JP6697261B2 - 磁気共鳴イメージング装置、拡散強調画像の生成方法及び画像処理装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、拡散強調画像の生成方法及び画像処理装置 Download PDF

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Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、拡散強調画像の生成方法及び画像処理装置に関する。
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（ＭＲ（Magnetic Resonance）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、拡散強調イメージング（ＤＷＩ：diffusion weighted imaging）と呼ばれる技術がある。拡散強調イメージングでは、撮像時にＭＰＧ（motion probing gradient）と呼ばれる強大なフローエンコード傾斜磁場を印加する。このＭＰＧの印加によって、生体内の各組織における拡散係数の相違に応じてＭＲ信号の強度に差（コントラスト）が発生し、拡散係数の相違が強調された拡散強調画像を生成することができる。
生体内の各組織の拡散の大きさは、ＡＤＣ(apparent diffusion coefficient:みかけの拡散係数)と呼ばれる指標を用いて表される。一方、ＭＰＧの大きさを表す指標として、ｂ値（b-factor）と呼ばれる指標が用いられる。
ＡＤＣの相違によるコントラストを大きくしようとすると、ｂ値をある程度大きく設定する必要があり、ｂ値として１０００程度の値が通常多く用いられている。しかしながら、悪性腫瘍を描出しようとする場合、この程度のｂ値では不十分であり、もっと大きなｂ値が要望される場合がある。一方、ハードウェア上の制約等により、ｂ値をさらに大きく設定することは容易ではない。
そこで、通常の範囲のｂ値で撮像した拡散強調画像から、あたかもより大きなｂ値で撮像したかのような拡散強調画像を計算で求める技術（computedＤＷＩ：computed diffusion weighted imaging）が開発されている。
特開２０１０−９９４５５号公報
本発明が解決しようとする課題は、収集した拡散強調画像から、収集時に用いた撮像パラメータ値と異なるパラメータ値に対応する拡散強調画像を計算で求めることができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、Ｎ種類（Ｎは２以上の自然数）のパラメータに関して、前記パラメータの値を異ならせた設定により、（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集する収集部と、前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定された前記パラメータの値と、収集した前記拡散強調画像の信号値との関係に基づいて、当該パラメータについて、任意の値の計算拡散強調画像を生成する生成部と、を備える。
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。 第１の実施形態の拡散強調イメージングに関わる構成を示すブロック図。 第１の実施形態の処理例を示すフローチャート。 拡散強調イメージングで使用するパルスシーケンス種類の第１の例を示す図。 第１の実施形態で使用するパルスシーケンス例の説明図。 実際の撮像によって収集された３つの信号強度Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３と、計算によって求める信号強度Ｓｃとの関係を模式的に示す図。 拡散強調イメージングで使用するパルスシーケンス種類第２の例を示す図。 拡散係数が複数の成分から構成されるモデルと、モデルに基づく信号強度の計算例を示す図。 ｂ値の選択範囲と信号強度の計算誤差との関係を説明する図。 第２の実施形態の拡散強調イメージングに関わる構成を示すブロック図。 第２の実施形態の処理例を示すフローチャート。 第２の実施形態で使用するパルスシーケンス例の説明図。 第４の実施形態の処理例を示すフローチャート。 第４の実施形態で使用するパルスシーケンス例の説明図。 脳の撮像の場合における、第２の実施形態によるＴ１測定時のポイントの条件と、第４の実施形態によるＴ１測定時のポイントの条件を説明する図。 拡散強調画像収集時のパラメータ設定画面の一例を示す図。 画像処理装置の構成例を示すブロック図。 計算拡散強調画像生成時のパラメータ設定画面の一例を示す図。
上述したように、computedＤＷＩにおいても、或いは通常のＤＷＩにおいても、１０００程度のｂ値が従来から多く使用されている。ｂ値を１０００程度とするためには、ＭＰＧのパルス長をある程度長くせざるを得ない。一方、ＤＷＩのパルスシーケンスでは、励起パルスを印加してからＭＲ信号の収集を開始するまでの間に２つのＭＰＧを挿入する必要がある。このため、励起パルスの印加からＭＲ信号の主要部の収集までの時間、即ち、実効エコー時間ＴＥが長くなる。例えば、ｂ値を１０００とした場合、実効エコー時間ＴＥは６０ｍｓ程度、或いはそれ以上となる。
一方、腫瘍組織は正常組織に比べてＡＤＣが小さいため、拡散強調画像では腫瘍組織が高信号として描出される。このため、脳部だけでなく、肝臓、腎臓、前立腺等の腹部系も含めた全身に対する腫瘍診断に拡散強調イメージングが多用されるようになってきている。しかしながら、肝臓、腎臓、前立腺等の腹部系の組織は、一般に横緩和時間Ｔ２が短い。また、神経組織もＡＤＣが小さく、拡散強調画像では神経組織が高信号として描出されるが、神経組織も横緩和時間Ｔ２が短い。
このため、従来の拡散強調イメージングでは、腫瘍や神経の横緩和時間Ｔ２よりも実効エコー時間ＴＥの方が長くなってしまう。この結果、ＭＲ信号の収集時には上記の腫瘍や神経の信号は減衰してしまい、腫瘍や神経の背景に対する相対的な信号強度が低下する。つまり、拡散強調イメージングによって本来高信号として描出されるべき腫瘍や神経が、実効エコー時間ＴＥの方が横緩和時間Ｔよりも長いことによって低信号となってしまう。
また、横緩和時間Ｔ２が実効エコー時間ＴＥよりも小さいと、実質的にＴ２強調画像となるため、拡散強調画像には、ＡＤＣの相違によるコントラストと、Ｔ２の相違によるコントラストとが混在することになる。このため、ＡＤＣのコントラストがＴ２の相違によるコントラストに埋もれてしまい、本来得ようとしていたＡＤＣのコントラストの抽出が困難となる。
上記のような問題を解決する磁気共鳴イメージング装置の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。
（第１の実施形態）
図１は、第1の実施形態に係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、処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、ディスプレイ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では胸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、処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、及びディスプレイ４３を有する。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の入力デバイス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、処理回路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ディスプレイ４３に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。
磁気共鳴イメージング装置１を用いた撮像法として、拡散強調イメージングが良く知られている。
図２は、拡散強調イメージングに関する構成を含んだ第1の実施形態の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の処理回路４０は、撮像条件設定機能４０１、パラメータ記憶機能４０２、拡散強調画像生成機能４０３、拡散強調画像計算機能４０４、ＡＤＣマップ生成機能４０５、Ｔ２マップ生成機能４０６の各機能を実現する。
これらの各機能は、記憶回路４１に保存された所定のプログラムコードを、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが実行することによって実現される。このようなソフトウェア処理に限らず、例えば、処理回路４０がＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field programmable gate array）等のハードウェアを具備し、これらのハードウェアを用いたハードウェア処理よって上記の各機能を実現しても良い。また、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、上記の各機能を実現しても良い。
なお、パラメータ記憶機能４０２、拡散強調画像生成機能４０３、拡散強調画像計算機能４０４、ＡＤＣマップ生成機能４０５、及びＴ２マップ生成機能４０６で計算画像生成機能４０８を構成している。また、コンソール４００の処理回路４０で実現される撮像条件設定機能４０１及び拡散強調画像生成機能４０３と、コンソール４００以外の各コンポーネント（制御キャビネット３００、磁石架台１００及び寝台２００内の各コンポーネント）によって実現される機能とで、収集機能５００を構成している。また、図２における入力デバイス４２及びディスプレイ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、パラメータ記憶機能４０２は、拡散強調イメージングのパルスシーケンスの種類や、パルスシーケンス内の各種のパラメータ等の撮像条件を記憶回路４１に記憶する。これらの撮像条件は、例えば、入力デバイス４２を介してオペレータによって入力される。或いは、既に記憶されている撮像条件に対して、入力デバイス４２を介した操作によって、オペレータが変更することもできる。
