JP6809819B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 - 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、脂肪抑制技術の１つとして、Ｄｉｘｏｎ法が知られている。Ｄｉｘｏｎ法は、脂肪と水の磁気共鳴周波数の違いを利用して、脂肪が抑制された画像（この画像は、水画像又はＷ画像と呼ばれる。）を生成する手法である。Ｄｉｘｏｎ法では、水が抑制された画像（この画像は、脂肪画像又はＦ画像と呼ばれる。）も同時に生成することができる。

一方、近年、磁気共鳴イメージングの分野において、Computed Imaging (以下、計算撮像法と呼ぶ)と呼ばれる手法が開発されている。計算撮像法は、実撮像で収集したデータから縦緩和時間Ｔ１や、横緩和時間Ｔ２といった組織パラメータを算出し、算出した組織パラメータと収集したデータとから、実撮像で使用したシーケンスパラメータとは異なる任意のシーケンスパラメータ、例えば、任意のエコー時間ＴＥ、に対応する画像を計算で求める手法である。なお、計算で求めた画像を、以下、計算画像と呼ぶものとする。

特開２０１１−１２５７０３号公報

本発明が解決しようとする課題は、脂肪抑制等が施された所望の計算画像を、高い精度で生成することができる磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置を提供することである。

一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、１つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加し、前記リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集するパルシーケンスであって、隣り合う２つの前記リフォーカスパルス間において、所定数の磁気共鳴信号を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集し、前記１つの励起パルスに続く前記複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードに設定されるパルスシーケンス、を設定する設定部と、前記パルスシーケンスを被検体に印加して、前記被検体から磁気共鳴信号を収集する収集部と、を備える。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の計算画像の生成に関する構成を含むブロック図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体処理の概要を説明する図。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置で使用するパルスシーケンスの基本形を例示する図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で使用するパルスシーケンスの具体例を示す図。 収集したＭＲ信号から第１の画像を生成する処理の概念説明図。 第１の画像から第２の画像を生成する処理の概念説明図。 第２の画像から計算画像を生成する処理の概念説明図。 縦緩和時間の算出処理の概念説明図。 第１の変形例に係るパルスシーケンスを示す図。 第２の変形例に係るパルスシーケンスを示す図。 第３の変形例に係るパルスシーケンスを示す図。 第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成例を示すブロック図。 第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。 リードアウト方向の位置ずれを説明する図。 位相変動及び振幅変動及びその補正の概念を示す第１の図。 位相変動及び振幅変動及びその補正の概念を示す第２の図 第３の実施形態に係る画像処理装置の構成例を示すブロック図。

以下、本発明の実施形態を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、磁気共鳴イメージング装置１は、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を備えている。

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に送る。

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に送る。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

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を有するコンピュータとして構成されている。

記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。

入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。

処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡ（field programmable gate array）やＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組わせて、各種の機能を実現することもできる。

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、検査技師等の操作者による、マウスやキーボード等（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。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、Ｄｉｘｏｎ法をベースとする所定のパルスシーケンスを用いた実撮像により、被検体から磁気共鳴信号を収集して、水画像や脂肪画像等の成分分離画像、及び通常画像を生成する。ここで、水画像とは、脂肪成分が抑制された画像であり、Ｗ画像と呼ぶこともある。脂肪画像は、水成分が抑制された画像であり、Ｆ画像と呼ぶことがある。また、通常画像は、水成分及び脂肪成分が抑制されていない通常の画像であり、Ｗ＋Ｆ画像と呼ぶことがある。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、生成した水画像等の成分分離画像、及び通常画像から、実撮像で使用したシーケンスパラメータとは異なる任意のシーケンスパラメータ、例えば、任意のエコー時間ＴＥ、に対応する計算画像を生成する。

図２は、上述した水画像等の成分分離画像の生成、及び計算画像の生成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、第１画像生成機能４０２、第２画像生成機能４０３、計算画像生成機能４０４、及びＴ２算出機能４０５の各機能を実現する。ここで、第１画像生成機能４０２、第２画像生成機能４０３、計算画像生成機能４０４、及びＴ２算出機能４０５で、画像生成機能４１０を構成する。上述したように、これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが所定のプログラムを実行することによって実現される。

また、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４０以外の構成品（制御キャビネット３００、磁石架台１００及び寝台２００）で、収集部５００を構成している。なお、図２における記憶回路４１、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、撮像条件設定機能４０１は、実撮像で使用する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シーケンスコントローラ３４に設定する。これらの撮像条件は、例えば、入力デバイス４２を介して操作者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、操作者が変更することもできる。

本実施形態で使用する具体的なパルスシーケンス、及び、画像生成機能４１０の具体的な処理の説明の前に、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の全体処理の概要について、図３を用いて説明する。

図３上段の最も左側のブロックは、Ｄｉｘｏｎ法及びＦＳＥ（Fast Spin Echo）法をベースとするパルスシーケンスを用いた実撮像によって、被検体から磁気共鳴信号を収集する処理を示している。ＦＳＥ法をベースとするパルスシーケンスであるので、複数の異なるエコー時間ＴＥに対応する複数の磁気共鳴信号が収集されることになる。

