JP6407664B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。

磁気共鳴イメージングの分野において、パラレルイメージングと呼ばれる技術がある。パラレルイメージングでは、複数の受信コイルを用いて同時並行的に被検体の撮像を行う。各受信コイルの撮像では、位相エンコード方向のステップ間隔を通常の撮像より広くして撮像する。位相エンコード方向のステップ数を少なくするため撮像時間が短縮される。一方、ステップ間隔が通常の撮像よりも広いため、各受信コイルの信号を再構成して得られる各画像は、位相エンコード方向にエリアシングをもった縮小画像となる。そこで、このエリアシングを除去するための処理として、各縮小画像と、各受信コイルの感度マップを用いた展開処理が行われる。この展開処理によって、エリアシングが除去された通常サイズの画像が生成される。

展開処理に用いる感度マップは、受信コイルの特性だけでなく、被検体（例えば、患者等）の体型や撮像部位等によって異なる。このため、通常、被検体の本撮像（診断用の撮像データを得るための撮像）とは別に感度マップ生成用の撮像（以下、マップ撮像と呼ぶ）を行い、マップ撮像で得られたデータに基づいて感度マップが生成される。

感度マップは、受信コイルの感度をできるだけ忠実に反映したものであることが好ましい。したがって、診断用の画像に要求される人体内の組織間のコントラスト（例えば、脳実質部と脳血管との間のコントラストや、白質と灰白質との間のコントラスト等）はむしろ小さい方が好ましい。

そこで、マップ撮像に用いられるパルスシーケンスは、Ｔ１強調（Ｔ１Ｗ）型やＴ２（Ｔ２Ｗ）強調型のパルスシーケンスよりも、プロトン密度強調（ＰＤＷ）型のパルスシーケンスが用いられることが多い。

特開２００５−２３７７０３号公報 US patent 8,217,652 B1

従来のマップ撮像では、上記のようにＧＲＥ（Gradient echo）のパルスシーケンスが多く用いられているが、１枚のスライス画像を得るためには、かなりの撮像時間を要する。例えば、マトリクスサイズが６４×６４のスライス画像を得ようとした場合、ＴＲ（Repetition time: 繰り返し時間）として、例えばＴＲ＝２００ｍｓを用いると、１枚のスライスを得るための撮像時間として、約２６秒を要することになる。

このため、マップ撮像中における患者の動き、或いは心拍性又は呼吸性の体動によって、体動アーチファクトが出やすくなり、感度マップの質が低下することになる。この結果、パラレルイメージングを用いた本撮像での画像の品質が低下することとなっていた。体動アーチファクトを低減するには、マップ撮像時間の短縮が有効である。そこで、より短いＴＲを用いた高速ＧＲＥ（ＦＦＥ：First Field Echoとも呼ばれる）シーケンスによってマップ撮像が行われるようになってきている。

しかしながら、短いＴＲを用いたパルスシーケンスでは、長いＴＲを用いた従来のマップ撮像用のパルスシーケンスに比べて、組織間のコントラストを抑制することが難しくなる。

また、前述したように、マップ画像は、Ｂ１不均一性の補正処理にも利用されている。この補正処理では、マップ画像にわずかに残ったコントラストを加味して補正アルゴリズムを最適化している場合もある。従来のマップ画像に基づいて最適化されたこの補正アルゴリズムを活用するには、従来の長いＴＲを用いて生成したマップ画像と同程度のコントラストを確保するのが好ましい。この観点からは、短いＴＲを用いたマップ画像のコントラストが、所望のコントラストに制御できるようになっていることが好ましい。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、マップ撮像に使用するマップ用パルスシーケンスのパラメータを記憶するパラメータ記憶部と、前記マップ用パルスシーケンスのパラメータに基づいて被検体を撮像して撮像データを取得する撮像部と、取得した前記撮像データに基づいて感度マップを生成する感度マップ生成部と、を備え、前記マップ用パルスシーケンスは、フリップ角が９０°未満のプリパルスと、前記プリパルスの後に続く複数の励起パルスを含む高速グラディエントエコーシーケンスとを具備して構成される。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 マップ撮像に関わる構成を示すブロック図。 マップ用パルスシーケンスのパラメータを調整して保存するまでの処理例を示すフローチャート。 従来のマップ撮像用のＧＲＥシーケンス（シーケンスＡ）を示す図。 高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＢ）を示す図。 シーケンスＡのマップ画像とシーケンスＢのマップ画像とを比較した図。 励起パルスのフリップ角と信号強度の関係を定性的に示す図。 プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＣ）を示す図。 領域非選択プリパルスによるスライス流入血液の抑制効果を説明する図。 プリパルスによるマップ画像コントラストの調整を説明する図。 従来のＧＲＥシーケンスによるマップ画像と、プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンスのマップ画像とを対比した図。 シーケンスＡ、Ｂ，及びＣの長所及び短所をまとめた表。 本実施形態によるパラレルイメージング撮像のフローチャート。 本実施形態による不均一性補正処理を伴う撮像のフローチャート。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