拡散強調イメージングのパルスシーケンスに固有のパラメータとしては、ＭＰＧ（motion probing gradient）パルスに関するパラメータとしてｂ値（b-factor）があるが、このｂ値は入力デバイス４２を介して入力され、パラメータ記憶機能４０２によって記憶回路４１に保存される。この他、パルス繰り返し時間ＴＲや、実効エコー時間ＴＥ等のパラメータも入力デバイス４２を介して入力され、記憶回路４１に保存される。
撮像条件設定機能４０１は、拡散強調イメージングの実行時において、記憶回路４１保存されているパラメータを読み出し、読み出したパラメータを、拡散強調イメージングの撮像条件として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拡散強調イメージングを実行する。
拡散強調画像生成機能４０３は、拡散強調イメージング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拡散強調画像を生成する。後述するように、第１の実施形態では、パルスシーケンスを異ならせた拡散強調イメージングを実行することにより、３つ以上の拡散強調画像を生成し収集する。例えば、第１乃至第３の３つのパルスシーケンスを用いて拡散強調イメージングを行い、各パルスシーケンスに対応させて第１乃至第３の拡散強調画像を生成する。第１乃至第３の３つのパルスシーケンスでは、ｂ値、或いは実効エコー時間ＴＥが３つ以上の異なった値に設定される。例えば、第１のパルスシーケンスでは第１のｂ値と第１の実効エコー時間ＴＥが規定され、第２のパルスシーケンスでは第２のｂ値と第２の実効エコー時間ＴＥが規定され、第３のパルスシーケンスでは第３のｂ値と第３の実効エコー時間ＴＥがそれぞれ規定されるが、詳しくは後述する。生成された、或いは収集された、３つの拡散強調画像は一旦適宜のメモリに保存される。
計算画像生成機能４０８は、第１乃至第３の３つの拡散強調画像の画素毎の信号強度と、第１、第２及び第３のｂ値、及び第１、第２及び第３の実効エコー時間ＴＥとを用いた計算により、任意の実効エコー時間ＴＥと任意のｂ値に対応する計算拡散強調画像（computed DWI: computed diffusion weighted image）を生成する。
より具体的には、計算画像生成機能４０８のＡＤＣマップ生成機能４０５は、例えば第１及び第２の拡散強調画像の画素毎の信号強度と、第１及び第２のｂ値とから、被検体のＡＤＣ（apparent diffusion coefficient）を画素毎に算出し、ＡＤＣマップを生成する。ここで、ＡＤＣマップとは、画素毎に算出されたＡＤＣを対応する画素の位置に配列したものである。
一方、計算画像生成機能４０８のＴ２マップ生成機能４０６は、例えば第１及び第３の拡散強調画像の画素毎の信号強度と、第１及び第３の実効エコー時間ＴＥとから、被検体の横緩和時間Ｔ２を画素毎に算出し、Ｔ２マップを生成する。ここでＴ２マップとは、画素毎に算出された横緩和時間Ｔ２を対応する画素の位置に配列したものである。
さらに、計算画像生成機能４０８の拡散強調画像計算機能４０４は、ＡＤＣマップ及びＴ２マップと、第１乃至第３のいずれか１つの拡散強調画像の画素毎の信号強度とから、任意の実効エコー時間ＴＥと任意のｂ値に対応する計算拡散強調画像を生成する。生成された計算拡散拡張画像は、例えば、ディスプレイ４３に表示される。
なお、一般に拡散強調画像と呼ばれる画像は、比較的大きなｂ値（例えば、ｂ＝１０００程度）を用いて収集したＭＲ信号を再構成して生成した画像を指すことが多い。しかしながら、上述した第１乃至第３のパルスシーケンスで使用されるｂ値の中には、小さなｂ値（例えば、ゼロに近いｂ値）の場合や、ｂ値の値がゼロの場合も含まれ得る。本明細書においては、計算拡散強調画像を生成するために使用する、このようなｂ値の小さい画像も拡散強調画像と呼ぶものとする。このことは、第１の実施形態に限らず、他の実施形態においても同様である。
図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の計算拡張画像生成のための処理例を示すフローチャートである。以下、このフローチャートにしたがって、磁気共鳴イメージング装置１の動作を説明する。
ステップＳＴ１００では、第１のパルスシーケンスにより、収集機能５００が第１の拡散強調画像ＩＭ１（ＴＥ２, ｂ１）を収集する。同様に、ステップＳＴ１０１では、第２のパルスシーケンスにより、収集機能５００が第２の拡散強調画像ＩＭ２（ＴＥ２, ｂ２）を収集する。また同様に、ステップＳＴ１０２では、第３のパルスシーケンスにより、収集機能５００が第３の拡散強調画像ＩＭ３（ＴＥ１, ｂ１）を収集する。
図４は、第１乃至第３のパルスシーケンスに共通して使用されるパルスシーケンス種類の一例として、ＳＥ（spin echo）型のＥＰＩ（echo planar imaging）シーケンスに拡散強調用のＭＰＧパルスを組み込んだシーケンスを例示する図である。このシーケンスでは、９０°のフリップ角を有する励起パルスからＴＥ／２後に１８０°のフリップ角を有するリフォーカスパルスが印加され、リフォーカスパルスから概ねＴＥ／２後にＥＰＩシーケンスのデータの収集が開始される。ここで、ＴＥは実効エコー時間を表わしており、厳密には、励起パルスから、ＥＰＩシーケンスのｋ空間中心（位相エンコード方向）のデータを収集するまでの時間を実効エコー時間ＴＥとしている。
ＭＰＧパルスは拡散を強調するために印加される傾斜磁場パルスであり、励起パルスからリフォーカスパルスの間、及びリフォーカスパルスからデータ収集までの間に、それぞれ１つずつＭＰＧパルスが印加される。
ＭＰＧパルスが、組織のＡＤＣ（見かけの拡散係数）に与える影響の大きさを表す指標として、通常ｂ値（b-factor）が用いられる。ｂ値の値は次の（式１）で表される。
ｂ＝γＧ２τ２（Ｔ−（τ/３）） （式１）
ここで、γは磁気回転比（magnetogyric ratio）、ＧはＭＰＧパルスの傾斜磁場の大きさ、τはＭＰＧパルスのパルス長、Ｔは最初のＭＰＧパルスの前縁から後のＭＰＧパルスの前縁までの間隔である。
シングルショットのＳＥ−ＥＰＩでは、１つの励起パルスに伴う１つのデータ収集で、１スライス分の総てのｋ空間データを収集する。これに対して、マルチショットのＳＥ−ＥＰＩシーケンスでは、１スライス分のｋ空間データを複数回に分けて収集する。マルチショットの場合、図４に示すパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで繰り返される。
励起パルスから実効エコー時間ＴＥ後の信号強度Ｓ（ｋ空間中心の信号強度Ｓ）は、次の（式２）で表される。
Ｓ＝Ｓ０*(1-exp[−TR/T1])*exp[−TE/T2]*exp[−b*ADC] （式２）
ここで、Ｓ０は定数、ＴＲは繰り返し時間、ＴＥは実効エコー時間、ｂは（式１）のｂ値である。また、Ｔ１、Ｔ２及びＡＤＣは、それぞれ、被検体の各組織の縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２および見かけの拡散係数ＡＤＣを表わしている。
（式２）の各パラメータのうち、繰り返し時間ＴＲ、実効エコー時間ＴＥ及びｂ値は、パルスシーケンスに依存するパラメータであり（以下、シーケンスパラメータと呼ぶ場合がある）、縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２及びＡＤＣは被検体の組織に依存するパラメータ（以下、組織パラメータと呼ぶ場合がある）である。
第１の実施形態では、シーケンスパラメータのうち、実効エコー時間ＴＥ及びｂ値の２種類のパラメータを変えた第１乃至第３の３つのパルスシーケンスを、ステップＳＴ１００乃至ステップＳＴ１０２で使用する。
図５は、第１乃至第３のパルスシーケンスの一例を、それぞれ上段、中段、下段に示す図である。第１のパルスシーケンスでは、実効エコー時間（第１の実効エコー時間）をＴＥ２、ｂ値（第１のｂ値）をｂ１として規定している。第２のパルスシーケンスでは、実効エコー時間（第２の実効エコー時間）をＴＥ２、ｂ値（第２のｂ値）をｂ２として規定している。また、第３のパルスシーケンスでは、実効エコー時間（第３の実効エコー時間）をＴＥ１、ｂ値（第３のｂ値）をｂ１として規定している。
ここで、第１及び第２のパルスシーケンスで規定するＴＥ２は、第３のパルスシーケンスで規定するＴＥ１よりも長い（ＴＥ１＜ＴＥ２）としている。また、第２のパルスシーケンスで規定するｂ２は、第１及び第３のパルスシーケンスで規定するｂ１よりも大きい（ｂ１＜ｂ２）としている。
図５ではシングルショットのＳＥ−ＥＰＩ系のシーケンスを示しているが、マルチショットの場合は、図５に示すシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで繰り返されることになる。ただし、この場合、繰り返し時間ＴＲは、第１乃至第３のパルスシーケンスにおいて同じ値に規定されるものとする。
図４のステップＳＴ１００では、ＴＥ２及びｂ１をもつ第１のパルスシーケンスが実行され、これに伴って収集されるＭＲ信号を再構成して第１の拡散強調画像ＩＭ１（ＴＥ２, ｂ１）が収集される。同様にステップＳＴ１０１では、ＴＥ２及びｂ２をもつ第２のパルスシーケンスが実行され、これに伴って収集されるＭＲ信号を再構成して第２の拡散強調画像ＩＭ２（ＴＥ２, ｂ２）が収集される。また同様にステップＳＴ１０２では、ＴＥ１及びｂ１をもつ第３のパルスシーケンスが実行され、これに伴って収集されるＭＲ信号を再構成して第３の拡散強調画像ＩＭ３（ＴＥ１, ｂ１）が収集される。
第１乃至第３の拡散強調画像ＩＭ１、ＩＭ２、ＩＭ３の画素毎の信号強度をそれぞれＳ１（ＴＥ２, ｂ１）、Ｓ２（ＴＥ２, ｂ２）、Ｓ３（ＴＥ１, ｂ１）とすると、これらは、（式２）より、次の（式３）乃至（式５）で表される。
S1(TE2, b1)＝Ｓ０*(1-exp[−TR/T1])*exp[−TE2/T2]*exp[−b1*ADC] （式３）
S2(TE2, b2)＝Ｓ０*(1-exp[−TR/T1])*exp[−TE2/T2]*exp[−b2*ADC] （式４）
S3(TE1, b1)＝Ｓ０*(1-exp[−TR/T1])*exp[−TE1/T2]*exp[−b1*ADC] （式５）
ここで、前述したように、ＴＥ１＜ＴＥ２、ｂ１＜ｂ２、であり、またＴＲは共通である。