図３上段の左から２番目のブロック群は、収集した磁気共鳴信号から、複数の異なるエコー時間ＴＥに対応する、水画像、脂肪画像、及び通常画像を生成する処理を示している。

図３上段の左から３番目のブロック群は、生成した水画像、脂肪画像、及び通常画像の夫々の画素値から、撮像対象である被検体の組織パラメータである横緩和時間Ｔ２値を、画素ごとに算出する処理を示している。ここでは、Ｔ２値を画素毎に算出したデータをＴ２マップと呼ぶものとしている。

図３下段の左のブロックは、同じく撮像対象である被検体の組織パラメータである縦緩和時間Ｔ１値を算出するためのパルスシーケンスを用いた実撮像によって、被検体から磁気共鳴信号を収集する処理を示している。この実撮像で収集した磁気共鳴信号から、組織パラメータである縦緩和時間Ｔ１値を画素ごとに算出して、Ｔ１マップを生成する。

図３の最も右側のブロック群は、算出したＴ２値とＴ１値の組み合わせと、実収集信号から生成した水画像、脂肪画像、及び通常画像の夫々の画素値とから、任意のシーケンスパラメータ、例えば、任意のエコー時間ＴＥ、に対応する画像を計算で生成する処理を示している。例えば、算出したＴ２値及びＴ１値と、水画像の画素値とから、脂肪抑制されたＴ２強調画像の計算画像（Computed T2W image）や、脂肪抑制されたプロトン密度（ＰＤ：Proton Density）強調画像の計算画像（Computed PDW image）を生成することができる。また、例えば、算出したＴ２値及びＴ１値と、水画像の画素値とから、脂肪抑制されたＴ１強調画像の計算画像（Computed T1W image）を生成することができる。

これらのＴ２強調画像、ＰＤ強調画像、Ｔ１強調画像の計算画像は、脂肪抑制された水画像からだけでなく、水抑制された脂肪画像や、通常画像からも生成することができる。

また、スピンの移動に起因する位相変化や振幅変化を適正に補正することにより、脳脊髄液（ＣＳＦ）等の移動成分を抑制したＦＬＡＩＲ（fluid attenuated inversion recovery）画像に対応する画像を、計算画像（Computed FLAIR image）として生成することもできる。

図４は、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１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と、図５乃至図１０を用いて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の具体的な処理を順次説明していく。

図４のステップＳＴ１００で、Ｄｉｘｏｎ法及びＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスを設定する。ステップＳＴ１００は、図３の撮像条件設定機能４０１が行う処理である。

図５は、ステップＳＴ１００で設定するパルスシーケンスの基本形を例示する図である。以下、いくつかの詳細なパルスシーケンスの具体例を示すが、図５のパルスシーケンスの基本形は、どの詳細パルスシーケンスにも共通するものである。

図５の最上段はＲＦパルス列を示す。このＲＦパルス列は、ＦＳＥ法のＲＦパルス列と基本的には同じものであり、１つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加する。そして、図５の中段に示すように、リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集する。１つの励起パルスに続くリフォーカスパルスの数は、特に限定するものではないが、Ｔ２値を算出するために、１つの励起パルスに対して、少なくとも２つのリフォーカスパルスが必要となる。好ましくは、１つの励起パルスに対して、３つ以上のリフォーカスパルスを設ける。リフォーカスパルスの数を増やすこと、即ち、異なるエコー時間ＴＥに対応するデータ数を増やすことによって、Ｔ２値の算出精度が向上する。図５に示す例では、１つの励起パルスの後に４つのリフォーカスパルスを設け、ＴＥ１からＴＥ４の４つのエコー時間に対応するデータを収集している。

隣り合う２つのリフォーカスパルス間においては、所定数の磁気共鳴信号列を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集する。ここで、上記の所定数は、Ｄｉｘｏｎ法のポイント数に対応する。例えば、２−ポイントＤｉｘｏｎ法を用いる場合は、２つの磁気共鳴信号列を隣り合う２つのリフォーカスパルス間で収集し、３−ポイントＤｉｘｏｎ法を用いる場合は、３つの磁気共鳴信号列を隣り合う２つのリフォーカスパルス間で収集する。また、Ｍ−ポイントＤｉｘｏｎ法を用いる場合は、Ｍ個の磁気共鳴信号列を隣り合う２つのリフォーカスパルス間で収集する。なお、１つの磁気共鳴信号列は、リードアウト方向の全てのｋ空間の信号列によって構成される。

また、図５に示すパルシーケンスでは、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードを設定している。図５に示す例では、１番目の励起パルスに続く４つのリフォーカスパルスに対しては、共通の位相エンコード（ｍ）を設定し、２番目の励起パルスに続く４つのリフォーカスパルスに対しては、位相エンコード（ｍ）とは異なる値の位相エンコード（ｍ＋１）を共通に設定している。

従来のＦＳＥ法は、高速撮像を目的とするため、リフォーカスパルス毎に位相エンコード量を変化させている。これに対して、本実施形態のパルスシーケンスは、同一の位相エンコード量に対して複数の異なるエコー時間を設定し、この結果得られる複数の磁気共鳴信号からＴ２値等の組織パラメータを算出することを目的としている。このように、従来のＦＳＥ法と本実施形態のパルスシーケンスとでは、撮像の狙いが異なっており、その結果、位相エンコードの設定方法が、従来のＦＳＥ法と本実施形態のパルスシーケンスとで異なっている。