（１）構成及び動作概要
図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、寝台２００、制御キャビネット３００、コンソール４００等を備えて構成される。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＷＢ（Whole Body）コイル１２等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台２００は、寝台本体２０と天板２１を有している。また、被検体に近接して配設されるアレイコイル１３を有している。

制御キャビネット３００は、静磁場用電源３０、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、シーケンスコントローラ３４等を備えている。また、コンソール４００は、プロセッサ４０、記憶部４１、入力部４２、表示部４３等を有するコンピュータとして構成されている。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（患者）の撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源３０から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源３０は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。

寝台２００の寝台本体２０は天板２１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板２１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板２１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＷＢコイル１２は、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。

アレイコイル１３はＲＦコイルであり、被検体から放出される磁気共鳴信号を被検体に近い位置で受信する。アレイコイル１３は、例えば、複数の要素コイルから構成される。アレイコイル１３は、被検体の撮像部位に応じて、頭部用、胸部用、脊椎用、下肢用、或いは全身用など種々のタイプがあるが、図１では頭部用のアレイコイル１３を例示している。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＷＢコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＷＢコイル１２やアレイコイル１３によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に対して送信する。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送信する。

コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等のマウスやキーボード等（入力部４２）の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、プロセッサ４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像は表示部４３に表示され、或いは記憶部４１に保存される。

磁気共鳴イメージング装置１を用いた高速撮像法として、パラレルイメージングが良く知られている。前述したように、パラレルイメージングでは、複数の異なる感度パタンをもった受信コイル用いて同時並行的に被検体の撮像を行う。

上述したように、アレイコイル１３は複数の要素コイルから構成されており、これら複数の要素コイルの感度パタンはそれぞれ異なっている。そこで、複数の要素コイルからそれぞれ独立に出力される複数のチャネル信号を用いてパラレルイメージングを行うことができる。一方、アレイコイル１３の複数の要素コイルの出力を分配合成して、互いに異なる感度パタンをもつ複数のチャネル信号をアレイコイル１３から出力することもできる。この場合、分配合成によって生成された複数のチャネル信号を用いてパラレルイメージングを行う。

上記のいずれの場合にも、異なる感度パタン毎にそれぞれ感度マップを生成し、生成した感度マップを用いて、パラレルイメージングの展開処理を行う。そして、パラレルイメージングを用いた本撮像とは別に、感度マップを生成するための撮像、即ち、マップ撮像が行われる。

図２は、マップ撮像、及びパラレルイメージングに関する構成を含んだ磁気共鳴イメージング装置１のブロック図である。図２に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、撮像条件設定部（１）４０１、撮像条件設定部（２）４０２、パラメータ記憶部４０３、パラメータ調整部４０４、再構成部（１）４０６及び再構成部（２）４０７からなる再構成部４０５、感度マップ生成部４０８、及びパラレルイメージング展開処理部４０９等のユニットを有している。

これらの各ユニットの機能は、所定のプログラムコードを、コンソール４００のプロセッサ４０が実行することによって実現されるが、このようなソフトウェア処理に限らず、例えば、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field programmable gate array）等を用いたハードウェア処理で実現しても良いし、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組み合わせて実現しても良い。

なお、図２において、図１に示す磁気共鳴イメージング装置１の構成のうち、コンソール４００を除いた構成の総称を撮像部５００としている。また、図２における入力部４２及び表示部４３は、図１に示すものと同じであるため、同じ符号を付している。

上記各構成のうち、パラメータ調整部４０４は、マップ撮像に使用するパルスシーケンス（以下、マップ用パルスシーケンスと呼ぶ）のパラメータを調整する。そして、このパラメータを調節することによって、感度マップ、或いは感度マップの元となる画像（以下、マップ画像と呼ぶ）のコントラストを調整する。マップ用パルスシーケンスのパラメータ、及びその調整については後述する。

パラメータ記憶部４０３は、パラメータ調整部４０４で調整されたパラメータの値をパラメータの種別と関連付けて保存する。パラメータ記憶部４０３は不揮発性のメモリとして構成されており、パラメータの調整、及びその保存は、マップ撮像及び本撮像の前に行われる。

撮像条件設定部（１）４０１は、マップ撮像時において、パラメータ記憶部４０３に保存されているパラメータを読み出し、マップ撮像の撮像条件として撮像部５００のシーケンスコントローラ３４に設定する。シーケンスコントローラ３４は、設定された撮像条件にしたがってマップ撮像を実行する。

再構成部（１）は、マップ撮像で収集された磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を、逆フーリエ変換等の処理によって再構成してマップ画像を生成する。撮像部５００からは、アレイコイル１３の異なる感度パタンにそれぞれ対応する複数チャネルのＭＲ信号が出力される。再構成部（１）は、これらの複数チャネルのＭＲ信号から、それぞれの感度パタンに対応した複数のマップ画像をアレイコイルのマップ画像として生成する。一方、撮像部５００からは、ＷＢコイル１２の感度パタンに対応するＭＲ信号も出力される。再構成部（１）は、ＷＢコイルのＭＲ信号から、ＷＢコイルのマップ画像もさらに生成する。

