JP5278914B2 - 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 - Google Patents

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、磁化率強調撮影では、磁化率により生じる位相変化が微妙であるため、より強調されて該位相変化が画像上に現れるためには、エコー信号を取得するエコー時間(RFパルスの照射からエコー信号取得するまでの時間)を長くする必要がある。

例えば、RFパルスの照射後から70ms程度のエコー時間で得られたエコー信号が、磁化率を強調させた画像を得るのに好適である。

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

しかしながら、エコープレナー法を磁化率強調撮影に適用し、更にそれを3次元計測に拡張した場合、Kz方向への高空間周波数の領域では必ずしもエコー時間の長いエコー信号が得られないという課題が残されていた。例えば、Kz方向の各スライスエンコード毎に、Ky方向を位相エンコード方向としてブリップ傾斜磁場を段階的に印加して、位相エンコード量をゼロから高空間周波数側に順番にエコーデータを収集していく場合、Ky方向への高空間周波数の領域ではエコー時間の長いエコー信号が得られるが、Kz方向への高空間周波数の領域では必ずしもエコー時間の長いエコー信号が得られない。その結果、3次元画像において、等方的に磁化率強調されないことになってしまう。

そこで、本発明は、MRI装置を用いた磁化率強調撮影において、等方的に磁化率強調された3次元磁化率強調画像を取得す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、3次元K空間の内の、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、エコー信号の計測を制御する。

具体的には、本発明のMRI装置は、所定の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、複数のエコー信号のデータが、位相エンコード方向(ky)とスライスエンコード方向(kz)とを含む、3次元K空間に配置されて成るK空間データに基づいて、被検体の画像を取得する演算処理部と、を備え、計測制御部は、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、エコー信号の計測を制御することを特徴とする。

本発明の磁化率強調画像撮影方法は、所定の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工程と、複数のエコー信号のデータが、位相エンコード方向(ky)とスライスエンコード方向(kz)とを含む、3次元K空間に配置されて成るK空間データに基づいて、被検体の画像を取得する演算処理工程と、を備え、計測制御工程は、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、エコー信号の計測を制御することを特徴とする。

以上説明したように、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影法によれば、等方的に磁化率強調された3次元磁化率強調画像を取得することが可能となる。

本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 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(従来例)の一例。 本発明の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図。 従来の3次元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を示す図。 実施例1の3次元シーケンスを示す図。 K空間データを取得するための3次元シーケンスの一例を示す図。 本実施例の3次元計測のK空間データの取得方法の1例を模式的に示す図。 磁化率強調画像の撮影フローの一例を示す図。 本実施例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空間データを示す図。 各K空間データを取得する本実施例の撮影フローの詳細を示す図。 実施例4を示す図。 実施例5を示す図。 実施例6を示す図。

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

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、従来の3次元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について図4を用いて説明する。図4(a)に示す3次元シーケンスでは、スライス選択傾斜磁場パルス201の後に、スライスエンコード傾斜磁場パルス401が印加される。

図4(a)に示す3次元シーケンスを用いて計測されたエコー信号のデータが3次元K空間に配置された例を図4(b)に示す。図4(b)は、3次元K空間のうち、KzとKyの空間を示している。この場合では、Ky方向については、二次元の場合と同様に、エコー時間の短いエコー信号のデータが、Ky=0付近に配置され、エコー時間の長いエコー信号のデータがK空間のKy方向の高空間周波数側に配置される(すなわち、K空間の領域403〜408で、403、404、405．．．408の順序でエコー時間が長くなる)。

一方、Kz方向に注目すると、スライス選択傾斜磁場パルス202の後でスライスエンコード傾斜磁場パルス401が印加され、エコー信号群209が計測される際はスライスブリップ傾斜磁場パルスが無い。このため、Kz方向では同じエコー時間のエコー信号が計測され、エコー信号間でエコー時間の差は生じない。これにより、磁化率強調撮影で重要な、高空間周波数領域の位相に関しては、Kz方向の全ての空間周波数値において(つまり、任意のKz値で、Ky軸方向に平行な直線上において)、異なるエコー時間で計測された複数のエコー信号の位相が混在することとなり、画像においては磁化率による強調効果がz方向に分散低減してしまい、最適な磁化率強調画像を得られない。