次に、ステップＳＴ１０３にて、第１の拡散強調画像ＩＭ１、第２の拡散強調画像ＩＭ２、ｂ１、ｂ２より、画素毎のＡＤＣを算出する。具体的には、（式３）及び（式４）より、次の（式６）に示す信号強度比を算出する。
S2(TE2, b2)/S1(TE2, b1)＝exp[−(b2-b1)*ADC] （式６）
そして、（式６）より、次の（式７）に示す画素毎のＡＤＣ、即ちＡＤＣマップを算出する。
ADC＝-ln[S2(TE2, b2)/ S1(TE2, b1)]/(b2-b1) （式７）
次に、ステップＳＴ１０４にて、第１の拡散強調画像ＩＭ１、第３の拡散強調画像ＩＭ３、ＴＥ１、ＴＥ２より、画素毎のＴ２を算出する。具体的には、（式４）及び（式５）より、次の（式８）に示す信号強度比を算出する。
S1(TE2, b1)/S3(TE1, b1)＝exp[−(TE2-TE1)/T2] （式８）
そして（式８）より、次の（式９）に示す画素毎のＴ２、即ちＴ２マップを算出する。
T2＝-(TE2-TE1)/ln[S1(TE2, b1)/S3(TE1, b1)] （式９）
このようにして、ＡＤＣとＴ２が画素毎に求まると、（式３）乃至（式５）のいずれか１つを用いて、例えば（式５）を用いて、次の（式１０）により、任意の実効エコー時間ＴＥｃと、任意のｂ値ｂｃに対応する信号強度Ｓｃ（ＴＥｃ, ｂｃ）を計算で求めることができる。
Sc(TEc, bc)＝S3(TE1, b1)* exp[−(TEc-TE1)/T2]*exp[−(bc-b1)*ADC] （式１０）
図６は、信号空間Ｓ（ＴＥ, ｂ）において、実際の撮像によって収集された３つの信号強度Ｓ１（ＴＥ２, ｂ１）、Ｓ２（ＴＥ２, ｂ２）、Ｓ３（ＴＥ１, ｂ１）と、計算によって求める信号強度Ｓｃ（ＴＥｃ, ｂｃ）との関係を模式的に示す図である。図６では、第１の横軸を実効エコー時間ＴＥ、第２の横軸をｂ値、縦軸を信号強度Ｓとしている。
引用文献１等は、図６における２つの信号強度Ｓ１（ＴＥ２, ｂ１）及びＳ２（ＴＥ２, ｂ２）から、大きなｂ値を有する信号強度Ｓｃ（ＴＥ２, ｂｃ）（ｂｃ＞ｂ２＞ｂ１）を計算で求める技術を開示している。この従来技術は、図５において、第１及び第２のパルスシーケンスを用いて、第２のパルスシーケンスのｂ２の値よりも大きなｂ値を有する拡散強調画像を算出することに相当する。しかしながら、第２のパルスシーケンスにおいて、ｂ値の典型的な値として１０００程度に設定した場合、ＭＰＧパルスのパルス長をある程度長くする必要があり、実効エコー時間ＴＥ２が長くなってしまう。例えば、実効エコー時間ＴＥ２は、６０ミリ秒以上となる。
一方、腫瘍や神経の横緩和時間Ｔ２は短く、上記の従来技術の比較的長い実効エコー時間ＴＥ２よりも短い。この結果、腫瘍や神経のＭＲ信号は、収集時には減衰してしまい、腫瘍や神経の背景に対する相対的な信号強度が低下することになる。つまり、拡散強調イメージングによって本来高信号として描出されるべき腫瘍や神経が、実効エコー時間ＴＥが横緩和時間Ｔ２よりも長いことによって、低信号となってしまう。
また、実効エコー時間ＴＥが横緩和時間Ｔ２よりも長いと、実質的にＴ２強調画像となるため、拡散強調画像には、ＡＤＣの相違によるコントラストと、Ｔ２の相違によるコントラストとが混在することになる。このため、ＡＤＣのコントラストがＴ２の相違によるコントラストに埋もれてしまい、本来得ようとしていたＡＤＣのコントラストの抽出が困難となる。
これに対して、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、任意のｂ値（ｂｃ）と任意の実効エコー時間ＴＥｃに対応する信号強度Ｓｃ（ＴＥｃ, ｂｃ）の拡散強調画像を計算で求めることができる。このことは、大きなｂｃと、非常に短い実効エコー時間ＴＥｃとに対応する拡散強調画像を計算で求めることができることを意味している。例えば、ｂｃ≧２０００、ＴＥｃ≦１０ミリ秒に対応する信号強度Ｓｃ（ＴＥｃ, ｂｃ）の拡散強調画像を計算で求めることができる。極端な例では、実効エコー時間ＴＥｃがゼロミリ秒に対応する拡散強調画像をも計算で求めることができる。
この結果、腫瘍や神経等の横緩和時間Ｔ２が短い組織に対しても、横緩和による信号強度の減衰を防ぎ、高い信号強度として描出することが可能となる。また、実効エコー時間ＴＥｃが短いことによって、Ｔ２の相違によるコントラストの影響が排除される。このため、ＡＤＣの相違によって拡散強調された腫瘍や神経の信号を、忠実に、かつ高い信号強度で描出することができる。
（シーケンスパラメータの大小関係）
任意の実効エコー時間ＴＥｃは、第１乃至第３のパルスシーケンスで用いられる実効エコー時間ＴＥ（ＴＥ１及びＴＥ２：ＴＥ１＜ＴＥ２）のうち、最も短い実効エコー時間ＴＥ１と同じとなるように設定しても良いし（ＴＥｃ＝ＴＥ１）、或いは最も短い実効エコー時間ＴＥ１よりもさらに短くなるように設定しても良い（ＴＥｃ＜ＴＥ１）。
なお、ＴＥｃ＝ＴＥ１と設定する場合は、（式１０）は、次の（式１１）のように簡略化される。
Sc(TEc, bc)＝S3(TE1, b1)*exp[−(bc-b1)*ADC] （式１１）
したがって、この場合、画素毎のＴ２の算出（即ち、Ｔ２マップの算出）が不要となり、計算時間が短縮される。
また、任意のｂ値の値ｂｃは、第１乃至第３のパルスシーケンスで用いられるｂ値（ｂ１及びｂ２：ｂ１＜ｂ２）のうち最も大きいｂ２と同じとなるように設定しても良いし（ｂｃ＝ｂ２）、或いは、最も大きいｂ２よりもさらに大きくなるように設定しても良い（ｂｃ＞ｂ２）。
また、上述した例では、収集機能５００が、第１のパルスシーケンスのｂ値と第２のパルスシーケンスのｂ値を互いに異なる値に設定する（ｂ１≠ｂ２、ｂ１＜ｂ２）と共に、第１のパルスシーケンスのＴＥと第２のパルスシーケンスのＴＥを同じ値（ＴＥ２）に設定して第１及び第２の拡散強調画像を収集している。また、第３のパルスシーケンスのｂ値を、第１及び第２のパルスシーケンスのｂ値のうちの小さい方の値（ｂ１）に設定すると共に、第３のパルスシーケンスのＴＥを、第１及び第２の実効エコー時間（ＴＥ２）より短い値（ＴＥ１：ＴＥ１＜ＴＥ２）に設定して第３の拡散強調画像を収集している。つまり、３つのパルスシーケンスのうち、２つのパルスシーケンスにおいて共通のｂ値を使用し、同様に、３つのパルスシーケンスのうち、２つのパルスシーケンスにおいて共通の実効エコー時間ＴＥを使用するという制限を課している。このような制限により、ＡＤＣやＴ２の算出を容易にしている。
しかしながら、ｂ値やＴＥの上記の制限を取り除くこともできる。今、第１、第２、第３のパルスシーケンスで使用する実効エコー時間ＴＥとｂ値の組み合わせを、それぞれ（ＴＥ１, ｂ１）、（ＴＥ２, ｂ２）、（ＴＥ３, ｂ３）とする。このとき、ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３の３つの値がすべて同じでなければ、各値は任意でよい。つまり、ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３の３つの値がすべて異なっても良いし、３つの値のうち任意の組み合わせの２つの値が同じで他の１つの値が異なっても良い。同様に、ｂ１、ｂ２、ｂ３の３つの値がすべて同じでなければ、各値は任意でよい。つまり、ｂ１、ｂ２、ｂ３の３つの値がすべて異なっても良いし、３つの値のうち任意の組み合わせの２つの値が同じで他の１つの値が異なっても良い。この場合、例えば、ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３の３つの値がすべて異なり、ｂ１、ｂ２、ｂ３の３つの値もすべて異なるような場合、解析的には解けず、数値的な解法になり得るが、少なくとも（式３）乃至（式５）の３つの方程式があれば、２つの未知数ＡＤＣ、Ｔ２を求めることが可能である。
（第１の実施形態の変形例）
以下に、いくつかの第１の実施形態の変形例を説明する。
第１の変形例では、計算画像生成機能４０８が、任意の実効エコー時間ＴＥｃ及び任意のｂｃの少なくとも一方を連続的に変化させた動的な計算拡散強調画像を生成する。そして、ディスプレイ４３は、この動的な計算拡散強調画像を連続的に表示する。このような動的な表示により、腫瘍や神経が最も良好に描出される実効エコー時間ＴＥｃやｂｃを容易に見つけ出すことができる。
第２の変形例では、神経の計算拡散強調画像を生成する場合、収集機能５００は、第１乃至第３のパルスシーケンスにおけるＭＰＧパルスの印加方向を、描出しようとする神経の走行方向に直交する方向に設定する。神経のＡＤＣは、走行方向においては較的大きいものの、走行方向に直交する方向においては、背景の水や軟部組織のＡＤＣに比べて小さいことが知られている。この特徴を利用し、拡散強調イメージングにおいて、ＭＰＧパルスを神経走行方向に直交に印加し、水や軟部組織を減衰させつつ神経を強調する手法が報告されている。しかしながら、脳神経等の神経は横緩和時間Ｔ２が短く、その一方で神経の背景にあるＣＳＦ（水）は横緩和時間Ｔ２が長い。このため、従来の拡散強調イメージングでは、実効エコー時間ＴＥが長いことによって神経の信号が減衰し、神経がＣＳＦ等の背景組織に埋もれてしまっていた。これに対して、本実施形態では、ＭＰＧパルスを神経の走行方向に直交する方向にして第１乃至第３の拡散強調画像を収集し、その上で、これらの拡散強調画像から、非常に短い実効エコー時間ＴＥｃに対応する計算拡散強調画像を生成することができる。この結果、神経の信号を減衰させることがなく、ＣＳＦ等の背景の中から神経を明瞭に描出することが可能となる。
第３の変形例では、第１の実施形態とは異なる種類のパルスシーケンスを使用する。
上述した第1の実施形態では、収集機能５００は、ＳＥ−ＥＰＩ系の拡散強調イメージングのパルスシーケンス（図４、図５）を使用して第１乃至第３の拡散強調画像を収集するものとしているが、パルスシーケンスの種類はこれに限定されるものではない。