感度マップ生成部４０８は、アレイコイルの複数のマップ画像とＷＢコイルのマップ画像とから、アレイコイルの感度パタンに対応する複数の感度マップを生成する。例えば、アレイコイルの各マップ画像をＷＢコイルのマップ画像で除算する等の処理によって感度マップを生成する。

感度マップは、本撮像の撮像領域の全体をカバーするように、３次元の感度マップとして生成される。このため、マップ撮像では、２次元画像（スライス画像）を複数のスライス位置に対して取得する。或いはこれに換えて、３次元フーリエ変換によって３次元のボリューム画像を再構成してもよい。一方、マップ画像の解像度は、診断用に用いられる本撮像の画像の解像度よりも低くてもよく、例えば、２次元マップ画像のマトリクスサイズ（解像度）として、６４×６４程度が用いられる。

撮像条件設定部（２）は、本撮像で使用するパラレルイメージングの撮像条件をシーケンスコントローラ３４に設定する。本撮像用のパルスシーケンスは、マップ用パルスシーケンスの種類によらず独立に設定することができ、ＳＥ（Spin Echo）型、高速ＳＥ（Fast Spin Echo）型、ＧＲＥ（Gradient Echo）型、高速ＧＲＥ（Fast Gradient Echo）型、ＳＳＦＰ(Steady State Free Precision)型、ＥＰＩ（Echo Planer Imaging）型等、本撮像の目的に応じた種々のタイプのパルスシーケンスを設定することができる。また、撮像条件設定部（２）では、パラレルイメージングに固有の撮像条件として、縮小係数Ｒ（reduction factor）等も設定する。

再構成部（２）は、本撮像で収集されたＭＲ信号を再構成して、縮小画像を生成する。縮小画像は、位相エンコード方向の大きさが、本来のＦＯＶ（Field of View）に対して縮小係数Ｒに応じて縮小された画像であり、折り返し（エリアシング）を有する画像である。縮小画像は、アレイコイル１３の要素コイル毎、或いは、異なる感度パタンに対応して出力されるチャネル毎に生成される。

パラレルイメージング処理部４０９は、再構成部（２）４０７から出力される複数の縮小画像を、感度マップ生成部４０８で生成された感度マップを用いて展開し、エリアシングがなく、かつ、本来のＦＯＶの大きさをもつ診断用の画像を生成する。生成された診断用の画像は表示部４１に出力され、表示部４１はこの画像を表示する。

表示部４１には、感度マップ、或いは感度マップの元となるマップ画像を表示することもできる。

図３は、マップ用パルスシーケンスのパラメータを調整し、調整が終了したパラメータをパラメータ記憶部４０３に保存するまでの処理例を示すフローチャートである。

ステップＳＴ１００で、マップ用パルスシーケンスのパラメータを、オペレータが入力部４２を介してパラメータ調整部４０４に入力する。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、マップ用パルスシーケンスとして、フリップ角が９０°未満のプリパルスと、このプリパルスの後に続く複数の励起パルスを含む高速ＧＲＥシーケンスを用いる（以下、プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンスと呼ぶ）。プリパルスを除く高速ＧＲＥシーケンスのパラメータとしては、各励起パルスのフリップ角ＦＡ、励起パルスの間隔ＴＲ、エコー時間ＴＥ（echo time）、マトリクスサイズ、スライス数等がある。また、プリパルスに関連するパラメータとしては、プリパルスのフリップ角、プリパルスの印加領域、遅延時間ＴＤ等がある。ここで、本明細書における遅延時間ＴＤとは、プリパルスの印加時刻から、高速ＧＲＥシーケンス中のｋ空間中心のエコー収集時刻までの時間のことである。ステップＳＴ１００では、これらのパラメータを入力する。

ステップＳＴ１０１では、入力したパラメータに従うマップ用パルスシーケンスでマップ撮像を行い、ＭＲ信号を収集する。

ステップＳＴ１０２では収集したＭＲ信号からマップ画像を再構成し、ステップＳＴ１０３でマップ画像を表示部４３に表示する。

ステップＳＴ１０４において、表示されたマップ画像をオペレータが評価し、所望のコントラストであるか否かを判断する。

所望のコントラストでないと判断された場合は、ステップＳＴ１０６にてパラメータを調整し、再度マップ撮像を行い、所望のコントラストのマップ画像が得られるまで、ステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０４、ステップＳＴ１０６の処理を繰り返す。一方、所望のコントラストであると判断された場合は、そのマップ撮像に用いたマップ用パルスシーケンスの各パラメータをパラメータ記憶部４０３に保存する。

（２）マップ用パルスシーケンス
次に、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で用いるマップ用パルスシーケンスを、従来のマップ撮像パルスシーケンスと比較しつつ説明する。

図４は、従来のマップ撮像パルスシーケンス（以下、このパルスシーケンスを「シーケンスＡ」と呼ぶ）として多く用いられている、ＧＲＥ（グラディエントエコー）シーケンスの一例を示す図である。