次に、磁化率強調撮影の原理を簡単に説明する。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、エコー時間が長くなるほど大きくなる。画像の1ピクセル内に磁化率の異なる組織が混在する場合は、この位相差によりそのピクセル内の組織間でNMR信号のキャンセルが生じ、結果としてそのピクセルの信号強度が低下することになる(所謂パーシャルボリューム効果)。このパーシャルボリューム効果を利用して、磁化率効果で重み付けた画像が磁化率強調画像である。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とすることが好適である。一例として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、従来の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、異なるエコー時間のエコー信号の情報が画像データの位相変化に混ざってしまう。そのため、磁化率による強調効果が画像全体に分散して弱まってしまい、画像上の関心領域が最適に磁化率強調された画像を得ることができなくなってしまう。

この課題を解決するのが、以下に説明する本発明のMRI装置であり、以下、本発明のMRI装置の各実施形態を説明する。

(第1の実施形態)
次に本発明のMRI装置及び磁化率強調画像撮影方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、3次元K空間データの内のKy-Kz空間データを略同心円状に計測する。つまり、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、エコー信号の計測を制御する。具体的には、Ky-Kz空間をその原点を同心にして同心円状の複数の領域に分割し、領域毎に、該領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間に計測するようにエコー信号の計測を制御する。その結果、同じ分割領域には同じ範囲のエコー時間で計測されたエコーデータが充填されることになる。以下、図5に基づいて本実施形態を説明する。

図5(a)は、本実施形態に係る3次元シーケンスを示す。図4(a)に示した従来の3次元シーケンスとの違いは、スライスエンコード傾斜磁場パルス401の後に、スライスブリップ傾斜磁場パルス501が印加されることである。この際、Kz-Ky空間内の原点からの距離が同じ空間周波数領域では、同じエコー時間に計測されたエコーデータが配置されるように、シーケンサ4は、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と、スライスエンコード傾斜磁場パルス401及びスライスブリップ傾斜磁場パルス501と、の印加を制御する。なお、図5(b)のように、同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御については後述する。

また、図5(b)は、図5(a)に示す3次元シーケンスを実行して取得されたK空間データ502の一例を模式的に示す。図5(b)に示すように、CPU8は、K空間原点からの距離が同じ空間周波数領域(503〜508)に、同じエコー時間に計測されたエコーデータを配置する。具体的には、CPU8は、Ky=0、Kz=0付近においてエコー時間の短いエコーデータが配置され、Ky方向とKz方向共に高空間周波数領域の位置にエコー時間の長いエコーデータが配置される。これにより、この様なK空間データから再構成された画像において、3次元的な関心領域のピクセルサイズに、3次元の各軸方向に偏り無く等方的に、所望の磁化率効果による位相変化を加えることができる。従って、等方的に磁化率強調された3次元磁化率強調画像を得ることができることである。

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画像撮影方法によれば、3次元K空間の原点から略等距離の領域に、エコー時間の略同一なエコーデータが配置されるため、Ky方向とKz方向の高空間周波数領域に対応するピクセルサイズを有する3次元関心領域の画像データに、3次元の各軸方向に偏り無く等方的に、最も強く位相変化が加えられることになる。その結果、Ky方向とKz方向の高空間周波数領域に対応するピクセルサイズの関心領域が等方的に磁化率強調された、3次元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画像撮影方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、各分割領域に配置されるエコーデータ数が略同一となるように、3次元K空間の内のKy-Kz空間をその原点を同心にして同心円状の複数領域に分割する。そのためには、各分割領域の径方向の幅が、高空間周波数側の分割領域ほど狭くする。具体的には、同心円状に分割された複数の領域の各々の径方向の幅が、高空間周波数側が低空間周波数側よりも小さくなるように、位相ブリップ傾斜磁場とスライスブリップ傾斜磁場の少なくとも一方の印加量を制御する。前述の第1の実施形態と異なる点は、シーケンス形状及び3次元K空間の分割とそのエコーデータ配置である。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6に基づいて本実施形態を詳細に説明する。