また、ＧＲＡＳＥ（gradient and spin echo）法と呼ばれる撮像法では、ＦＳＥ法と同様に１つの励起パルスに続けて複数のリフォーカスパルスを設けると共に、隣り合う２つのリフォーカスパルス間において、正負の極性を交互に変化させた複数のリードアウト傾斜磁場を設けたパルスシーケンスを使用している。ＧＲＡＳＥ法は、ＦＳＥ法とＥＰＩ法とを組み合わせた撮像法であると言うことができる。このＧＲＡＳＥ法においても、位相エンコード量を、個々のリードアウト傾斜磁場毎、及びリフォーカスパルス毎に変化させている。この点において、図５に示す本実施形態の位相エンコードの設定方法と、ＧＲＡＳＥ法の位相エンコードの設定方法とは、全く異なっている。

図６は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で使用する、より詳細なパルスシーケンスの具体例（以下、第１の具体例と呼ぶ）を示す図である。なお、図５では、２つの励起パルスと、各励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスを図示しているが、図６では、１つの励起パルスとこれに続く複数のリフォーカスパルスの部分の期間のみを抽出して図示している。この点は、パルスシーケンスの他の具体例を示す、図１１、図１２、及び図１３についても同様である。図６は、ＦＳＥ法と、３−ポイントＤｉｘｏｎ法とに基づくパルスシーケンスとなっている。

図６の１段目は、励起パルスと、これに続く複数のリフォーカスパルスからなるＲＦパルス列を示す。励起パルスのフリップ角は、通常は９０度に設定されるが、９０度よりも小さなフリップ角を設定しても良い。リフォーカスパルスのフリップ角も、通常は１８０度に設定されるが、例えば、ＳＡＲ（specific absorption rate）抑制の観点から、１８０度よりも小さなフリップ角に設定してもよい。隣接する２つのリフォーカスパルスの間隔をＥＳＰとするとき、励起パルスと１番目のリフォーカスパルスとの間隔は、ＥＳＰ／２に設定される。

図６の２段目は、スライス選択傾斜磁場Ｇｓｓを示す。励起パルスに付随するスライス選択傾斜磁場をＧｓeとし、リフォーカスパルスに付随するスライス選択傾斜磁場をＧｓｒとして、表記している。通常、励起パルスとリフォーカスパルスは、同じスライスに印加されるように、ＧｓｅとＧｓｒとは設定される。

各リフォーカスパルスの前後には、クラッシャー（Crusher Gradient）と呼ばれる傾斜磁場Ｇｓｃが設けられる。リフォーカスパルスのフリップ角が１８０度以外の場合には、リフォーカスパルスによってＦＩＤ（free induction decay）信号が発生するが、このＦＩＤ信号は、リフォーカスパルスの直後のクラッシャーによって位相分散され、消失する。一方、励起パルスによって生じた横磁化成分は、リフォーカスパルスの直前のクラッシャーによって一旦位相分散されるが、リフォーカスパルスの直後のクラッシャーによって同じ量だけ集束される。このため、励起パルスによって生じた横磁化成分はリフォーカスパルスの前後において維持さる。この結果、リフォーカスパルスの前後の２つのクラッシャーは、スピンエコー成分には影響を与えない。

図６の３段目は位相エンコード傾斜磁場を示す。前述したように、本実施形態のパルスシーケンスでは、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスに対しては、同じ位相エンコードを設定するものとしている。そこで、図６の３段目に示すように、励起パルス直後の１つ目のリフォーカスパルスの後に、１つの位相エンコード傾斜磁場パルスＧｐ（ｍ）のみを印加するものとしている。この結果、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスで収集する全ての磁気共鳴信号に対して、位相エンコード傾斜磁場パルスＧｐ（ｍ）によって規定される共通の位相エンコード量が設定されることになる。

図６の４段目はリードアウト傾斜磁場を示す。隣接するリフォーカスパルスの間にある５つのリードアウト傾斜磁場のうち、先頭にあるＧｒｃはプリフェージング（prephasing）傾斜磁場を示し、Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は、３−ポイントＤｉｘｏｎ法に対応する３つのリードアウト傾斜磁場を示し、末尾のＧｒｃはリフェージング（rephasing）傾斜磁場を示す。５つのリードアウト傾斜磁場は、同じ組み合わせが、隣接する２つのリフォーカスパルス間の夫々で繰り返される。

プリフェ―ジング傾斜磁場は負極性の傾斜磁場であり、これに続く正極性のリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１の時間方向の中心にＭＲ信号のピークを位置させるために設けられている（５段目の図を参照）。

図６に示すパルスシーケンスでは、３−ポイントＤｉｘｏｎ法に対応する３つのリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３の極性が、正極性と負極性とを交互に繰り返すように設定されている。なお、Ｄｉｘｏｎ法のポイント数は３に限定されるものではない。例えば、２−ポイントＤｉｘｏｎ法の場合には、極性の異なる２つのリードアウト傾斜磁場が隣接するリフォーカスパルス間に設けられることになり、Ｍ-ポイントＤｉｘｏｎ法（Ｍは４以上）の場合は、４つ以上のリードアウト傾斜磁場が隣接するリフォーカスパルス間に設けられることになる。