図４の上部の４段は、スライス１（１つ目のスライス）に印加するシーケンスであり、上から順に、ＲＦ（ＲＦパルスとエコー信号）、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐ、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒとなっている。

図４の最上段に示す励起パルスＥＰ_１１のサフィックス「１１」は、１番目のスライスの、１番目の位相エンコードであることを示している。例えば、各スライスのマトリクスサイズをＭ×Ｍとし、従って、位相エンコード数がＭである場合（Ｍは、例えば６４）には、１つのスライスに対して、励起パルスＥＰ_１１から励起パルスＥＰ_１Ｍの、Ｍ個の励起パルスが印加される。

励起パルスの間隔ＴＲは、例えば１２０ｍｓに設定されており、後述する高速ＧＲＥシーケンスに比べて、ＴＲは長い値に設定されている。ＴＲが長いと、ある１つの励起パルスＥＰ_αで倒された縦磁化が、その次の励起パルスＥＰ_βの印加直前までにある程度回復するため、この励起パルスＥＰ_βによって生じる横磁化の大きさもある程度大きな値を示す。このため、シーケンスＡでは、比較的大きなＳＮＲ（Signal to Noise Ratio）を得ることができる。

一方、感度マップを生成する観点からは、体内の組織間のコントラストはできるだけ小さい方が好ましい。この意味では、組織間の縦緩和時間や横緩和時間の相違を強調するＴ１強調やＴ２強調よりも、プロトン密度強調（ＰＤＷ）の方が好ましい。そこで、従来のシーケンスＡにおいても、エコー時間ＴＥを短くした（例えば図４の例では、ＴＥ＝２．３ｍｓ）設定となっている。また、プロトン密度強調とするために、各励起パルスのフリップ角ＦＡも小さな値（例えば、ＦＡ＝２０°）に設定している。

従来のシーケンスＡでは、ＴＲを長く設定しているため、エコーを収集してから次の励起パルスまでの時間が長い。そこでこの時間を利用したインターリーブ型マルチスライス撮像が通常行われている。例えば、図４に例示したように、スライス１の励起パルスＥＰ_１１と励起パルスＥＰ_１2の間に、スライス２の励起パルスＥＰ_１１からスライスｎの励起パルスＥＰ_１ｎを、順次異なるスライスに印加している。このようなインターリーブ型のマルチスライスＧＲＥ撮像により、３次元領域全体の撮像時間は短縮される。

しかしながら、上記の従来のシーケンスＡでは、１枚のスライスの撮像に要する時間自体は短縮されず長いままである。例えば、マップ画像のマトリクスサイズを６４×６４として、本撮像の診断用画像のマトリクスサイズよりも小さく設定したとしても、ＴＲが１２０ｍｓの場合、スライス当たりの撮像時間は、ＷＢコイル１２とアレイコイル１３の撮像によって、約１５．４秒（＝２×６４×１２０ｍｓ）と長くなる。この間、患者の個人差はあるものの、体の動きを完全に止めることは難しく、また、呼吸性の体動や心拍性の体動も発生する。このため、ＧＲＥ法による従来のシーケンスＡでは、体動アーチファクトを十分に抑制するのが難しかった。

上記の課題を解決する方法として、ＴＲを短くしたシーケンス、即ち、高速ＧＲＥシーケンスを採用する方法が考えられる。高速ＧＲＥシーケンスでは、通常、ＴＲを体内組織の縦緩和時間Ｔ１よりも小さく設定する。図５は、この高速ＧＲＥシーケンス（以下、「シーケンスＢ」と呼ぶ）を例示する図である。

図５に例示するシーケンスＢでは、ＴＲを６ｍｓに設定し、シーケンスＡのＴＲ（＝１２０ｍｓ）に対して１／２０に短縮している。その他のパラメータはシーケンスＡと同じである。ただし、エコーと次の励起パルスとの間の時間が短くなっているため、インターリーブ型のマルチスライスではなく、シーケンシャル型のマルチスライスとしている。

シーケンスＢでは、ＴＲが１／２０と大幅に短縮されているため、スライス当たりの撮像時間もそれに比例して短縮される。マトリクスサイズをシーケンスＡと同じ（６４×６４）とし、ＷＢコイル１２とアレイコイル１３でそれぞれ撮像するとすると、スライス当たりの撮像時間は、わずか約０．８秒（＝２×６４×６ｍｓ）となり、１秒もかからない。このため、この間における患者の体の動きや、呼吸性の体動や心拍性の体動は大幅に低減され、体動アーチファクトの発生を大幅に抑制することが可能となる。

しかしながら、シーケンスＢには、マップ画像のコントラストという点から観た場合、従来のシーケンスＡで得られていたようなコントラストを容易に実現できないという問題がある。