例えば、図７は、Motion-sensitized Diffusion Equilibrium (MSDE)やDiffusion-sensitizes Diffusion Equilibrium (DSDE)と呼ばれるパルスシーケンスの一例を示す図であるが、このようなパルスシーケンスを用いて第１乃至第３の拡散強調画像を収集しても良い。図７に示すパルスシーケンスでは、９０°励起パルス、ＭＰＧパルス、１８０°リフォーカスパルス、ＭＰＧパルス及び９０°パルスでプリパルス部を構成する。このプリパルス部では、（９０°励起パルス−ＭＰＧパルス−１８０°リフォーカスパルス−ＭＰＧパルス）によって拡散強調された横磁化を発生させ、その後の９０°パルスで横磁化を縦磁化に戻すことにより、拡散強調された縦磁化を発生させる。その後、プリパルス部で拡散強調された縦磁化に対して、ＧＲＥ（gradient echo）系シーケンス、またはＳＳＦＰ（steady-state free precision）等の高速シーケンスを印加してデータ収集する。
このように、収集機能５００が第１乃至第３の拡散強調画像を収集するために使用するパルスシーケンスの種類は特に限定しない。要は、実効エコー時間ＴＥやｂ値等のシーケンスパラメータと、ＡＤＣやＴ２等の被検体組織の組織パラメータとによって、信号強度Ｓが定式化できるパルスシーケンスであれば、第１乃至第３の拡散強調画像を収集するために使用する第１乃至第３のパルスシーケンスとして採用することができる。
さらに付言すると、第１乃至第３のパルスシーケンスの間においても、パルスシーケンスの種類は異なっても良い。例えば、第１のパルスシーケンスでパラメータ（ＴＥ２, ｂ１）を使用し、第２のパルスシーケンスでパラメータ（ＴＥ２, ｂ２）（ｂ２＞ｂ１）を使用する場合、第３のパルスシーケンスは、ＴＥ２よりも短い実効エコー時間ＴＥ１をもつパルスシーケンスであれば十分であり、ｂ値、即ちＭＰＧパルスの印加は必ずしも必要ではない。したがって、第３のパルスシーケンスとしては、ＳＥ系シーケンス、高速ＳＥ系シーケンス、ＧＲＥ系シーケンス等の、ＭＰＧパルスの印加を伴わない通常のパルスシーケンスを採用することができる。そして、この場合、計算拡散強調画像の生成のためにわざわざ第３のパルスシーケンスを実行することなく、同一患者に対して別途撮像してある、ＭＰＧパルス印加を伴わないＰＤＷ（プロトン密度強調画像）や、Ｔ１Ｗ（Ｔ１強調画像）の通常の画像データを流用することができる。ただし、必要に応じて、これらの通常の画像データに対して、第１及び第２の拡散強調画像との位置合わせや、マトリクスサイズを合致させる調整を行っておくものとする。
ところで、生体内の拡散現象においては、血流や体動の影響を受けることによって、或いは、拡散自体も細胞の内外の成分が混在している等の理由によって、拡散係数が複数成分の合成となる場合がある。通常は、２成分の合成として考えれば十分である。例えば合成された拡散係数をＤとし、各成分をそれぞれＤｄ、Ｄｐとすると、Ｄ＝Ｄｄ＋Ｄｐで表される。ここで、Ｄｄ＜Ｄｐであり、Ｄｄとして組織の拡散（diffusion）に起因する比較的小さい値を想定しており、Ｄｐとして血流等の灌流（perfusion）に起因する比較的大きな値を想定している。
図８（ａ）は、腫瘍部位と正常部位のモデルとして、それぞれＤｄとＤｐのモデル値を示した表である。また、同表には、腫瘍部位と正常部位のボリューム率ｆのモデル値も併せて示している。
図８（ｂ）は、上記のモデル値に基づいて、正常部位における信号強度の相対値（Ｓ／Ｓ０）を、拡散係数がＤｐのみの場合を太い破線、拡散係数がＤｄのみの場合を細い破線、拡散係数がＤｐ＋Ｄｄの合成拡散係数となる場合を太い実線で示している。同様に、図８（ｃ）は、上記のモデル値に基づいて、腫瘍部位における各信号強度の相対値（Ｓ／Ｓ０）を示している。図８（ｃ）から判るように、ｂ値が低い領域では、合成拡散係数の信号強度（Ｓ／Ｓ０）は、perfusionによる影響を強く受けて急峻に変化している。したがって、ｂ＝２０００等の大きなｂ値に対応する信号強度を、ｂ１＝０等の低い値と、ｂ２＝１０００とを用いて算出しようとすると、大きな誤差をもつことが予想される。
図９（ａ）乃至図９（ｄ）は、ｂ値の選択範囲と信号強度の計算誤差との関係を説明する図である。図９（ａ）は、２つのｂ値（ｂ１, ｂ２）を、（０, １０００）、（５００, １０００）、（０, ２０００）としたとき、これらに対応するＡＤＣを、single-exponentialのモデルに基づく以下の（式１２）で計算したものである。
S(b1)/S(b2)=exp[-(b1-b2)*ADC] （式１２）
図９（ｃ）は、計算で得られたＡＤＣ（０, １０００）と、ＡＤＣ（５００, １０００）を用いて、ｂ＝２０００に対応する相対的な信号強度Ｓを算出したものである。
ＡＤＣの計算値及び信号強度の計算値を、ＡＤＣの正解値（図９（ｂ））及び信号強度の正解値（図９（ｄ））と比べると判るように、ｂ１＝０の場合は誤差が大きくなる。一方、ｂ１＝５００の場合は誤差が小さい。
したがって、single-exponentialに基づく（式１２）からＡＤＣを算出する場合には、ｂ１（ｂ１＜ｂ２）として、低い値を除外するように設定することが好ましい。例えば、ｂ１＝５０〜３００[ｓ／ｍｍ２]或いはこれ以下の値を除外して、３００[ｓ／ｍｍ２]以上に設定することが好ましい。
或いは、上記のsingle-exponentialのモデルに換えて、２つのsingle-exponentialモデルを所定の重みｆで加算した、bi-exponentialのモデルに基づく以下の（式１３）、（式１４）からＡＤＣを算出しても良い。この場合、３点のｂ値（ｂ＝ｂ１、ｂ２、ｂ３）を用いてＡＤＣ１とＡＤＣ２を算出し、小さい方の値を信号強度の算出に用いるＡＤＣとする。
S(b2)/S(b1)=f*exp[-(b2-b1)*ADC1]+(1-f)*exp[-(b2-b1)*ADC2] （式１３）
S(b3)/S(b1)=f*exp[-(b3-b1)*ADC1]+(1-f)*exp[-(b3-b1)*ADC2] （式１４）
３つのｂ値として、例えば、ｂ１＝０、ｂ２＝５０〜３００[ｓ／ｍｍ２]、ｂ３＝１０００[ｓ／ｍｍ２]程度とする。
上記の方法により、複数の拡散や血流が混在している場合であっても、腫瘍部位と正常部位とのコントラストの大きな計算拡散強調画像を生成することができる。
（第２の実施形態）
第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、繰り返し時間ＴＲを変えた拡散強調画像をさらに加えて、４つ以上、例えば、第１乃至第４の４つのパルスシーケンスにより、第１乃至第４の４つの拡散強調画像を収集する。そして、この４つの拡散強調画像から、任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、及び任意のｂ値（ｂｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求める。
図１０は、拡散強調イメージングに関する構成を含んだ第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１のブロック図である。第１の実施形態（図２）との相違点は、Ｔ１マップ生成機能４０７をさらに有している点である。
図１１は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の計算拡張画像生成のための処理例を示すフローチャートである。ステップＳＴ２００では、第１のパルスシーケンスにより、第１の拡散強調画像ＩＭ１（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ１）を収集する。第１の実施形態では、２種類のシーケンスパラメータ（即ち、実効エコー時間ＴＥとｂ値）を使用して計算拡散強調画像を生成していたが、第２の実施形態では、３種類のシーケンスパラメータを使用する。即ち、繰り返し時間ＴＲ、実効エコー時間ＴＥ、及びｂ値をシーケンスパラメータとして使用する。そこで、使用するシーケンスパラメータの種類を引数として、拡散強調画像ＩＭ（ＴＲ, ＴＥ, ｂ）のように表記している。
同様に、ステップＳＴ２０１では、第２のパルスシーケンスにより第２の拡散強調画像ＩＭ２（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ２）を収集し、ステップＳＴ２０２では、第３のパルスシーケンスにより第３の拡散強調画像ＩＭ３（ＴＲ２, ＴＥ１, ｂ１）を収集し、ステップＳＴ２０３では、第４のパルスシーケンスにより第４の拡散強調画像ＩＭ４（ＴＲ１, ＴＥ１, ｂ１）を収集する。ステップＳＴ２００乃至２０３の処理は、第１の実施形態と同様に収集機能５００が行う。
図１２は、第２の実施形態で使用する第１乃至第４の４つのパルスシーケンスの例をそれぞれ示す図である。図１２のうち、第１、第２、第３のパルスシーケンスは、実質的には、第１の実施形態で使用する第１、第２、第３のパルスシーケンス（図５）と同じであり、繰り返し周期がいずれも同じＴＲ２であることを明示的に示したものである。
一方、第４のパルスシーケンスでは、実効エコー時間ＴＥとｂ値は、第３のパルスシーケンスと同じＴＥ１とｂ１を使用しつつも、繰り返し時間ＴＲは、第１乃至第３のパルスシーケンスと異なるＴＥ１を使用している。具体的には、第４のパルスシーケンスでは、第１乃至第３のパルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲ２よりも短い繰り返し時間ＴＲ１（ＴＲ１＜ＴＲ２）を使用している。
第２の実施形態では、上記の第１乃至第４の４つのパルスシーケンスを用いて拡散強調イメージングを行う。そして、拡散強調画像生成機能４０３は、４つのパルスシーケンスに対応して、第１乃至第４の４つの拡散強調画像ＩＭ１、ＩＭ２、ＩＭ３、ＩＭ４を再構成する。第１乃至第４の拡散強調画像ＩＭ１、ＩＭ２、ＩＭ３、ＩＭ４の画素毎の信号強度をそれぞれＳ１（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ１）、Ｓ２（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ２）、Ｓ３（ＴＲ２,ＴＥ１, ｂ１）、Ｓ４（ＴＲ１, ＴＥ１, ｂ１）とすると、これらは、（式２）より、次の（式１５）乃至（式１８）で表される。
S1(TR2, TE2, b1)＝Ｓ０*(1-exp[−TR2/T1])*exp[−TE2/T2]*exp[−b1*ADC] （式１５）
S2(TR2, TE2, b2)＝Ｓ０*(1-exp[−TR2/T1])*exp[−TE2/T2]*exp[−b2*ADC] （式１６）
S3(TR2, TE1, b1)＝Ｓ０*(1-exp[−TR2/T1])*exp[−TE1/T2]*exp[−b1*ADC] （式１７）