末尾のリフェ―ジング傾斜磁場Ｇｒｃは、リードアウト方向の各スピンの位相を、リフォーカスパルスの印加直後の状態に巻き戻すためのものである。

図６の５段目は、３つのリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３によって読み出される磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を示す。図６では、１番目のリフォーカスパルスに対応するリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３によって読み出されるＭＲ信号を、それぞれ、Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π、と表記している。また、２番目のリフォーカスパルスに対応するリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３によって読み出されるＭＲ信号を、それぞれ、Ｓ２_−π、Ｓ２_０、Ｓ２_＋π、と表記し、３番目のリフォーカスパルスに対応するリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３によって読み出されるＭＲ信号を、それぞれ、Ｓ３_−π、Ｓ３_０、Ｓ３_＋π、と表記している。

また、図６では、各リフォーカスパルスに対応する３つのＭＲ信号のうち、中央のＭＲ信号のｋ空間中心のエコー時間ＴＥ（即ち、励起パルスからの遅延時間）を、それぞれ、ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３と表記している。図６に示すパルスシーケンスでは、ＴＥ１はリフォーカスパルス間隔ＥＳＰと同じであり（ＴＥ１＝ＥＳＰ）、ＴＥ２はリフォーカスパルスの間隔ＥＳＰの２倍（ＴＥ２＝２・ＥＳＰ＝２・ＴＥ１）、ＴＥ３はリフォーカスパルスの間隔ＥＳＰの３倍（ＴＥ３＝３・ＥＳＰ＝３・ＴＥ１）となっている。

ここで、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１は、中央のＧｒ２よりもエコー時間がΔだけ短くなるように設定されている。また、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ３は、中央のＧｒ２よりもエコー時間がΔだけ長くなるように設定されている。このエコー時間の差Δによって、脂肪成分と水成分との間の位相を異なる値に設定することができる。エコー時間の差ΔがゼロのＭＲ信号、即ち、中央のＧｒ２によって読み出されるＭＲ信号は、脂肪成分の位相と水成分の位相がｋ空間中心において同じ位相となるため（即ち、位相差がゼロ）、これらのＭＲ信号をＳ１_０、Ｓ２_０、Ｓ３_０、のように表記している。一方、Ｇｒ２よりもΔだけ前のＧｒ１によって読み出されるＭＲ信号は、脂肪成分と水成分の位相差がｋ空間中心において−πとなるようにΔが設定されている。それ故、これらのＭＲ信号を、Ｓ１_−π、Ｓ２_−π、Ｓ３_−π、のように表記している。また、Ｇｒ２よりもΔだけ後のＧｒ３によって読み出されるＭＲ信号は、脂肪成分と水成分の位相差がｋ空間中心において＋πとなる。それ故、これらのＭＲ信号を、Ｓ１_＋π、Ｓ２_＋π、Ｓ３_＋π、のように表記している。

図４に戻り、ステップＳＴ１００で、上述した図６に示すパルスシーケンスを設定した後、ステップＳＴ１０１で、設定したパルスシーケンスを被検体に対して印加して、Ｄｉｘｏｎ法のポイント数に対応する所定数のＭＲ信号を、複数の異なるエコー時間ＴＥで収集する。図６に示すパルスシーケンスの例では、エコー時間ＴＥ１に対応する３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（即ち、Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）、エコー時間ＴＥ２に対応する３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（即ち、Ｓ２_−π、Ｓ２_０、Ｓ２_＋π）、エコー時間ＴＥ３に対応する３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（即ち、Ｓ３_−π、Ｓ３_０、Ｓ３_＋π）等を収集する。ステップＳＴ１０１の処理は、図２の収集部５００によって行われる。

図６では、１つの位相エンコード量に対するパルスシーケンスのみを示しているが、実際には、図６に示したパルスシーケンスを、位相エンコード量を変えながら、所定の繰り返し時間ＴＲ（Repetition Time）で、所定の位相エンコード数（例えば、１２８）だけ繰り返す。ここで、繰り返し時間ＴＲは、励起パルスの間隔である。

次に、ステップＳＴ１０２で、エコー時間ＴＥ毎に、収集した所定数のＭＲ信号を再構成して、所定数の第１の画像を生成する。ここで、水と脂肪が分離される前の画像を第１の画像と呼んでいる。ステップＳＴ１０２は、図２の第１画像生成機能４０３が行う処理である。

さらに、ステップＳＴ１０３で、エコー時間毎に、所定数の第１の画像から、水と脂肪が分離された第２の画像、即ち、水画像（Ｗ画像）、脂肪画像（Ｆ画像）、及び通常画像（Ｗ＋Ｆ画像）を生成する。ステップＳＴ１０３は、図２の第２画像生成機能４０３が行う処理である。