図６は、従来のマップ撮像シーケンスであるシーケンスＡを用いて撮像したマップ画像と、上記のシーケンスＢを用いて撮像したマップ画像とを比較した図である。上段に示す「画像Ａ」がシーケンスＡに対応する画像であり、下段に示す「画像Ｂ」、「画像Ｃ」及び「画像Ｄ」がシーケンスＢに対応する画像である。いずれの画像も一人のボランティアの頭部を撮像したスライス画像であり、本明細書への記載に関してはボランティアの了解を得ている。各シーケンスのパラメータは、それぞれ図４及び図５に例示したものと同じであり、シーケンスＡでは、ＴＲを１２０ｍｓ、ＴＥを２．３ｍｓ、励起パルスのフリップ角を２０°、マトリクスサイズを６４×６４としている。また、シーケンスＢでは、ＴＲを６ｍｓとしており、それ以外のパラメータはシーケンスＡと同じである。

図６からわかるように、シーケンスＢで撮像した「画像Ｂ」では、従来のシーケンスＡの「画像Ａ」と比べると、水成分が支配的となる脳中央部のＣＳＦ、及び眼球の信号強度が、それ以外の組織に比べて高くなっており、画像上は光って見える。つまり、ＣＳＦ及び眼球と、それ以外の組織との間のコントラストが、「画像Ａ」に対して大きくなっている。また、「画像Ａ」では血液のコントラストも高くなっている。

水（ＣＳＦ及び眼球）のコントラストが高くなる現象は、水の横緩和時間Ｔ２が脳内の他の組織に比べて長いことに起因している。ＴＲの長い従来のシーケンスＡでは、ある１つの励起パルスで発生する横磁化成分は、その横緩和時間Ｔ２が長い水（ＣＳＦ、眼球）であっても、次の励起パルスの印加時刻までには消滅、或いはかなりの程度低減している。これに対してＴＲの短いシーケンスＢでは、横緩和時間Ｔ２の長い水（ＣＳＦ、眼球）の横磁化は次の励起パルスの印加時においても残留するため、後段のＴＲ内に漏れ込み、この結果、水のコントラストが大きくなってしまう。

このような、残留横磁化を消滅させる技術として「スポイリング」と呼ばれる技術があり、その１つに「ＲＦスポイル」がある。ＲＦスポイルは、励起パルスのＲＦ信号の位相を、励起パルス毎に変化させることにより、残留横磁化を消滅或いは低減する技術である。図６の「画像Ｃ」及び「画像Ｄ」は、シーケンスＢにおいてＲＦスポイルを適用して撮像した画像である。

「画像Ｃ」では、ＲＦスポイルの適用によって、脳中央部のＣＳＦと眼球の信号が抑制されているのがわかる。その一方、ＣＳＦと眼球の信号が抑制されたことに伴って、「画像Ｃ」では、脳周辺部の脂肪の信号が相対的に高くなっている。また、「画像Ｃ」の下部位置で小さく光っているのは、頭部の中を頭足方向に走る血管であり、血液の信号も相対的に高くなっている。この理由として、以下が考えられる。

図７は、ＴＲが６ｍｓ以下程度に短い場合における、励起パルスのフリップ角と信号強度の関係を定性的に示す図である。一般に、ＧＲＥのシーケンスでは、フリップ角が大きくなるにつれて組織間の縦緩和時間Ｔ１の相違が顕著に現れ、Ｔ１強調の画像となることが知られている。「画像Ｃ」に対応するシーケンスＢにおける励起パルスのフリップ角は２０°でありそれ程大きな値ではないが、それでもＴ１強調の傾向があり、図７のグラフのフリップ角２０°の位置に示すように脂肪や血液の信号強度が水や脳実質部に比べて大きくなっている。このことが、「画像Ｃ」において、脂肪や血液の信号が相対的に高くなっている理由と考えられる。

また、「画像Ｃ」において血液の信号が高くなっている他の理由として、撮像対象のスライスの外から流入してくる血液の影響が考えられる。撮像対象のスライスに励起パルスが繰り返し印加されると、スライス内の血液の縦磁化は徐々に低下して定常状態に至る。これに対して、スライスの外からスライス内に流入してくる血液はまだ定常状態に至っておらず、大きな縦磁化を有している。このため、スライス外からスライス内に流入してくる血液の信号が高くなると考えられる。

図７から類推されるように、励起パルスのフリップ角を２０°からさらに小さくすれば、Ｔ１強調の傾向は弱まり、脂肪や血液の信号強度が低下すると考えられる。

「画像Ｄ」は、このような考えに基づいて、励起パルスのフリップ角を１０°に設定して撮像した画像である。フリップ角を１０°と低く設定したことにより、「画像Ｃ」で脳外周部に見られた脂肪の信号強度が低下したことが「画像Ｄ」からわかる。しかしながら、「画像Ｃ」と「画像Ｄ」を見比べると判るように、「画像Ｄ」では、今度は水（ＣＳＦ、眼球）や脳実質部の信号強度が相対的に強くなってきている。

上述したように、従来のＧＲＥシーケンス（シーケンスＡ）のＴＲを単に短くした高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＢ）では、マップ画像のコントラストを調整のするのが容易ではなく、従来のマップ画像（「画像Ａ」）と同等のコントラストを得るのは難しい。この理由は、高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＢ）において、コントラストを調整するためのパラメータの数が少ない点にある。