S4(TR1, TE1, b1)＝Ｓ０*(1-exp[−TR1/T1])*exp[−TE1/T2]*exp[−b1*ADC] （式１８）
ここで、ＴＲ１＜ＴＲ２、ＴＥ１＜ＴＥ２、ｂ１＜ｂ２、である。
次に、ステップＳＴ２０４にて、第１の拡散強調画像ＩＭ１、第２の拡散強調画像ＩＭ２、ｂ１、ｂ２より、画素毎のＡＤＣを算出する。具体的には、（式１５）及び（式１６）より、次の（式１９）に示す信号強度比を算出する。
S2(TR2, TE2, b2)/S1(TR2, TE2, b1)＝exp[−(b2-b1)*ADC] （式１９）
そして、次の（式２０）に示す画素毎のＡＤＣ、即ちＡＤＣマップを算出する。この算出は、ＡＤＣマップ生成機能４０５が行う。
ADC＝-ln[S2(TR2, TE2, b2)/ S1(TR2, TE2, b1)]/(b2-b1) （式２０）
次に、ステップＳＴ２０５にて、第１の拡散強調画像ＩＭ１、第３の拡散強調画像ＩＭ３、ＴＥ１、ＴＥ２より、画素毎のＴ２を算出する。具体的には、（式１５）及び（式１７）より、次の（式２１）に示す信号強度比を算出する。
S1(TR2, TE2, b1)/S3(TR2, TE1, b1)＝exp[−(TE2-TE1)/T2] （式２１）
そして、次の（式２２）に示す画素毎のＴ２、即ちＴ２マップを算出する。この算出は、Ｔ２マップ生成機能４０６が行う。
T2＝-(TE2-TE1)/ln[S1(TR2, TE2, b1)/S3(TR2, TE1, b1)] （式２２）
次に、ステップＳＴ２０６にて、第３の拡散強調画像ＩＭ３、第４の拡散強調画像ＩＭ４、ＴＲ１、ＴＲ２より、画素毎の縦緩和時間Ｔ１を算出する。具体的には、（式１７）及び（式１８）より、次の（式２３）に示す信号強度比を算出する。
S4(TR1, TE1, b1)/S3(TR2, TE1, b1)＝(1-exp[−TR1/T1])/(1-exp[−TR2/T1])
（式２３）
（式２３）から縦緩和時間Ｔ１を算出する。ただし、この場合、解析的には上記の方程式を解けないが、公知の非線形方程式の数値解法を用いれば、縦緩和時間Ｔ１を算出することができる。画素毎に算出された縦緩和時間Ｔ１を対応する画素位置に配列したものがＴ１マップである。画素毎の縦緩和時間Ｔ１の算出は、Ｔ１マップ生成部４０７が行う。
上記の手順でＡＤＣ、Ｔ２、Ｔ１が画素毎に求まると、（式１５）乃至（式１８）のいずれか１つを用いて、例えば（式１８）を用いて、次の（式２４）により、任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂ値ｂｃに対応する信号強度Ｓｃ（ＴＲｃ, ＴＥｃ, ｂｃ）を計算で求めることができる。
Sc(TRc, TEc, bc)＝S4*((1-exp[−TRc/T1])/(1-exp[−TR1/T1]))*exp[−(TEc-TE1)/T2]*exp[−(bc-b1)*ADC] （式２４）
（式２４）によって画素毎の信号強度Ｓｃ（ＴＲｃ, ＴＥｃ, ｂｃ）を算出することにより、任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂ値ｂｃに対応する計算拡散強調画像を生成することができる。
ここで、ＴＲｃ＝ＴＲ１の場合は（式２４）は次の（式２５）のように簡略化される。
Sc(TRc, TEc, bc)＝S4*exp[−(TEc-TE1)/T2]*exp[−(bc-b1)*ADC] （式２５）
この場合、４点の測定（信号強度Ｓ１乃至Ｓ４）は必要であるが、縦緩和時間Ｔ１の算出は不要となる。
ＴＲｃ＝ＴＲ１、ＴＥｃ＝ＴＥ１の場合は、（式２５）は、さらに（式２６）のように簡略化される。
Sc(TRc, TEc, bc)＝S4*exp[−(bc-b1)*ADC] （式２６）
この場合、３点の測定（信号強度Ｓ１乃至Ｓ３）で十分であり、縦緩和時間Ｔ１に加えて、横緩和時間Ｔ２の算出も不要となる。
上述した第２の実施形態によれば、第１の実施形態に加えて、任意の繰り返し時間ＴＲｃに対応する計算拡散強調画像を生成することができる。したがって、実際のパルスシーケンスでは実現できないような短い繰り返し時間ＴＲｃに対応する拡散強調画像を計算で求めることが可能となる。この結果、従来の拡散強調イメージングに比べて、より適切にＴ１強調された計算拡散強調画像を生成することができる。
なお、第１の実施形態の（シーケンスパラメータの大小関係）で説明したシーケンスパラメータ（ＴＥ、ｂ値）の大小関係は、第２の実施形態におけるシーケンスパラメータ（ＴＲ、ＴＥ、ｂ値）にも同様に当てはまる。
（第２の実施形態の変形例）
上述した第２の実施形態では、４点の信号強度から、即ち、Ｓ１（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ１）、Ｓ２（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ２）、Ｓ３（ＴＲ２,ＴＥ１, ｂ１）、Ｓ４（ＴＲ１, ＴＥ１, ｂ１）から、３つの組織パラメータ（縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２、ＡＤＣ）を求め、これら３つの組織パラメータを用いて、任意の３種類のシーケンスパラメータ（任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂ値（ｂｃ））に対応する拡散強調画像を計算で求めている。
これに対して、第２の実施形態の変形例では、ｂ値をｂ１に固定して（ｂ＝ｂ１＞０）、３点の信号強度から２つの組織パラメータ（縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２）を求め、これら２つの組織パラメータを用いて、任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、所定のｂ値（＝ｂ１）に対応する拡散強調画像を計算で求めている。具体的には、上記の（式１５）、（式１７）及び（式１８）から、縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２を求る。そして、次の（式２７）から、任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、所定のｂ値（＝ｂ１）に対応する信号強度Ｓｃ（ＴＲｃ, ＴＥｃ, ｂ１）の拡散強調画像を計算で求める。
Sc(TRc, TEc, b1)＝S4*((1-exp[−TRc/T1])/(1-exp[−TR1/T1]))*exp[−(TEc-TE1)/T2]
（式２７）
（第３の実施形態）
第１の実施形態は３点の測定から、２つのパラメータ種の任意の値（任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めている。また、第２の実施形態は４点の測定から、３つのパラメータ種の任意の値（任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めている。また、第２の実施形態の変形例では、３点の測定から、２つのパラメータ種の任意の値（任意の繰り返し時間ＴＲｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めている。これに対して、第３の実施形態は、２点の測定から、１つのパラメータ種の任意の値（任意の実効エコー時間ＴＥｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めるものである。
ここで、２点の測定とは、第１及び第２の２つのパルスシーケンスを用いて、第１及び第２の拡散強調画像を収集することを意味している。
第３の実施形態では、第１のパルスシーケンスと第２のパルスシーケンスとで、共通のｂ値（ｂ＝ｂ１＞０）と、共通の繰り返し時間（ＴＲ＝ＴＲ２）を使用する一方、実効エコー時間は異なる値を使用する。具体的には、第１のパルスシーケンスの実効エコー時間をＴＥ２とし、第２のパルスシーケンスの実効エコー時間をＴＥ１（ＴＥ１＜ＴＥ２）とする。
この場合において、第１の拡散強調画像の信号強度Ｓ１（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ１）と、第２の拡散強調画像の信号強度Ｓ２（ＴＲ２, ＴＥ１, ｂ１）の比は、以下の（式２８）となる。
S1(TR2, TE2, b1)/S2(TR2, TE1, b1)＝exp[−(TE2-TE1)/T2] （式２８）
（式２８）より、以下のように横緩和時間Ｔ２が算出される。
T2＝-(TE2-TE1)/ln[S1(TR2, TE2, b1)/S2(TR2, TE1, b1)] （式２９）
そして、算出された横緩和時間Ｔ２を用いて、以下の（式３０）より、任意の実効エコー時間ＴＥｃと、所定のｂ値（ｂ１）及び所定の繰り返し時間（ＴＲ２）に対応する信号強度Ｓｃ（ＴＲ２, ＴＥｃ, ｂ１）を算出することができる。
Sc(TR2, TEc, b1)＝S2(TR2, TE1, b1)*exp[−(TEc-TE1)/T2] （式３０）
第３の実施形態では、ｂ値は測定に用いた値と同じになるものの、実効エコー時間ＴＥｃは任意に設定できる。したがって、ＴＥｃ＜ＴＥ１とすることにより、非常に短い実効エコー時間ＴＥｃに対応する拡散強調画像を計算で求めることができる。この結果、横緩和時間Ｔ２の短い組織に対しても、減衰が少なく、高い信号強度の拡散強調画像を得ることができる。
（第３の実施形態の変形例）
第３の実施形態の変形例は、第１のパルスシーケンスと第２のパルスシーケンスとで、共通のｂ値（ｂ１＞０）と、共通の実効エコー時間（ＴＥ＝ＴＥ２）を使用する一方、繰り返し時間ＴＲは異なる値を使用するものである。具体的には、第１のパルスシーケンスの繰り返し時間をＴＲ２とし、第２のパルスシーケンスの繰り返し時間をＴＲ１（ＴＲ１＜ＴＲ２）とする。そして、第１のパルスシーケンスの信号強度Ｓ１（ＴＲ２, ＴＥ２, ｂ１）と、第２のパルスシーケンスの信号強度Ｓ２（ＴＲ１, ＴＥ２, ｂ１）とから、縦緩和時間Ｔ１を求める。さらに、算出された縦緩和時間Ｔ１を用いて、以下の（式３１）より、任意の繰り返し時間ＴＲｃと、所定のｂ値（ｂ１）及び所定の実効エコー時間（ＴＥ２）に対応する信号強度Ｓｃ（ＴＲｃ, ＴＥ２, ｂ１）を算出することができる。なお本実施例におけるＳＥ法での信号はすべて振幅信号とする。
Sc(TRc, TE2, b1)＝S1(TR2, TE2, b1)*(1-exp[−TRc/T1])/(1-exp[−TR2/T1])