図７及び図８は、ステップＳＴ１０２、及びステップＳＴ１０３の処理概念を説明する図である。

図７の左側のブロック群の上段は、図６に示すエコー時間ＴＥ１に対応する、３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）のうち、左側のＳ１_−πを位相エンコード方向に集めた信号群である。この信号群を２次元逆フーリエ変換等によって再構成することにより、水と脂肪の位相差が−πの画像に相当する第１の画像ＩＭ_−πが生成される。図７の左側のブロック群の中段は、同じくエコー時間ＴＥ１に対応する、３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）のうち、中央のＳ１_０を位相エンコード方向に集めた信号群である。この信号群を２次元逆フーリエ変換等によって再構成することにより、水と脂肪の位相差がゼロの画像に相当する第１の画像ＩＭ_０が生成される。同様に、図７の左側のブロック群の下段は、３−ポイントＤｉｘｏｎ法の３つのＭＲ信号（Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）のうち、右側のＳ１_＋πを位相エンコード方向に集めた信号群である。この信号群を２次元逆フーリエ変換等によって再構成することにより、水と脂肪の位相差がゼロの画像に相当する第１の画像ＩＭ_＋πが生成される。

このようにして、ステップＳＴ１０２では、図７の中央に示すように、水と脂肪が分離される前の３つの第１の画像、ＩＭ_−π、ＩＭ_０、ＩＭ_＋πが、夫々のエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３等に対して生成される。３−ポイントＤｉｘｏｎ法の場合は、このように３つの第１の画像が生成されるが、Ｍ−ポイントＤｉｘｏｎの場合には、Ｍ個の第１の画像が夫々のエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３等に対して生成されることになる。

図８は、第１の画像ＩＭ_−π、ＩＭ_０、ＩＭ_＋πから、第２の画像、即ち、水画像（Ｗ画像）、脂肪画像（Ｆ画像）、及び通常画像（Ｗ＋Ｆ画像）を生成する、Ｄｉｘｏｎ法の一般的な概念を説明する図である。図８の説明では、静磁場の不均一性や、被検体の磁化率分布による磁場不均一性がなく、また、Ｔ２緩和による減衰がないと仮定している。

今、第１の画像のＩＭ_−π、ＩＭ_０、及びＩＭ_＋πの同じ画素位置における画素値を、夫々、Ｘ_１、Ｘ_２、及びＸ_３とし、この画素には、大きさＷの水成分と、大きさＦの脂肪成分が存在するとする。ＷおよびＦは、正の実数である。ここで、脂肪成分と水成分の磁気共鳴周波数の差をｆｒとする。また、図６におけるΔの値は、第１の画像のＩＭ_−πにおける水成分に対する脂肪成分の位相差φが、
φ＝−Δ・（２πｆｒ）＝−π （式１）
となるようにΔの値が設定されている。
したがって、第１の画像のＩＭ_−πの画素値Ｘ_１は、
Ｘ_１＝Ｗ−Ｆ （式２）
となる。

また、第１の画像のＩＭ_０における水成分に対する脂肪成分の位相差φは、Δ＝０、であるため、φ＝０、となる。
したがって、第１の画像のＩＭ_０の画素値Ｘ_２は、
Ｘ_２＝Ｗ＋Ｆ （式３）
となる。

また、第１の画像のＩＭ_＋πにおける水成分に対する脂肪成分の位相差φは、
φ＝＋Δ・（２πｆｒ）＝＋π （式４）
である。したがって、第１の画像のＩＭ_０の画素値Ｘ_３は、画素値Ｘ_１と同様に、
Ｘ_３＝Ｗ−Ｆ （式５）
となる。
（式２）及び（式３）より、水画像（Ｗ画像）の画素値Ｗｍは、
Ｗｍ＝（Ｘ_２−Ｘ_１）／２ （式６）
から算出することができ、脂肪画像（Ｆ画像）の画素値Ｆｍは、
Ｆｍ＝（Ｘ_２＋Ｘ_１）／２ （式７）
から算出することができる。

また、通常画像（Ｗ＋Ｆ画像）の画素値Ｗｍ＋Ｆｍ（＝Ｓｍ）は、
Ｓｍ＝Ｗｍ＋Ｆｍ＝Ｘ_２ （式８）
であり、第１の画像のＩＭ_０の画素値Ｘ_２そのものとなる。

なお、第１の画像のＩＭ_−πの替わりにＩＭ_＋πを用いても、（式５）と（式３）とから、水画像の画素値Ｗｍと、脂肪画像の画素値Ｆｍを算出することができる。このように、静磁場の不均一性や、被検体の磁化率分布による磁場不均一性がなく、また、Ｔ２緩和による減衰がないと仮定の下では、２−ポイントＤｉｘｏｎ法よる２つの第１の画像から、水画像と脂肪画像とを正しく分離することができる。しかしながら、通常、上記の仮定は厳密には成立せず、この場合には、３−ポイントＤｉｘｏｎ法や、Ｍ−ポイントＤｉｘｏｎ法（Ｍは４以上）の使用が好ましい。

上記の処理を、各画素に対して行うことにより、水画像（即ち、脂肪成分が抑制された画像）、脂肪画像（即ち、水成分が抑制された画像）、及び通常画像を、第２の画像として生成することができる。また、これらの水画像、脂肪画像、及び通常画像は、ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３等の異なる複数のエコー時間ＴＥに対して生成される。