シーケンスＢのＴＲを変化させることによってコントラストも変化するが、そもそもシーケンスＢの目的はスライス当たりの撮像時間を短縮することにあり、ＴＲは１０ｍｓ以下に設定するのが好ましい。この意味では、ＴＲの調整幅は狭く、ＴＲを１０ｍｓ以下の範囲で変化させてもコントラストの調整幅は少ない。

また、シーケンスＢのエコー時間ＴＥを見かけ上の横緩和時間Ｔ２＊に対して相対的に変化させてもコントラストは変化しうるが、ＴＥは例えば２．３ｍｓであり、通常の横緩和時間Ｔ２＊と比べても十分に小さいため、コントラスト調整のためにはあまり寄与しない。

したがって、シーケンスＢにおいて、実質的にコントラストを調整できるパラメータは励起パルスのフリップ角だけであり、この１つのパラメータを調整しても、マップ画像のコントラストを所望の程度にまで低減するのには限界がある。

また、前述したように、マップ画像は、Ｂ１不均一性の補正処理にも利用されており、この補正処理では、マップ画像にわずかに残ったコントラストを加味して補正アルゴリズムを最適化している場合がある。従来のマップ画像に基づいて最適化されたこの補正アルゴリズムを有効に活用するには、従来の長いＴＲを用いて生成したマップ画像（「画像Ａ」）と同程度のコントラストを確保するのが好ましい。この観点から、高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＢ）で得られたマップ画像のコントラストが、マップ画像（「画像Ａ」）と同等のコントラストとなるように制御できるようになっていることが好ましい。しかしながら、シーケンスＢでは、コントラストを調整するためのパラメータが少ないため、この要望を満たすのも難しい。

そこで、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、シーケンスＡにおける体動アーチファクト発生の問題と、シーケンスＢにおける上記のコントラスト調整の困難さを解決すべく、以下に述べる、「プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス」（以下、シーケンスＣと呼ぶ）を採用する構成としている。

図８は、本実施形態で採用するプリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＣ）を示す図である。

シーケンスＣは、フリップ角が９０°未満のプリパルスと、このプリパルスの後に続く複数の励起パルスを含む高速ＧＲＥシーケンスとを具備して構成されている。シーケンスＢのうちプリパルスを除く高速ＧＲＥシーケンスの部分は、基本的にはシーケンスＢと同じものであり、スライス毎にこの高速ＧＲＥシーケンスが繰り返される。

ただし、シーケンスＣでは前述したＲＦスポイルが適用されている。横磁化をより一層スポイリングするために、ＲＦスポイルに加えて傾斜磁場スポイルを行っても良い。即ち、高速ＧＲＥシーケンス中の各ＴＲ内において、エコーを収集してから次の励起パルスまでの間に、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒの少なくとも１つを印加して横磁化をさらにスポイルするようにしても良い。

プリパルスは、各スライスに対する高速ＧＲＥシーケンスの前にそれぞれ印加される。また、プリパルスの印加領域は、撮像対象のスライスの領域よりも大きく設定される。或いは、プリパルスは、領域非選択として印加される。図８では、プリパルスの印加時に、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒのいずれもが印加されておらず、プリパルスが領域非選択として印加されている例を示している。

プリパルスの無いシーケンスＢにおいては、図９（ａ）に示すように、スライスの外から流入する血液によって、血液の信号強度が高くなっていた。これに対して、シーケンスＣでは、プリパルスの付加と共に、プリパルスの印加領域を撮像対象のスライスの領域よりも大きく設定し、或いは、プリパルスを領域非選択として印加しているため、スライスに流入してくる血液の信号強度を抑制することができる（図９（ｂ））。

図８に戻り、プリパルスと、高速ＧＲＥシーケンスの最初の励起パルスとの間には、プリパルスで発生する横磁化を消失するための傾斜磁場（スポイラー）が設けられている。スポイラーとして印加する傾斜磁場は、図８のようにＧｓ、Ｇｐ、及びＧｒの総てでもよいが、これらのうちの任意の２つ、或いは任意の１つでもよい。

また、プリパルスの印加時刻から、高速ＧＲＥシーケンス中のｋ空間中心のエコー収集時刻までの時間を遅延時間ＴＤとしている。

このようなシーケンスＣにより、マップ画像のコントラストを、シーケンスＢに比べてより自在に調整することが可能となる。何故なら、コントラストを有効に調整しうるパラメータの数が、シーケンスＢよりもシーケンスＣの方が多くなっているからである。換言すれば、コントラストを調整する自由度が、シーケンスＣの方がシーケンスＢよりも高い。シーケンスＢにおいては、コントラストを有効に調整しうるパラメータは実質的に励起パルスのフリップ角に限定されていた。これに対して、シーケンスＣでは、励起パルスのフリップ角の他、少なくともプリパルスのフリップ角及び遅延時間ＴＤを調整することにより、マップ画像のコントラストを調整することができる。図１０はこのことを定性的に説明する図である。