前述の第1の実施形態で説明した図5(a)の3次元シーケンスでは、スライスブリップ傾斜磁場パルス501及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の印加量が一定とされたので、各分割領域の径方向の幅が等しくなるようにK空間が分割される。その結果、各分割領域の面積が大きく異なることになる。これは、エコーデータがそのエコー時間毎に各分割領域に配置されるので、各分割領域を埋めるのに必要なエコーデータの量が異なることを意味する。そこで、Ky-Kz面内の各分割領域を略均等にデータ配置するための、スライスブリップ傾斜磁場パルス501及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の印加量をエコー信号毎に変える制御方法を、図6(a)、図6(b)を用いて以下に説明する。

そこで、図6(b)に示すように、K空間の各分割領域604〜609の径方向の幅を高空間周波数領域側になるに従い狭くして、各空間周波数の領域604〜609が等しい面積となるようにK空間を分割する。これにより、各分割領域を埋めるのに必要なエコーデータの量が等しくなり、データ配置の効率が良くなる。このようなK空間データを取得するための3次元シーケンスの一例を図6(a)に示す。K空間の各分割領域の径方向の幅を高空間周波数領域側になるに従い狭くすることに対応して、図6(a)に示すように、3次元シーケンスのスライスブリップ傾斜磁場パルス601と位相ブリップ傾斜磁場パルス602の少なくとも一方の印加量がブリップ毎に、つまりエコー番号が進むにつれて、少なくされる。

最後に、Ky-Kz空間内の原点からの距離が同じ空間周波数領域では、同じエコー時間に計測されたエコーデータが配置されるように、即ち、同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御について、以下、図7を用いて説明する。

図7は、本実施例の3次元計測のK空間データの取得方法の1例を模式的に示した。図では、簡単のためにKy-Kz空間の4分の1を示した。また、図5(a)に示す3次元シーケンスを用い、各ショットで5個のエコー信号209を計測し(即ち、5つの周波数領域となる)、Ky-Kzの4分の1を埋めるのに、701-1〜701-12の12ショット必要な場合を示した。図の黒丸は計測したエコー信号のKy-Kzの位置を表す点であり、矢印がエコー信号を走査する方向である。ただし、Ky、Kzに垂直なKx方向が、エコー信号を取得するために必要な読み出し傾斜磁場の方向である。

ここで、sをショット番号(1≦s≦S)、eをエコートレイン番号(1≦e≦E)、K空間のサイズをMatrixとした場合、シーケンスの計算としては、まずショット毎のエコーを走査する角度θ(s)を以下で計算する。

θ(s)=2π/S×s (式1)
次に、エコートレイン間のK空間ピッチΔKを以下で計算する。

ΔK=Matrix/2/E (式2)
これら2つの値より、各ショットで印加するブリップ傾斜磁場の面積は、各ショットでのKy、Kz方向のK空間のステップ、
ΔKy(s)=ΔK×cos(θ(s))
ΔKz(s)=ΔK×sin(θ(s)) (式3)
に基づいて計算できる。この状態でもKy-Kz空間を埋めることができるが、エコー信号数が少ない場合は、K空間でエコー信号を計測した領域に偏りが生じるので、好適にはK空間でエコー信号を計測し始める開始点をショット毎にシフトする。例えば、図7では3ショットおきに開始点を径方向外側にシフトした場合である(図ではずれ量を色の違いで表した)。

この様にエコー信号を計測するには、以下のように計算すればよい。まず、各ショットでの計測の開始点の基準となるシフト量を算出する。このとき、Nショット毎にシフト量を変える場合、
ΔS(s)=ΔK/N×(s mod N) (式4)
ここで、A mod BはAをBで除した余りを表す。この開始点ΔS(s)を基に、各ショットの回転角度θ(s)を用いて、各ショットのK空間のシフト位置Skx(s)、Sky(s)は、
Skx(s)=ΔS(s)×cos(θ(s))
Sky(s)=ΔS(s)×sin(θ(s)) (式5)
となる。これら値に基づいて、位相エンコード傾斜磁場パルス204の出力と、スライスエンコード傾斜磁場パルス401の出力を変える。