再び図４に戻り、図４のステップＳＴ１０４では、複数の異なるエコー時間ＴＥに対応する第２の画像から、横緩和時間Ｔ２値等の被検体の組織パラメータを算出する。ステップＳＴ１０４は、図２のＴ２算出機能４０５が行う処理である。

一方、図４のステップＳＴ１０５では、Ｔ１値算出用のパルスシーケンスを設定する。
その後、ステップＳＴ１０６において、設定したＴ１値算出用のパルスシーケンスを被検体に印加して、磁気共鳴信号を収集する。
ステップＳＴ１０５、ステップＳＴ１０６の処理は、ステップＳＴ１００、ステップＳＴ１０１に引き続いて行ってもよいし、ステップＳＴ１００、ステップＳＴ１０１とは独立した別個の検査として行っても良い。
ステップＳＴ１０７では、ステップＳＴ１０６で収集した磁気共鳴信号に基づいて、被検体の組織パラメータとしてのＴ１値を算出する。
次に、ステップＳＴ１０８において、算出したＴ２値及びＴ１値の被検体の組織パラメータと、第２の画像の画素値とから、計算画像を生成する。ステップＳＴ１０８は、図２の計算画像生成機能４０４が行う処理である。

ステップＳＴ１０４、ステップＳＴ１０７、及びステップＳＴ１０８の処理を、図９及び図１０を参照して、具体的に説明する。なお、以下に示す計算画像の生成方法はあくまで一例であり、この方法に限定されるものではない。

図９に示すように、水画像、及び脂肪画像の各画素の信号強度、即ち画素値は、横緩和により、エコー時間ＴＥに対して指数関数で減少する。この特性を利用し、実撮像で得た水画像、及び脂肪画像の画素値（即ち、測定した画素値）から、指数関数の時定数を求めることにより、水画像、及び脂肪画像の夫々の横緩和時間を算出することができる。そして、算出した横緩和時間と測定した画素値とから、任意のエコー時間ＴＥｃにおける水画像、及び脂肪画像の画素値を計算で求めることができる。以下、より具体的に説明する。

水画像の画素値をＷｍとすると、画素値Ｗｍは、以下の（式９）で近似することができる。
Ｗｍ＝Ｗ_０・exp (−ＴＥ／Ｔ２_ｗ) （式９）
ここで、Ｗ_０は定数であり、Ｔ２_ｗは被検体の水成分の横緩和時間である。

２つの異なるエコー時間ＴＥ１及びＴＥ２に対する水画像の画素値の測定値（即ち、実撮像で収集したＭＲ信号から求めた画素値）を、夫々、Ｗｍ_１及びＷｍ_２とすると、
Ｗｍ_１＝Ｗ_０・exp (−ＴＥ１／Ｔ２_ｗ) （式１０）
Ｗｍ_２＝Ｗ_０・exp (−ＴＥ２／Ｔ２_ｗ) （式１１）
となる。（式１０）及び（式１１）より、被検体の水成分の横緩和時間Ｔ２_ｗを、次の（式１２）から算出することができる。
Ｔ２_ｗ＝−（ＴＥ１−ＴＥ２）／ｌｎ（Ｗｍ_１／Ｗｍ_２） （式１２）
ここで、ｌｎ（）は、自然対数を示す。

今、任意のエコー時間ＴＥｃに対する水画像の画素値の計算値をＷｃとすると、Ｗｃは以下の（式１３）から算出される。
Ｗｃ＝Ｗｍ_１・exp (−（ＴＥｃ−ＴＥ１）／Ｔ２_ｗ)） （式１３）
（式１０）から（式１３）の演算は、同じ１つの画素に対する演算である。そこで、（式１０）から（式１３）の演算を全画素に対して行うことにより、任意のエコー時間ＴＥｃにおける、水画像の計算画像、即ち、脂肪抑制された画像の計算画像を生成することができる。

上記と同様にして、脂肪画像（Ｆ画像）の計算画像も生成することができる。例えば、２つの異なるエコー時間ＴＥ１及びＴＥ２に対する脂肪画像（Ｆ画像）の画素値の測定値を、夫々、Ｆｍ_１及びＦｍ_２とすると、（式１２）と同様に、被検体の脂肪成分の横緩和時間Ｔ２_Fを、次の（式１４）から算出することができる。
Ｔ２_Ｆ＝−（ＴＥ１−ＴＥ２）／ｌｎ（Ｆｍ_１／Ｆｍ_２） （式１４）
そして、任意のエコー時間ＴＥｃに対する脂肪画像の画素値の計算値をＦｃとすると、Ｆｃは以下の（式１５）から算出される。
Ｆｃ＝Ｆｍ_１・exp (−（ＴＥｃ−ＴＥ１）／Ｔ２_Ｆ)） （式１５）

そして、（式１４）、（式１５）の演算を全画素に対して行うことにより、任意のエコー時間ＴＥｃにおける、脂肪画像（Ｆ画像）の計算画像、即ち、水抑制された画像の計算画像を生成することができる。