図１０（ａ）は、シーケンスＢ（高速ＧＲＥシーケンス）の定常時における各組織の信号強度と時間との関係を模式的に示す図である。定常時では各組織の縦磁化は一定となるため、信号強度も時間に対して変化しない。図１０（ａ）は、図６の「画像Ｄ」の撮像パラメータ（励起パルスのフリップ角を１０°、ＲＦスポイルあり）に対応する信号強度の相対値（コントラスト）を模式的に示したものである。このとき、脳実質部と、水（ＣＳＦ、眼球）の信号強度が高くなっている。

一方、図１０（ｂ）は、シーケンスＣ（プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス）における縦磁化の時間変化を模式的に示したものである。図１０（ｂ）では、説明の便宜上、プリパルス印加前の各組織の縦磁化の大きさ（Ｍ０）を同じと仮定している。また同様に説明の便宜上、高速ＧＲＥシーケンスの開始直後の過渡状態は省略し、高速ＧＲＥシーケンスの開始と共に定常状態になるものと仮定している。

プリパルスの印加により、印加直後の縦磁化の大きさはＭ０からＭ１に低下する。その後、縦磁化は回復していくが、各組織の縦緩和時間Ｔ１の違いにより回復の速度が異なる。縦緩和時間Ｔ１が最も小さい脂肪は最も早く立ち上がり、縦緩和時間Ｔ１の大きな脳実質部や水（ＣＳＦ、眼球）はゆっくりと立ち上がる。プリパルスにより、ｋ空間中心までの遅延時間ＴＤの中で組織の縦磁化に差が付き、組織間の信号強度、即ち画像コントラストがつく。

図１０（ｂ）から理解できるように、遅延時間ＴＤを調整することにより、高速ＧＲＥシーケンス中の各組織の縦磁化の相対的な大きさを調整することができる。この結果、遅延時間ＴＤを調整することにより、各組織の相対的な信号強度、或いは、組織間のコントラストを調整することができる。

また、プリパルス印加後は、縦緩和時間Ｔ１の大きな脳実質部や水（ＣＳＦ、眼球）は脂肪よりもゆっくり立ち上がるため、脳実質部や水（ＣＳＦ、眼球）の信号強度を、相対的に抑制することができる。この結果、図６の「画像Ｄ」において高かった脳実質部や水（ＣＳＦ、眼球）の信号強度（図８（ａ）も参照）を低減することができる。

また、遅延時間ＴＤだけでなく、プリパルスのフリップ角を変えることによっても、各組織の信号強度を変化させることができる。プリパルスのフリップ角に依存して、プリパルス印加直後の縦磁化の大きさが変化するからである。

図１１は、従来のマップ撮像シーケンスであるＧＲＥシーケンス（シーケンスＡ）で撮像した「画像Ａ」と、本実施形態で採用するプリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス（シーケンスＣ）で撮像した「画像Ｅ」とを対比した図である。シーケンスＣは、ＴＲを短くしているため、スライス当たりの撮像時間をシーケンスＡの約１５．４秒から約０．８秒へと大幅に短縮されている。この結果、体動アーチファクトの発生を抑制することが可能となっている。加えて、シーケンスＣにおけるパラメータとして、励起パルスのフリップ角、プリパルスのフリップ角、及び遅延時間ＴＤを調整して、それぞれ１０°、３０°、及び２００ｍｓに設定することによって、従来のマップ画像（「画像Ａ」）と同等のコントラストが得られている。

なお、図８、図１１等に示したシーケンスＣの各パラメータの数値はあくまでも一例であり、本発明がこれらの数値に限定されるわけではない。

図１２は、これまで説明してきたシーケンスＡ、Ｂ，及びＣの長所及び短所をまとめた表である。

従来のマップ撮像シーケンスであるシーケンスＡは、組織間のコントラストが小さく、ＳＮＲが高いという利点があるが、スライス当たりの撮像時間が長く、体動アーチファクトが発生しやすい。

シーケンスＡのＴＲを単純に短縮したシーケンスＢは、スライス当たりの撮像時間が短く体動アーチファクトが少ないが、組織間のコントラストが着きやすいという欠点をもつ。また、ＴＲが短いことに起因して定常時の縦磁化がシーケンスＡに比べて小さくなり、シーケンスＡに比べてＳＮＲが低めとなる。

これらに対して、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で採用するシーケンスＣは、シーケンスＡに比べてＳＮＲは低めとなるものの、１）スライス当たりの撮像時間が短く体動アーチファクトが少ない、かつ、２）組織間のコントラストを小さくするためのパラメータ調整が可能である、という利点を有する。

シーケンスＣにおける上記の利点は、パラレルイメージングで利用する感度マップのコントラストを低く抑えることができるだけでなく、従来のＲＦ磁場（Ｂ１）不均一性の補正処理を有効に活用する上でも有用である。

図３で説明したように、シーケンスＣのパラメータ調整によって所望のコントラストをもつマップ画像が得られると、調整後のパラメータはパラメータ記憶部４０３に保存されることになる。パラメータの調整と保存のタイミングは特に限定するものではなく、例えば、磁気共鳴イメージング装置１の出荷前に工場内でパラメータの調整と保存を行っても良いし、病院等に据え付けるときにパラメータの調整と保存を行ってもよい。また、一旦パラメータ記憶部４０３に保存したパラメータをオペレータが随時変更可能なように、パラメータ調整部４０４やパラメータ記憶部４０３を構成してもよい。