以上までが、Ky-Kz空間内で同心円状のデータ配置とするための、各傾斜磁場パルスの印加制御についての説明である。

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画像撮影方法によれば、Ky-Kz空間を同心円状に3次元計測する場合に、Ky-Kz空間をその原点を同心にして同心円状の複数領域に分割し、各分割領域に配置されるエコーデータ数が略同一となるように分割領域の径方向の幅を、高空間周波数側の分割領域ほど狭くする。これにより、前述の第1の実施形態の効果に加えて更に、各分割領域へのデータ配置の効率を良くすることができる。

(第3の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調画像撮影方法の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、3次元計測された複数のエコー信号を、画像データ作成のためのエコー信号群と、マスクデータ作成のためのエコー信号群に分割し、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。前述の各実施形態と異なる点は、3次元計測する複数のエコー信号を分割するためのシーケンスと、エコーデータを配置する3次元K空間である。以下、前述の各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て、本実施形態を詳細に説明する。

最初に、本実施形態の基礎となる、マスクによる重み付け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8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801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802とする。

ステップ803で、CPU8は、k空間データ802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804で、CPU8は、ステップ803でフィルタをかけられたK空間データを二次元フーリエ変換して、フィルタ後の画像データ805を得る。

ステップ806で、CPU8は、通常の再構成と同様に、K空間データ802を二次元フーリエ変換して画像データ807を作成する。

これら2つの画像データ805と807の違いは、画像データ807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805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808で、CPU8は、これら2つの画像データ805と807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807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。つまり、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809で、CPU8は、ステップ808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810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811で、CPU8は、作成したマスクデータ810を、画像データ807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812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811でマスクデータ810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813を得る。なお、本ステップ812は省略されて、個々のスライスの二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、マスクによる重み付け磁化率強調画像の撮影フローの説明である。

次に、本実施形態について説明する。本実施形態は、3次元エコープレナー法で計測されたエコー信号群を、前半で計測された第1エコー信号群と後半で計測された第2エコー信号群とに2分割し、第1エコー信号群から画像データ807を、第2エコー信号群からマスクデータ810を作成する。以下、図9、図10に基づいて本実施形態を詳細に説明する。

最初に、図9を用いて、本実施例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9は、図5(a)で説明したシーケンスのうち、スライスエンコード傾斜磁場軸(Gs)と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5(a)と同様なので省略してある。

図9(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、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される。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分割し、略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。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。

シーケンサ4は、第1のエコー信号群901を計測する際に印加するスライスブリップ傾斜磁場パルス903-1と位相ブリップ傾斜磁場パルス904-1を、図5(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901を計測した後に、スライスリフェイズ傾斜磁場パルス905-1と位相リフェイズ傾斜磁場パルス906-1を印加し、K空間のKzとKyの位置を、第1のエコー信号群901における1番目のエコー信号と同じ位置に戻す。その後、再度スライスブリップ傾斜磁場パルス907-1と位相ブリップ傾斜磁場パルス908-1を印加して、第2のエコー信号群902を計測する。

図9(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901のデータをK空間に配置して画像用K空間データ909を作成し、第2のエコー信号群902のデータをK空間に配置してマスク用K空間データ913を作成する。図9(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909では分割領域910、911、912の順で、マスク用K空間データ913では分割領域914、915、916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。

このように、計測された複数のエコー信号を、CPU8は、画像用K空間データ909とマスク用K空間データ913と、に分け、画像用K空間データ909から画像データ807を、マスク用K空間データ913から本実施形態に係るマスク画像データを、それぞれ得る。従って、画像データ807はエコー時間の短い第1のエコー信号群901を用いて作成され、マスク画像データはエコー時間の長い第2のエコー信号群902を用いて作成される。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、マスク画像データ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901の信号強度は大きくなる。その結果、画像データ807の信号ノイズ比を向上することができる。

次に、図9(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例の撮影フローの詳細を、図10に示すフローチャートを用いて説明する。図8で説明した一般的な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8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1001で、図9(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、3次元計測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であって、図8(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1002の計測を行う。