なお、重複を避けるために説明は省略するが、上記と同様にして、任意のエコー時間ＴＥｃにおける、通常画像の計算画像を生成することもできる。

上記の説明から判るように、２つのエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２に対する画素値の測定値があれば、横緩和時間Ｔ２を算出することができる。しかしながら、画素値の測定値にノイズが重畳している場合には、横緩和時間Ｔ２の算出精度が低下する可能性が有る。そこで、図９に示したように、３つのエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３、或いは４つ以上のエコー時間における画素値の測定値から、例えば、カーブフィッティング等の手法によって横緩和時間Ｔ２を推定することにより、横緩和時間Ｔ２を高精度で算出することができる。

上述したように、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、被検体に対する実撮像は、図５又は図６に示すパルスシーケンスを１回印加するのみである。そして、この１回の実撮像で収集したデータから、任意のエコー時間に対応する画像を、通常画像としてのみならず、脂肪成分が抑制された水画像や、水成分が抑制された脂肪画像として、事後的な計算によって生成することができる。

例えば、１回の実撮像で収集したデータから、エコー時間ＴＥｃを横緩和時間Ｔ２と同等若しくは横緩和時間Ｔ２よりも長く設定することによって、脂肪抑制されたＴ２強調画像や、水抑制されたＴ２強調画像、或いは通常のＴ２強調画像を計算で生成することができる。

また、実撮像で収集した同じデータから、エコー時間ＴＥｃを横緩和時間Ｔ２よりも短く設定することにより、脂肪抑制されたプロトン密度強調画像や、水抑制されたプロトン密度強調画像、或いは通常のプロトン密度強調画像を計算で生成することができる。さらに、通常の撮像では収集が困難な、横緩和時間Ｔ２がゼロに対応する画像も計算で求めることも可能である。

また、エコー時間ＴＥｃを変えた計算画像をいくつか生成することにより、実撮像を何度も行うことなく、所望のコントラストの画像を得ることができる。

上記の説明は、縦緩和によるコントラストの影響が少ないことを前提としているが、縦緩和時間の影響を含めた計算画像を生成することもできる。

図１０の上段は、縦緩和時間Ｔ１を求めるためのパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスでは、反転回復法とＧＲＥ（gradient echo）法とを組み合わせている。反転回復パルス（ＩＲパルス）を印加した後、異なる複数の反転回復時間（ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩ３等）においてＧＲＥ法で信号を収集する。そして、図１０の下段に示すような反転回復時間ＴＩに対する信号強度の変化から、縦緩和の時定数、即ち、縦緩和時間Ｔ１を算出することができる。
縦緩和時間Ｔ１を求めるためのパルスシーケンスは、図１０に示したパルスシーケンスに限定されるものではない。例えば、ＭＰ２ＲＡＧＥと呼ばれるパルスシーケンスを用いて縦緩和時間Ｔ１を算出してもよい。

このようにして求めた縦緩和時間Ｔ１と、前述した横緩和時間とから、縦緩和の影響が組み込まれた、水画像の画素値Ｗｃや脂肪画像の画素値Ｆｃを、例えば、次の（式１６）から（式１８）を用いて、計算で求めることができる。
Ｗｃ＝Ｆ(ＴＲｃ, Ｔ１)・Ｗｍ_１・exp (−（ＴＥｃ−ＴＥ１）／Ｔ２_ｗ)） （式１６）
Ｆｃ＝Ｆ(ＴＲｃ, Ｔ１)・Ｆｍ_１・exp (−（ＴＥｃ−ＴＥ１）／Ｔ２_Ｆ)） （式１７）
Ｆ(ＴＲｃ, Ｔ１)＝(１−exp (−ＴＲｃ/Ｔ１) （式１８）
なお、上式でのＴＲｃは、計算時に設定する任意の繰り返し時間を示している。

（式１６）から（式１８）を用いることにより、横緩和のみならず、縦緩和が考慮されたコントラストの画像を、水画像、脂肪画像、及び通常画像に対して生成することができる。

例えば、１回の実撮像で収集したデータから、繰り返し時間ＴＲｃを縦緩和時間Ｔ１よりも短く設定すると共に、エコー時間ＴＥｃを横緩和時間Ｔ２よりも短く設定することにより、脂肪抑制されたＴ１強調画像や、水抑制されたＴ１強調画像、或いは通常のＴ１強調画像を計算で生成することができる。

（第１の実施形態の変形例）
以下、第１の実施形態の変形例として、図６とは異なるパルスシーケンスについて説明する。なお、各変形例と、上述した第１の実施形態とは、パルスシーケンスの一部が相違するのみであり、構成や処理内容は同じである。

図１１は、第１の変形例に係るパルスシーケンスを示す図である。図６と比べると、リードアウト傾斜磁場の印加方法が異なっている。図６では、リフォーカスパルス間の３つのリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３が、負、正、負と、極性を反転しているのに対して、図１１に示す３つのリードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は、いずれも同じ極性（図１１の例では、いずれも正極性）となっている。また、Ｇｒ１とＧｒ２との間、及び、Ｇｒ２とＧｒ３との間にある負極性の傾斜磁場Ｇｒｃ２は、夫々、Ｇｒ２及びＧｒ３の中心にＭＲ信号のピークを位置させるためのプリフェ―ジング傾斜磁場である。したがって、通常は、Ｇｒｃ２の面積は、Ｇｒ２及びＧｒ３の夫々の面積の半分に設定される。