（式３１）
上述したように、第１の実施形態では、２つの未知パラメータ（ＡＤＣ、Ｔ２）を求めるために３点の測定（３つの信号強度Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３の収集）を行っている。また、第２の実施形態では、３つの未知パラメータ（Ｔ１、Ｔ２、ＡＤＣ）を求めるために４点の測定（４つの信号強度Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４の収集）を行っている。そして、第３の実施形態では、１つの未知パラメータ（Ｔ２）を求めるために２点の測定（２つの信号強度Ｓ１、Ｓ２の収集）を行っている。このように、Ｎ個の未知パラメータを求めるには、Ｎ＋１個の測定を行えば良い。したがって、Ｔ１、Ｔ２、ＡＤＣ以外の未知パラメータがある場合でも容易に拡張できる。
また、Ｎ個の未知パラメータを求めるには、最低Ｎ＋１の測定点が必要であるが、Ｎ＋１よりも多い測定点を使用してもよい。この場合、Ｎ＋１よりも多い測定点のデータに最尤推定法を適用することでＮ個の未知パラメータを求めることができ、測定点の誤差に頑健な算出法となる。
以上説明してきたように、上記各実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、実際の拡散強調イメージングのパルスシーケンスにおいて実効エコー時間ＴＥに制約がある（ＭＰＧの存在により実効エコー時間ＴＥをあまり短くできない）場合であっても、任意の実効エコー時間ＴＥｃ（例えば非常に短い実効エコー時間ＴＥｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めることができる。このため、腫瘍や神経等の横緩和時間Ｔ２の短い組織に対しても、横緩和による減衰が少なく、高い信号強度で描出することができる。
また、任意の繰り返し時間ＴＲｃ（例えば非常に短い繰り返し時間ＴＲｃ）に対応する拡散強調画像を計算で求めることもできるため、Ｔ１強調の拡散強調画像を容易に生成することができる。
さらに一般化すると、実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、Ｎ種類（Ｎは２以上の自然数）のパラメータ、例えば、拡散強調ファクターｂ値、実効エコー時間ＴＥ、及び繰り返し時間ＴＲの少なくとも１つ、に関して、パラメータの値を異ならせた設定により、（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集し、前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定された前記パラメータの値と、収集した前記拡散強調画像の信号値との関係に基づいて、当該パラメータについて、任意の値の計算拡散強調画像を生成するものである。
（第４の実施形態）
上述した各実施形態では、主に、ＳＥ（Spin Echo）法をベースとした計算拡散強調画像の生成方法について説明してきた。これに対して、以下で説明する第４の実施形態では、反転回復法（Inversion Recovery：ＩＲ)用のパルス(以下、ＩＲパルスと呼ぶ)によって縦磁化を反転させ、縦緩和によって縦磁化が戻る途中でＳＥ法を使ってＭＲ信号を収集する撮像法に対して、計算拡散強調画像の生成を適用するものである。以下では、ＩＲパルスを伴わない撮像法を単にＳＥ法と呼び、ＩＲパルスを伴う上記の撮像法をＩＲ法と呼ぶものとする。
ＩＲ法では、ＩＲパルスの印加時から励起パルス、即ち９０°パルスの印加時までの時間を反転時間データ収集までの時間を反転時間ＴＩ（Inversion Time）と呼ぶ。
ＩＲ法のうち、負に倒された脳脊髄液（ＣＳＦ：CerebroSpinal Fluid）の縦磁化がゼロとなる時点で撮像されるようにはＴＩを設定することによって、ＣＳＦの信号を抑制する撮像法を、ＦＬＡＩＲ（FLuid Attenuation Inversion Recovery）法と呼んでいる。
ＦＬＡＩＲ法を用いた拡散強調画像は、ｂ値がゼロであっても、ＣＳＦが十分に抑制されるため非常に有用である。しかしながら、ＳＥ法を用いた拡散強調画像に比べるとＳＮＲが低いという問題がある。この理由は、ＣＳＦの縦磁化がゼロ点になるようにＴＩを設定した場合、灰白質や白質等の脳実質部の縦磁化は回復途中であり、飽和時の縦磁化の７割から８割程度であることによる。このため、実収集にＦＬＡＩＲ法に用いた場合、同じＴＥをもつＳＥ法に比べてＳＮＲが低くなる。
また、ＦＬＡＩＲ法にｂ値を付加した場合、即ち実収集にＦＬＡＩＲ法を適用して拡散強調画像を生成した場合、さらにＳＮＲが低下する。実収集にＦＬＡＩＲ法による実収集は、ｂ値によらずＣＳＦが抑制されるという利点はあるものの、脳実質部のＳＮＲも低下してしまう。特に、静磁場強度が多い程縦緩和時間Ｔ１が長くなり、ＳＮＲの低下が大きくなるため、実収集において、ＦＬＡＩＲ法を用いた拡散強調イメージングはあまり普及していない。
これに対して、以下で説明する第４の実施形態によれば、ＦＬＡＩＲ法を用いた拡散強調画像を計算で提供することが可能となる。特に、実収集に比べてＳＮＲの高いＦＬＡＩＲ法を用いた拡散強調画像を計算で提供することができる。
図１３は、第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の計算拡張画像生成のための処理例を示すフローチャートである。第４の実施形態では、第２の実施形態と同様に、３つの未知パラメータ（Ｔ１、Ｔ２、ＡＤＣ）を求めるために４点の測定を行っている。但し、Ｔ１の算出方法が第４の実施形態と第２の実施形態とでは異なっている。
第２の実施形態では、Ｔ１を求めるためにＳＥ法を用いた第４のパルスシーケンスによって、第４の拡散強調画像ＩＭ４（ＴＲ１, ＴＥ１, ｂ１）を収集し、第４の拡散強調画像ＩＭ４と第３の拡散強調画像ＩＭ３とからＴ１（即ち、Ｔ１マップ）を算出している（図１１のステップＳＴ２０６）。これに対して、第４の実施形態では、ＩＲ法を用いた第５のパルスシーケンスによって、第５の拡散強調画像ＩＭ５（ＴＲ２, ＴＩ１, ＴＥ１, ｂ１）を収集するものとしている（図１３のステップＳＴ３００）。図１３において、ステップＳＴ２００〜２０２、ステップＳＴ２０４〜ステップＳＴ２０５の処理は、第２の実施形態と同じである。
図１４は、第４の実施形態で使用する４つのパルスシーケンスの例をそれぞれ示す図である。図１４のうち、第１点から第３点の測定に用いられる第１、第２、第３のパルスシーケンスは、実質的には、第２の実施形態で使用する第１、第２、第３のパルスシーケンス（図１２）と同じであり、いずれもＩＲパルスを伴わないＳＥ法のパルスシーケンスである。
これに対して、４点目の測定に用いられる第５のパルスシーケンス（図１４の最下段）では、ＩＲパルスを伴うＩＲ法のパルスシーケンスとなっており、ここでは、反転時間をＴＩ１としている。第５のパルスシーケンスによって、第５の拡散強調画像ＩＭ５が収集される。
ＩＭ５の画素毎の信号をＳ５とする。ＩＲ法で収集されたＳ５は、ＳＥ法で収集されたＳ１〜Ｓ３と異なり縦磁化の反転による符号の情報を考慮する必要がある。つまり、phase-sensitive IR (PSIR)、即ちReal化が不可欠となるため、位相補正が必要となる。この位相補正は、並行して収集される第３の拡散強調画像ＩＭ３の複素信号を用いて、次の（式３２）で行う（図１３のステップＳＴ３０１）。
S5cor＝S5*(conj[S3]/|S3|) （式３２）
ここで、S3、S5はいずれも複素信号であり、conj[ ]は、複素共役を取ることを意味している。S5corは、位相補正後のＩＭ５の画素毎の信号（符号を有する実部信号像値）であり、以下の式（３３）で表される。
S5cor＝Ｓ０*(1-2*exp[−TI1/T1])*exp[−TE1/T2]*exp[−b1*ADC] （式３３）
次に、（式３３）で表されるとS5corと、（式１７）で表される第３の拡散強調画像ＩＭ３の信号（振幅値）|S3|とから、次に（式３４）によってＴ１を求める。
S5cor/|S3|＝(1-2*exp[−TI1/T1])/(1-exp[−TR2/T1]) （式３４）
（式３４）もＴ１については解析的には解けないため、一般的には、Marcart法等の非線形方程式の数値解法を用いてＴ１を求める必要がある。但し、通常、ＴＲ２＞５*Ｔ１であり、ＴＲ２はＴ１よりも十分に大きいとみなせる。この場合（式３４）は、次の(式３５)のように簡略化される。
S5cor/|S3|＝(1-2*exp[−TI1/T1]) （式３５）
（式３５）から、Ｔ１（Ｔ１マップ）を次の（式３６）によって近似的に求めることができる（図１３のステップＳＴ３０２）。
T1＝-TI1/ln[(1-S5cor/|S3|)/2] （式３６）
図１５は、脳の撮像の場合における、ＳＥ法（第２の実施形態）によるＴ１測定時のポイントの条件と、ＩＲ法（第４の実施形態）によるＴ１測定時のポイントの条件を説明する図である。
ＳＥ法では、第３の拡散強調画像ＩＭ３の収集時において、Ｔ１の長いＣＳＦがほぼ飽和した状態となるように、ＴＲ２を十分に長く設定する。一方、第４の拡散強調画像ＩＭ４の収集時において、灰白質や白質等の脳実質部のＴ１に近くなるようにＴＲ１を設定することによって、脳実質部のＣＮＲを大きくすることができる。
他方、ＩＲ法では、第５の拡散強調画像ＩＭ５の収集時において、ＩＭ３の収集時と同様にＴ１の長いＣＳＦがほぼ飽和した状態となるように、ＴＲ２を十分に長く設定する。また、ＩＲ法では、第５の拡散強調画像ＩＭ５の収集時において、灰白質や白質等の脳実質部のＴ１に近くなるようにＴＩ１を設定することによって、脳実質部のＣＮＲを大きくすることができる。
図１３に戻り、ステップＳＴ３０３では、任意の反転時間ＴＩｃ、任意の実効エコー時間ＴＥｃ、任意のｂ値ｂｃに対応する信号強度Ｓｃ（ＴＩｃ, ＴＥｃ, ｂｃ）を、次の式（３７）から、計算で求めることができる。
Sc(TIc, TEc, bc)＝S1*(1-2*exp[−TIc/T1])*exp[−(TEc-TE1)/T2]*exp[−(bc-b1)*ADC] （式３７）
（式３７）では、ＴＲ２がＴＩｃに比べて十分に大きいと仮定している。
ここで、ＴＩｃ＝ＴＩ１、ＴＥｃ＜ＴＥ１の場合は（式３７）は次の（式３８）のように簡略化される。
Sc(TI1, TEc, bc)＝S5cor*exp[−(TEc-TE1)/T2]*exp[−(bc-b1)*ADC] （式３８）