ステップ1003で、ステップ1001で計測されたエコー信号群1002からマスク用K空間データ1004と画像用K空間データ1005が生成される。CPU8は、ステップ1001で計測されたエコー信号群1002を、シーケンスの前側で計測された第1のエコー信号群901と後側で計測された第2のエコー信号群902とに分離し、第1のエコー信号群901から画像用K空間データ1005を、第2のエコー信号群902からマスク用K空間データ1004を、それぞれ生成する。

ステップ803〜804-1で、マスク用K空間データ1004からフィルタ後マスクデータ805が生成される。CPU8は、ステップ803で、マスク用K空間データ1004に対してLowpassフィルタを施し、ステップ804-1でこのフィルタ処理されたマスク用K空間データを二次元フーリエ変換して、フィルタ後マスクデータ805を生成する。各ステップの詳細は、図8と同様なので詳細な説明は省略する。

ステップ804-2で、マスク用K空間データ1004からマスク画像データ1006が生成される。CPU8は、マスク用K空間データ1004を二次元フーリエ変換して、マスク画像データ1006を生成する。

ステップ806で、画像用K空間データ1005から画像データ807が生成される。CPU8は、画像用K空間データ1005を二次元フーリエ変換して、画像データ807を生成する。

ステップ808で、フィルタ後マスクデータ805の位相とマスク画像データ1006の位相との位相減算処理が行われ、位相差分像が求められる。CPU8は、フィルタ後マスクデータ805からその位相を求め、マスク画像データ1006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1004は、画像用K空間データ1005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1006は、画像データ807と同じ全ての空間周波数で位相情報を含んでいる。一方、フィルタ後マスクデータ805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805の位相とマスク画像データ1006の位相との位相差分演算により、位相差分像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809-813で、ステップ808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810が生成され、このマスクデータ810と画像データ807とから磁化率強調画像813が取得される。各ステップの詳細は、図8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809以降は、図8の一般的な撮影フローと同じであるが、マスクデータ810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813は、図8の一般的な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装置及び磁化率強調画像撮影方法によれば、前述の第1の実施形態の効果に加えて更に、主に2つの追加効果を有する。第1の追加効果は、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。第2の追加効果は、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絶対値画像を作成し、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画像を取得することが可能になる。

次に、本実施形態の変形例を、図11を用いて説明する。図11(a)は、本実施形態の他のシーケンス形状を示し、図9(a)と同様に、スライスエンコード傾斜磁場軸(Gs)と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9(a)と同様なので表示及び説明を省略する。図9(a)のシーケンスとの違いは、第2のエコー信号群902の計測前のスライスリフェイズ傾斜磁場905と位相リフェイズ傾斜磁場パルス906が無く、スライスブリップ傾斜磁場パルス903と1110及び位相ブリップ傾斜磁場パルス904と1111で極性が異なることである。つまり、第1のエコー信号群901-1の計測の際に印加されるスライスブリップ傾斜磁場パルス903-1と位相ブリップ傾斜磁場パルス904-1の極性と、第2のエコー信号群902-1の計測の際に印加されるスライスブリップ傾斜磁場パルス1110-1と位相ブリップ傾斜磁場パル1111-1の極性と、が異なる。シーケンサ4は、図11(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11(ｂ)に示すようにK空間に配置する。図11(b)は、図9(b)と同様に、図11(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901を用いたK空間データ1101とその分割領域1102〜1104の計測順序は、図9(b)と同じであるが、第2のエコー信号群1109は、図9(a)のシーケンスと異なる極性のスライスブリップ傾斜磁場パルス1110及び位相ブリップ傾斜磁場パルス1111で計測されるので、K空間1105の分割領域1106〜1108の計測順序が図9(b)の分割領域914〜916と逆となる。また、スライスリフェイズ傾斜磁場パルス905及び位相リフェイズ傾斜磁場パルス906が無いので、第1のエコー信号群901と第二のエコー群1109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901と第二のエコー群1109との間で共用されることになる。その結果、画像用K空間データ1101の最高域の領域1104は、マスク用K空間データ1105の最高域の領域1106と同じエコーデータが配置される。なお、第1のエコー信号群901の計測と第二のエコー群1109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901のエコー信号とし、他方を第二のエコー群1109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11に示す本実施形態の変形例によれば、スライスブリップ傾斜磁場パルス903及び1110、位相ブリップ傾斜磁場パルス904及び1111の大きさを最小限に設定し、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、本実施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。

