/D変換器、18 磁気ディスク、19 光ディスク、20 ディスプレイ、201 高周波パルス、202 スライス選択傾斜磁場パルス、203 スライスリフォーカス選択傾斜磁場パルス、204 位相エンコード傾斜磁場パルス、205 位相ブリップ傾斜磁場パルス、206 周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207 周波数エンコード傾斜磁場パルス、208 データサンプルウインド、209 エコー信号

Claims

所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
K空間に対応する記憶部に前記エコー信号のデータを配置して画像データとマスクデータを取得し、前記画像データと前記マスクデータとから磁化率強調画像を取得する演算処理部と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、複数のエコー信号の計測を行う、磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算処理部は、前記パルスシーケンスの一繰り返しで計測された複数のエコー信号を第1のエコー信号群と第2のエコー信号群とに分割して、前記第1のエコー信号群から前記画像データを、前記第2のエコー信号群から前記マスクデータを、それぞれ取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算処理部は、
前記第2のエコー信号群をフーリエ変換してマスク画像データを取得し、
前記第2のエコー信号群にLowpassフィルタを施した後にフーリエ変換してフィルタ後マスクデータを取得し、
前記マスク画像データの位相と前記フィルタ後マスクデータの位相の差分から、前記マスクデータを取得する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算処理部は、前記複数のエコー信号の内、
前記パルスシーケンスの前側で計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、
前記パルスシーケンスの後側で計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御部は、前記第1のエコー信号群の計測と前記第2のエコー信号群の計測との間に、位相リフェイズ傾斜磁場を印加する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算処理部は、前記複数のエコー信号の一部を、前記第1のエコー信号群と前記第2のエコー信号群とで共用する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御部は、前記第1のエコー信号群の計測の際に印加する位相ブリップ傾斜磁場の極性と、前記第２のエコー信号群の計測の際に印加する位相ブリップ傾斜磁場の極性と、を異ならせる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御部は、
前記第1のエコー信号群の計測の際に印加する前記周波数エンコード傾斜磁場と比較して、前記第2のエコー信号群の計測の際に印加する前記周波数エンコード傾斜磁場の強度を大きく、かつ、印加時間を短くし、さらに、
前記第2のエコー信号群の計測の際のサンプリングウインドの受信周波数帯域を、前記第1のエコー信号群の計測の際のサンプリングウインドの受信周波数帯域よりも広げる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記演算処理部は、
前記複数のエコー信号の内、奇数番目に計測されたエコー信号を前記第1のエコー信号群とし、
偶数番目に計測されたエコー信号を前記第2のエコー信号群とする
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御部は、2つのエコー信号の計測毎に前記位相ブリップ傾斜磁場を印加する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御部は、前記第1のエコー信号群のエコー数と前記第2のエコー信号群のエコー数を異ならせる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御部は、前記第2のエコー信号群について、前記K空間の高空間周波数領域に対応するエコー信号のみを計測し、
前記演算処理部は、前記第2のエコー信号群についての、前記Ｋ空間の低空間周波数領域に対応するエコー信号のデータとして、前記第1のエコー信号群の内の同じ低空間周波数領域に対応するエコー信号のデータを用いる
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
所定のパルスシーケンスに基づいて、被検体からのエコー信号を計測する計測工程と、
前記エコー信号を用いて画像データとマスクデータを取得し、前記画像データと前記マスクデータとから磁化率強調画像を取得する演算処理工程と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、複数のエコー信号の計測を行う、磁化率強調画像撮影方法であって、
前記演算処理工程は、前記パルスシーケンスの一繰り返しで計測された複数のエコー信号を第1のエコー信号群と第2のエコー信号群とに分割して、前記第1のエコー信号群から前記画像データを、前記第2のエコー信号群から前記マスクデータを、それぞれ取得する
ことを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。
請求項12記載の磁化率強調画像撮影方法において、
前記演算処理工程は、前記複数のエコー信号の内、
前記パルスシーケンスの前側で計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、
前記パルスシーケンスの後側で計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする
ことを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。
請求項12記載の磁化率強調画像撮影方法において、
前記演算処理工程は、前記複数のエコー信号の内、
奇数番目に計測されたエコー信号を前記第1のエコー信号群とし、
偶数番目に計測されたエコー信号を前記第2のエコー信号群とする
ことを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。
請求項12記載の磁化率強調画像撮影方法において、
前記計測工程は、前記第1のエコー信号群のエコー数と前記第2のエコー信号群のエコー数を異ならせる
ことを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。