図１３は、パラメータ記憶部４０３に保存されたパラメータを利用して、パラレルイメージング撮像を行う処理の概略の流れを示すフローチャートである。ステップＳＴ２００からステップＳＴ２０４までがマップ撮像の処理であり、ステップＳＴ２０５からステップＳＴ２０７がパラレルイメージングによる本撮像の処理である。

ステップＳＴ２００で、マップ用パルスシーケンス（プリパルス付き高速ＧＲＥシーケンス）の、コントラスト調整済みのパラメータをパラメータ記憶部４０３から読み出す。

そして、ステップＳＴ２０１で、読み出したパラメータを、撮像条件設定部（１）４０１を介してシーケンスコントローラ３４に設定してマップ撮像を実行する。

ステップＳＴ２０２で、ＷＢコイル１２から収集されたマップ撮像のＭＲ信号を用いて、ＷＢコイル１２のマップ画像を生成する。

同様に、ステップＳＴ２０３で、アレイコイル１３の各チャネルから収集されたマップ撮像のＭＲ信号を用いて、アレイコイル１３の各マップ画像を生成する。

ステップＳＴ２０４で、アレイコイルの各マップ画像をＷＢコイルのマップ画像で除算して、アレイコイルのチャネルごとの感度マップを生成する。

ステップＳＴ２０５で、本撮像（パラレルイメージング）の撮像条件を、撮像条件設定部（２）４０２を介してシーケンスコントローラ３４に設定して、本撮像を実行する。

ステップＳＴ２０６で、本撮像で得られた各縮小画像を、ステップＳＴ２０４で生成された感度マップを用いて展開する。

最後に、ステップＳＴ２０７で、展開処理後の画像（最終画像）を表示、或いは保存する。

図１４は、パラメータ記憶部４０３に保存されたパラメータを利用して、ＲＦ磁場（Ｂ１）不均一性補正処理を伴う撮像を行う処理の概略の流れを示すフローチャートである。ステップＳＴ２００からステップＳＴ２０３までの処理は図１３と同じであり、説明を省略する。

ステップＳＴ３００では、ＷＢコイルのマップ画像とアレイコイルの各マップ画像を適宜のメモリに保存する。ステップＳＴ３０１で本撮像を実行する。ステップＳＴ３０２で、保存されたマップ画像（ＷＢコイル、アレイコイル）を用いてＢ１不均一性の補正処理を行う。最後に、ステップＳＴ３０３で、補正処理後の画像（最終画像）を表示、或いは保存する。

以上説明してきたように、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、スライス当たりの撮像時間が短縮されたマップ撮像によって体動アーチファクトの少ない感度マップを生成することができ、かつ、感度マップ、或いはその元となるマップ画像のコントラストを抑制或いは制御することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ 磁気共鳴イメージング装置
４０ プロセッサ
４２ 入力部
４３ 表示部
４００ コンソール
４０３ パラメータ記憶部
４０４ パラメータ調整部
４０８ 感度マップ生成部
５００ 撮像部

Claims (11)

1. 感度マップ収集用にパラメータが設定されたシーケンスを実行することにより磁気共鳴信号を収集する収集部と、
   前記磁気共鳴信号に基づいて感度マップを生成する生成部と、を備え、
   前記シーケンスは、フリップ角が９０°未満のプリパルスと、前記プリパルスの後に続く複数の励起パルスを含む高速グラディエントエコーシーケンスとを具備して構成される、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記シーケンスのパラメータを調整することによって、前記感度マップのコントラストを調整する調整部、をさらに備える、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記調整部にて調整されるパラメータは、（ａ）前記プリパルスのフリップ角、（ｂ）前記励起パルスのフリップ角、及び（ｃ）前記プリパルスから、前記高速グラディエントエコーシーケンス中のｋ空間中心までの時間、の少なくとも１つを含む、
   請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記調整部は、脳脊髄液、及び血液の少なくとも一方が低下するように前記パラメータを調整する、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記調整部は、脂肪と脳実質部とのコントラストが小さくなるように前記パラメータを調整する、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記複数の励起パルスの各間隔は、１０ｍｓ以下である、
   請求項１乃至５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記高速グラディエントエコーシーケンスは、傾斜磁場スポイリング、及び、ＲＦスポイリンの少なくとも１つのスポイリングを用いて、残留横磁化を消失させる、
   請求項１乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記プリパルスは、（ａ）感度マップ作成対象のスライス領域よりも広い範囲を励起する、又は、（ｂ）領域非選択として印加される、
   請求項１乃至７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記シーケンスはスライス毎に印加され、前記感度マップは、複数のスライスから夫々収集した複数の撮像データから３次元データとして生成される、
   請求項１乃至８のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記感度マップは、パラレルイメージングの展開処理に使用される、
    請求項１乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記感度マップは、高周波磁場不均一性の補正処理に使用される、
    請求項１乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。