この場合、最低４点の測定は必要であるが、Ｔ１の算出は不要となる。
ＴＩｃ＝ＴＩ１、ＴＥｃ＝ＴＥ１の場合は、（式３８）は、さらに（式３９）のように簡略化される。
Sc(TI1, TE1, bc)＝S5cor*exp[−(bc-b1)*ADC] （式３９）
この場合、Ｔ１とＴ２の算出は不要となり、最低３点の測定で、Sc(TI1, TE1, bc)を計算で求めることができる。
４点法でＴ１（即ちＴ１マップ）を求める場合は、特にＦＬＡＩＲ法のｃＤＷＩ（計算拡散強調画像）の生成に有効である。ＦＬＡＩＲ法は、ｂ＝０でもＣＳＦ信号をほぼゼロにして、通常はＴ２Ｗで画像化する手法である。ＣＳＦの縦磁化がゼロとなるＴＩを、ＴＩnull(CSF)と表記すると、ＴＩｃ≦ＴＩnull(CSF)、に設定すればよい。ここで計算画像上では符号も表現できるので、ＴＩｃは厳密にＴＩnull(CSF)と等しくする必要はなく、少し短めでもよい。
上述した第２の実施形態により、Ｔ１マップ生成をＳＥ法でおこなっても、ＴＲ１を脳実質部に最適な条件、即ち、ＴＲ１を脳実質部のＴ１に概ね一致させれば、ＳＮＲが実測ＦＬＡＩＲ画像に比べ大きくなるものの、Ｔ１マップ生成をＩＲ法で行えば、さらにＴ１マップのＳＮＲがＳＥ法の２倍に向上するという効果が得られる。
（第４の実施形態の変形例）
また、ＦＬＡＩＲ法において、ｂ値以外はすべて同じで少なくとも２段階の異なるｂ値を用いて収集したＦＬＡＩＲ−ＤＷＩ画像を用いて、収集時とは異なるｂ値の新たなｃＤＷＩ画像を生成することができる。公知のｃＤＷＩ技術では暗にＳＥ法に限定しており、ＦＬＡＩＲ法との組み合わせは想定されていないので、２点法のＦＬＡＩＲ-ｃＤＷＩとして提案する。２点法のＦＬＡＩＲ−ｃＤＷＩではＴＥは短くできないが、ＣＳＦ信号はゼロ近くになるので、ＣＳＦなどによるＴ２ shine-through 効果の抑制のためにｂ値を大きくせざるを得ないＳＥ-ｃＤＷＩに比べてｂ値を小さくできる可能性が大きい。
上記を一般化すると、第４の実施形態、及びその変形例に係る磁気共鳴イメージング装置は、ＩＲパルスを伴う撮像法において、Ｎ種類（Ｎは１以上の自然数）のパラメータに関して、前記パラメータの値を異ならせた設定により、（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集し、前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定されたパラメータの値と、収集した前記拡散強調画像の信号値との関係に基づいて、当該パラメータについて、任意の値の計算拡散強調画像を生成するものである。
図１６は、上述した第１乃至第４の実施形態において、拡散強調画像の収集時におけるパラメータの設定画面の一例を示す図である。例えば、第２の実施形態では、第１乃至第４の４つの拡散強調画像（ＩＭ１、ＩＭ２、ＩＭ３、ＩＭ４）を収集するが、収集の際のパラメータとして、ｂ値、ＴＥ、ＴＲを設定する必要がある。また、例えば、第４の実施形態では、第１乃至第３の拡散強調画像と第５の拡散強調画像の４つの拡散強調画像（ＩＭ１、ＩＭ２、ＩＭ３、ＩＭ５）を収集するが、第５の拡散強調画の収集時には、ｂ値、ＴＥ、ＴＲに加えて、ＴＩの設定も必要となる。
これらのパラメータの推奨値を、予め記憶回路４１に記憶しておき、その推奨値を表示画面に表示する。推奨値が表示されることにより、ユーザの操作負担が軽減される。推奨値をユーザが変更したい場合は、例えば、数値窓の隣にあるボタン（図１６では、黒三角で例示している）をクリックしてプルダウンメニューから選択するようにすればよい。或いは、所望の数値をキーボードから直接入力してもよい。各パラメータの設定が終了すると、画面右下の「確定」ボタンをクリックして、設定した数値を確定する。
（第５の実施形態）
図１７は、第５の実施形態に係る画像処理装置６００の構成例を示す図である。ここまで説明してきた第１乃至第４の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置１の形態であり、各実施形態は、拡散強調画像を収集するための磁石架台１００、寝台２００、制御キャビネット３００等の画像収集用の構成を備えている。
これに対して、第５の実施形態の画像処理装置６００は、これらの画像収集用の構成を備えていない。画像処理装置６００は、例えば、ワークステーションのようなコンピュータとして構成される。
画像処理装置６００は、処理回路６４０、記憶回路６４１、入力デバイス６４２、ディスプレイ６４３、及び入力回路６４４を備える。処理回路６４０、記憶回路６４１、入力デバイス６４２、及び、ディスプレイ６４３は、実質的には、第１の実施形態で説明した処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、ディスプレイ４３と同じであり、説明を省略する。また、処理回路６４０で実現する機能も、撮像条件設定機能４０１、拡散強調画像生成機能４０３を除き、処理回路４０で実現する機能と同じものである。入力回路６４４は、画像処理装置６００とは別体の磁気共鳴イメージング装置で撮像された、拡散強調画像を入力する。
拡散強調画像をＬＡＮやインタネット等の通信回線を介して入力する場合は、入力回路６４４は対応する通信規格に適合する通信インタフェースとして構成される。また、拡散強調画像を、光ディスクなどの記録媒体を介して入力する場合には、記憶回路６４４は、記録媒体の読取装置として構成される。
入力回路６４４から入力する拡散強調画像は、例えば、前述した、第１の拡散強調画像ＩＭ１、第２の拡散強調画像ＩＭ２、第３の拡散強調画像ＩＭ３、第４の拡散強調画像ＩＭ４、第５の拡散強調画像ＩＭ５に対応する拡散強調画像である。ただし、前述したように、第４の実施形態で説明したように、ＩＲ法で撮像した第５の拡散強調画像ＩＭ５は、第３の拡散強調画像ＩＭ３を用いて位相補正を行うため、少なくとも、第５の拡散強調画像ＩＭ５と第３の拡散強調画像ＩＭ３は、位相成分が保持された複素画像である必要がある。
入力する夫々の拡散強調画像のデータは、画像自体の他、その画像を収集したときの撮像条件として、ｂ値、ＴＲ、ＴＥ、ＴＩ等のパラメータ値を付帯情報として含んでいる。
処理回路６４４は、入力した拡散強調画像とその付帯情報に基づいて、上述した各実施形態に対応する処理を行い、計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）を生成する。例えば、図３のステップＳＴ１０３〜ステップＳＴ１０５の処理、図１１のステップＳＴ２０４〜ステップＳＴ２０７の処理、図１３のステップＳＴ２０４〜ステップＳＴ３０３の処理を行って、計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）を生成する。
計算拡散強調画像は、任意のｂ値、任意のＴＥ、任意のＴＲ、任意のＴＩに対して計算で求めることができるが、計算に先立って、これらのパラメータの任意の値をユーザが設定する必要がある。
図１８は、計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）生成時におけるパラメータ設定画面の一例を示す図である。図１８に例示するように、各パラメータ、例えば、計算用のｂ値（即ちｂｃ）、計算用のＴＥ（即ちＴＥｃ）、計算用のＴＲ（即ちＴＲｃ）、計算用のＴＩ（即ちＴＩｃ）に対応して、それぞれのスライドバーを表示する。ユーザは、各スライダーの中にあるスライダ（白い縦楕円で例示）を移動させることにより、任意のパラメータ値を設定することができる。図１８は、あくまでも一例であり、例えば、キーボードから直接数値を入力する方法でもかまわない。
以下に、第１乃至第４の実施形態における、各拡散強調画像の収集について補足する。
上記の説明では、１つのパラメータのセットに対して１つのパルスシーケンスを設定して、１つの拡散強調画像を収集するものとしていた。例えば、図１１の例では、ステップＳＴ２００にて、１つ目のパラメータのセット（ｂ＝ｂ１、ＴＥ＝ＴＥ２、ＴＲ＝ＴＲ２）に対して、第１のパルスシーケンスを実行して、第１の拡散強調画像ＩＭ１を収集している。その後、２つ目のパラメータのセット（ｂ＝ｂ２、ＴＥ＝ＴＥ２、ＴＲ＝ＴＲ２）に対して、第２のパルスシーケンスを実行して、第２の拡散強調画像ＩＭ２を収集している。
しかしながら、このような収集方法に限定されない。例えば、１つのパルスシーケンスによって、複数のパラメータ値を変えながらデータを収集し、次に他のパルスシーケンスによって、同様に複数のパラメータ値を変えながらデータを収集する。そして、収集したデータから、各パラメータ値に対応する拡散強調画像を生成するようにしてもよい。
例えば、２つの異なるｂ値（ｂ１、ｂ２）に対応する第１のパルスシーケンスを、ｋ空間上でセグメント化された第１の領域に対して実行する。その後、上記の２つの異なるｂ値（ｂ１、ｂ２）に対応する第２のパルスシーケンスを、ｋ空間上でセグメント化された第２の領域（第１の領域の残りの領域）に対して実行する。そして、第１、第２のパルスシーケンスで収集された２つのデータセットから、第１の拡散強調画像ＩＭ１と、第２の拡散強調画像ＩＭ２とを生成する。
要は、互いに異なる３つ以上のパラメータセットに夫々対応する３つ以上の拡散強調画像が生成されればよく、３つ以上の拡散強調画像を収集するためのパルスシーケンスの数や順序を特に限定するものではない。
また、上記の説明では、ｂ値の方向（即ち、ＭＰＧパルスの印加方向）については、特に限定していない。例えば、Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向のいずれか１つの方向にＭＰＧパルスを印加した拡散強調画像を収集して、その方向に対応する計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）を生成してもよいし、Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向のうちの任意の２方向や、３方向すべてにＭＰＧパルスを印加した拡散強調画像を収集して、それらの方向に対応する計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）を生成してもよい。