(第4の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調画像撮影方法の第4の実施形態を説明する。本実施形態は、Ky-Kz空間を同心円状に3次元計測する場合に、スライスブリップ傾斜磁場パルスと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。前述の各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、前述の各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。以下、図12に基づいて本実施例を詳細に説明する。

最初に、本実施例のシーケンス形状を図12(a)に基づいて説明する。図12(a)は、本実施形態の3次元計測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9(a)と同様に、スライスエンコード傾斜磁場軸(Gs)と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9(a)と同様なので説明を省略する。図9(a)のシーケンスとの違いは、エコー信号群1201が計測される際に、スライスブリップ傾斜磁場パルス1202及び位相ブリップ傾斜磁場パルス1203が2つのエコー信号の計測毎に印加されることである。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12(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1201のデータが配置されたK空間の例を図12(b)に示す。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は第1のエコー信号群とされ、偶数番目に計測されたエコー信号は第2のエコー信号群とされる。そして、第1のエコー信号群のデータは、画像用K空間に配置されて画像用K空間データ1204とされ、第2のエコー信号群のデータはマスク用K空間に配置されてマスク用K空間データ1208とされる。

以降は、図10に示した、本実施形態の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1001で、シーケンサ4は、図12(a)に示すシーケンスに基づいてエコー信号群1201の計測を制御し、エコー信号群1002を取得する。

ステップ1003で、CPU8は、エコー信号群1002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12(b)に示すように、CPU8は、第1のエコー信号群から画像用K空間データ1204を、第2のエコー信号群からマスクK空間データ1208をそれぞれ作成する。

以後は、図12(b)の画像用K空間データ1204を図10の画像用K空間データ1005として、図12(b)のマスク用K空間データ1208を図10のマスク用K空間データ1004として、図10に示したステップ803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813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。

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場合、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12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1204が奇数番目のエコー信号のみ、とマスク用K空間データ1208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画像撮影方法によれば、前述の第1の実施形態の効果に加えて更に、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5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6の実施形態を説明する。本実施形態は、画像用のエコー信号(第1のエコー信号群に属するエコー信号)の計測数とマスク用のエコー信号(第2のエコー信号群に属するエコー信号)の計測数とを異ならせて、撮影時間を短縮する形態である。前述の各実施形態と異なる点は、画像用のエコー信号の計測数とマスク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、前述の各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13(a)を用いて説明する。図13(a)は、本実施形態の3次元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9(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数とマスク用のエコー信号数とが異なるように計測される。好ましくは、画像用のエコー信号数がマスク用のエコー信号数より多くなるように計測される。図13(a)は、画像用のエコー信号1301が4個、マスク用のエコー信号群1302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、スライスエンコード傾斜磁場パルス及び位相エンコード傾斜磁場パルスの印加制御に関して、図9(a)のシーケンスとの違いは、スライスリフェイズ傾斜磁場パルス1305及び位相リフェイズ傾斜磁場パルス1306の面積が図9(a)のシーケンスと異なることである。つまり、第1のエコー信号群1301計測後であって、第2のエコー信号群1302の計測前の、スライスリフェイズ傾斜磁場パルス1305及び位相リフェイズ傾斜磁場パルス1306の印加量が、図9(a)の905、906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、Kz方向の位置が、図9(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。スライスリフェイズ傾斜磁場パルス1305及び位相リフェイズ傾斜磁場パルス1306の後に印加する、スライスブリップ傾斜磁場パルス1307及び位相ブリップ傾斜磁場パルス1308の大きさは、図9(a)の907、908と同様である。シーケンサ4は、上記の様に、スライスエンコード傾斜磁場パルスとスライスブリップ傾斜磁場パルス及び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。

上記の様に各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、K空間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を計測せずに、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、画像用K空間データの低空間周波数領域に対応するエコーデータは、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にも充填される。