或いは、Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向のうちの任意の２方向や、３方向すべてにＭＰＧパルスを印加した拡散強調画像を収集し、得られた２つ又は３つの拡散強調画像を合成して１つの拡散強調画像を生成する。その後、合成した１つの拡散強調画像から、１つの計算拡散強調画像（ｃＤＷＩ）を生成してもよい。
上述した少なくとも１つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、収集した拡散強調画像から、収集時に用いた撮像パラメータ値と異なるパラメータ値に対応する拡散強調画像を計算で求めることができる。
なお、上述した各実施形態における記載と、特許請求の範囲の記載との対応について説明しておく。実施形態の収集機能５００は特許請求の範囲の収集部の一例である。実施形態の計算画像生成機能４０８は特許請求の範囲の生成部の一例である。
また、実施形態における繰り返し時間ＴＲ、実効エコー時間ＴＥ，ｂ値、及び反転時間ＴＩは、特許請求の範囲のパラメータの一例である。
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、６４０ 処理回路
４１、６４１ 記憶回路
４２、６４２ 入力デバイス
４３、６４３ ディスプレイ
４００ コンソール
４０１ 撮像条件設定機能
４０２ パラメータ記憶機能
４０３ 拡散強調画像生成機能
４０４ 拡散強調画像計算機能
４０５ ＡＤＣマップ生成機能
４０６ Ｔ２マップ生成機能
４０７ Ｔ１マップ生成機能
４０８ 計算画像生成機能
５００ 収集機能
６４４ 入力回路

Claims (16)

  1. 拡散強調撮像法のパルスシーケンスを規定するＮ種類（Ｎは２以上の自然数）のシーケンスパラメータに関して、前記シーケンスパラメータの値を異ならせた設定により被検体を撮像し、（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集する収集部と、
    異ならせて設定された前記シーケンスパラメータの値と、収集した前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像の信号値とを、前記シーケンスパラメータ及び被検体の組織パラメータから信号値を解析的に算出可能な演算式に適用することで、前記被検体の組織パラメータを算出すると共に、算出した前記組織パラメータの値と任意の値の前記シーケンスパラメータとを前記演算式に適用することで、前記シーケンスパラメータの任意の値に対応する計算拡散強調画像を生成する生成部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定されるシーケンスパラメータは、拡散強調ファクターｂ値、実効エコー時間ＴＥ、及び繰り返し時間ＴＲの少なくとも１つである、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. ＩＲパルスを伴う撮像法とＩＲパルスを伴わない撮像法とを用いることにより、又は、ＩＲパルスを伴う撮像法において少なくとも反転時間ＴＩの値を異ならせることにより、（Ｎ＋１）（Ｎは１以上の自然数）以上の拡散強調画像を収集する収集部と、
    前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定されたパラメータの値と、収集した前記拡散強調画像の信号値との関係に基づいて、当該パラメータについて、任意の値の計算拡散強調画像を生成する生成部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像間で値を異ならせて設定されるパラメータは、拡散強調ファクターｂ値、実効エコー時間ＴＥ、及び反転時間ＴＩの少なくとも１つである、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記生成部は、脳脊髄液の縦磁化が負から回復してゼロとなる点で励起パルスが印加されるように反転時間ＴＩを設定して、前記計算拡散強調画像を生成する、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記生成部は、収集した前記拡散強調画像における実効エコー時間ＴＥのうち、最も短い実効エコー時間ＴＥと同じ、又は前記最も短い実効エコー時間ＴＥよりも短い実効エコー時間ＴＥに対応する前記計算拡散強調画像を生成する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. ディスプレイをさらに備え、
    前記生成部は、前記シーケンスパラメータの値を連続的に変化させた複数の前記計算拡散強調画像を生成し、
    前記ディスプレイは、前記複数の計算拡散強調画像を連続的に表示する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 神経組織に対する前記計算拡散強調画像を生成する場合において、
    前記収集部は、ＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスを、前記神経組織の走行方向に直交する方向に印加して前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集する
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記収集部は、少なくとも１つの拡散強調画像を、他の拡散強調画像とは異なるｂ値によって収集する条件の下で、３つ以上の拡散強調画像を収集し、
    前記生成部は、前記３つ以上の拡散強調画像におけるｂ値及び実効エコー時間ＴＥと信号強度との関係に基づき、任意のｂ値及び任意の実効エコー時間ＴＥに対応する計算拡散強調画像を生成する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記収集部は、少なくとも１つの拡散強調画像を、他の拡散強調画像とは異なる繰り返し時間ＴＲによって収集する条件の下で、４つ以上の拡散強調画像を収集し、
    前記生成部は、前記４つ以上の拡散強調画像におけるｂ値、実効エコー時間ＴＥ、及び繰り返し時間ＴＲと信号強度との関係に基づき、任意のｂ値、任意の実効エコー時間ＴＥに加えて、任意の繰り返し時間ＴＲに対応する計算拡散強調画像を生成する、
    請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像は、
    （ａ）励起パルスの印加後にＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスを印加して拡散強調された横磁化を発生させ、その後、拡散強調された横磁化をリードアウトするＥＰＩ（echo planner imaging）型のシーケンス、又は
    （ｂ）励起パルスの印加後にＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスを印加して拡散強調された横磁化を発生させ、その後、拡散強調された横磁化を一旦縦磁化に戻すことによって拡散強調された縦磁化を生成し、さらにその後、ＧＲＥ（gradient echo）系シーケンス、またＳＳＦＰ（steady-state free precision）系シーケンスを印加するシーケンス、
    によって収集される、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像のうち、少なくとも１つの拡散強調画像は、ＭＰＧ（Motion Probing Gradient）パルスの印加を伴わない通常のパルスシーケンスで収集され、前記通常のパルスシーケンスは、ＳＥ（spin echo）系シーケンス、ＦＳＥ（fast spin echo）系シーケンス、或いはＧＲＥ（gradient echo）系シーケンスを含む、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. ディスプレイをさらに備え、
    前記ディスプレイに、前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集するためのシーケンスパラメータの推奨値を表示する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 拡散強調撮像法のパルスシーケンスを規定するＮ種類（Ｎは２以上の自然数）のシーケンスパラメータに関して、前記シーケンスパラメータの値を異ならせた設定により収集された（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を入力する入力回路と、
    異ならせて設定された前記シーケンスパラメータの値と、収集した前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像の信号値とを、前記シーケンスパラメータ及び被検体の組織パラメータから信号値を解析的に算出可能な演算式に適用することで、前記被検体の組織パラメータを算出すると共に、算出した前記組織パラメータの値と任意の値の前記シーケンスパラメータとを前記演算式に適用することで、前記シーケンスパラメータの任意の値に対応する計算拡散強調画像を生成する生成部と、
    を備える画像処理装置。
  15. ディスプレイをさらに備え、
    前記ディスプレイに、前記計算拡散強調画像を生成するためのパラメータを、変更可能に表示する、
    請求項１４に記載の画像処理装置。
  16. 拡散強調撮像法のパルスシーケンスを規定するＮ種類（Ｎは２以上の自然数）のシーケンスパラメータに関して、前記シーケンスパラメータの値を異ならせた設定により、（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像を収集し、
    異ならせて設定された前記シーケンスパラメータの値と、収集した前記（Ｎ＋１）以上の拡散強調画像の信号値とを、前記シーケンスパラメータ及び被検体の組織パラメータから信号値を解析的に算出可能な演算式に適用することで、前記被検体の組織パラメータを算出すると共に、算出した前記組織パラメータの値と任意の値の前記シーケンスパラメータとを前記演算式に適用することで、前記シーケンスパラメータの任意の値に対応する計算拡散強調画像を生成する、
    拡散強調画像の生成方法。
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