図13(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13(b)に示す。図13(b)は、図13(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1309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1301のデータを、CPU8は、分割領域1310,1311,1312,1313の順に画像用K空間1309に配置する。一方、マスク用K空間1314には、エコー信号群1302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1302のデータを、CPU8は、分割領域1317, 1318の順にマスク用K空間1314に配置する。しかし、マスク用K空間1314の太枠で囲った分割領域1315と1316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1301の内で、画像用K空間1309の同じ分割領域1310、1311に配置されるエコー信号の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1309とマスク用空間データ1314とを用いて、磁化率強調画像を作成するには、前述の第3の実施形態で説明した図10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1001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1301、1302の計測を制御し、エコー信号群1002を取得する。

ステップ1003で、CPU8は、エコー信号群1002から、図13(b)に示した画像用とマスク用のK空間データ1309、1314をそれぞれ作成する。この際、前述したように、マスク用K空間データの低空間周波数データと、画像用K空間の低域低空間周波数データと、が共用される。

以後は、図13(b)の画像用K空間データ1309を図10の画像用K空間データ1005として、図10(b)のマスク用K空間データ1314を図10のマスク用K空間データ1004として、図10に示したステップ803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813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10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1004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1004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10の処理フローで作成されたマスク用画像データ1006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803後のフィルタ後マスクデータ805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808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808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。

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画像撮影方法によれば、前述の第1の実施形態の効果に加えて更に、エコープレナー法で計測されるエコー信号群を、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と共に、K空間の低空間周波数領域の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。

Claims (15)

1. 所定の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、
   前記複数のエコー信号のデータが、位相エンコード方向(Ky)とスライスエンコード方向(Kz)とを含む、3次元K空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理部と、
   を備え、
   前記計測制御部は、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、前記複数のエコー信号の計測を制御し、
   前記演算処理部は、前記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画像データを、前記第2のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、
   前記画像データと前記マスクデータとを用いて磁化率強調画像を取得する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 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。
3. 請求項1又は2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。
4. 請求項1乃至3のいずれか一項に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信号数と前記第2のエコー信号群のエコー信号数を異ならせる
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項4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3次元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3次元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。
6. 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。
7. 請求項1乃至6のいずれか一項に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。
8. 請求項1乃至7のいずれか一項に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Ky-Kz空間を同心円状に分割された複数の領域の各々に対応するエコー信号を、領域毎に同じ範囲のエコー時間に計測するように、前記複数のエコー信号の計測を制御する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 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、前記同心円状に分割された複数の領域の各々の径方向の幅が、高空間周波数側が低空間周波数側よりも小さくなるように、前記複数のエコー信号の計測を制御する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項1乃至9のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記パルスシーケンスは、位相エンコード傾斜磁場と位相ブリップ傾斜磁場、及び、スライスエンコード傾斜磁場とスライスブリップ傾斜磁場、を前記被検体に印加して前記複数のエコー信号を計測するための3次元パルスシーケンスである
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 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1のエコー信号群の計測の際に印加する前記スライスブリップ傾斜磁場と前記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前記スライスブリップ傾斜磁場と前記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。
12. 請求項10又は11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、スライスリフェイズ傾斜磁場と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。
13. 請求項10乃至12のいずれか一項に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、前記スライスブリップ傾斜磁場と前記位相ブリップ傾斜磁場と、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。
14. 所定の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工程と、
    前記複数のエコー信号が、位相エンコード方向(Ky)とスライスエンコード方向(Kz)とを含む、3次元K空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理工程と、
    を備え、
    前記計測制御工程は、Ky-Kz空間の原点からの距離が同じ範囲の空間周波数領域に対応するエコー信号を同じ範囲のエコー時間で計測するように、前記複数のエコー信号の計測を制御し、
    前記演算処理工程は、前記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画像データを、前記第2のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、前記画像データと前記マスクデータとを用いて磁化率強調画像を取得する
    ことを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。
15. 請求項14記載の磁化率強調画像撮影方法において、
    前記計測制御工程は、前記Ky-Kz空間を同心円状に分割された複数の領域の各々に対応するエコー信号を、領域毎に同じ範囲のエコー時間に計測するように、前記複数のエコー信号の計測を制御することを特徴とする磁化率強調画像撮影方法。

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