図６のように、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３が、負、正、負と、極性を反転していると、負極性のリードアウト傾斜磁場で読み出されるｋ空間データと、正極性のリードアウト傾斜磁場で読み出されるｋ空間データとでは、配列方向が反転する。このため、配列方向の並べ替え処理が必要となる。一方、図１１に示すように、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３が同極性の場合には、このような並べ替え処理は不要となる。

また、後述するように、リードアウト傾斜磁場の極性が反転する場合には、傾斜磁場の波形の歪等により、読み出されるＭＲ信号のピーク位置が、リードアウト傾斜磁場の正極性と負極性とで異なる場合がある。このため、配列方向の並べ替え処理に加えて、ＭＲ信号のピーク位置を一致させるための補正処理が必要となる。

このように、同極性のリードアウト傾斜磁場を有する図１１のパルスシーケンスは、極性を反転させる図６のパルスシーケンスに対して、配列方向の並べ替え処理や、上記の補正処理が不要となるというメリットがある。

一方、図１１に示すパルスシーケンスは、大きなスルーレートをもつプリフェ―ジング傾斜磁場Ｇｒｃ２を必要とする。このため、磁場の時間変化、即ち、ｄＢ／ｄｔが大きくなり、ｄＢ／ｄｔに起因する神経刺激作用に関して、図６のパルスシーケンスよりも配慮を必要とする。

図１２は、第２の変形例に係るパルスシーケンスを示す図である。第２の変形例のパルスシーケンスは、所謂ＣＰＭＧ（Carr-Purcell-Meiboom-Gill）条件を満たすパルスシーケンスとなっている。ＣＰＭＧ条件とは、
条件（１）隣接する２つのリフォーカスパルス間の間隔ＥＳＰが、励起パルスと１番目のリフォーカスパルスとの間隔の２倍であり、励起パルスとリフォーカスパルスのＲＦ信号の位相が９０度シフトしており、且つ、
条件（２）全ての隣接する２つのリフォーカスパルス間において、隣接する２つのリフォーカスパルス間における総ての傾斜磁場の積分値が同じである、
という条件である。ＣＰＭＧ条件が満たされると、スピンエコーＳＥと、誘発エコー（stimulated echo）ＳＴＥとが、時間方向の同じ位置において同位相で加算され、ＳＮ比が向上するという利点がある。

図６に示すパルスシーケンスでは、１番目と２番目のリフォーカスパルスの間に位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）があり、２番目以降のリフォーカスパルスの間には位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）が存在していない。このため、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスに対して、同一の位相エンコードに設定されるものの、ＣＰＭＧ条件のうちの、条件（２）を満たしていない。

これに対して、図１２に示すパルスシーケンスでは、隣接するリフォーカスパルスの間に、夫々、逆極性の１対の位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）を印加している。また、この１対の位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）は、全てのリフォーカスパルス間において、同じ値のＧｐ（ｍ）に設定されている。なお、リフォーカスパルス間において、リードアウト傾斜磁場よりも前に設けられている相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）は、位相エンコード量を設定するための傾斜磁場であり、リードアウト傾斜磁場よりも後に設けられている位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）は、位相を巻き戻すためのリワインダ傾斜磁場である。

これにより、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスに対して、同一の位相エンコードに設定されると共に、全ての隣接する２つのリフォーカスパルス間において、隣接する２つのリフォーカスパルス間における総ての傾斜磁場の積分値が同じとなっており、ＣＰＭＧ条件を満たしている。なお、スライス選択傾斜磁場を除く、位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場に関しては、全ての隣接する２つのリフォーカスパルス間において、隣接する２つのリフォーカスパルス間における総ての傾斜磁場の積分値がゼロとなっている。

このように、図１２に示す第２の変形例は、ＣＰＭＧ条件を満たすため、ＳＮ比の観点からは、図６のパルスシーケンスよりも有利である。ただし、位相エンコード傾斜磁場の印加が、図６のパルスシーケンスよりも増えるため、ＳＡＲ（specific absorption rate）や、前述したｄＢ／ｄｔの観点からは、若干不利となる。

図１３は、第３の変形例に係るパルスシーケンスを示す図である。第３の変形例のパルスシーケンスでは、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３の夫々の前後において、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）と、これと逆極性のリワインダとが設けられる。また、これらの位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ（ｍ）やそのリワインダは、各リフォーカスパルス間で共通している。

図１３に示すパルスシーケンスも、第２の変形例と同様に、ＣＰＭＧ条件を満たすものであり、かつ、１つの励起パルスに続く複数のリフォーカスパルスに対して、同一の位相エンコードに設定されている。第３の変形例も、第２の変形例とほぼ同様のメリット、デメリットをもつ。

上述したように、第１乃至第３の変形例のパルスシーケンスは、図６に示すパルスシーケンスに対してメリット及びデメリットを有するものの、いずれも、図６に示すパルスシーケンスに換えて、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で使用することができる。

（第２の実施形態）
図１４は、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、第２の実施形態が補正機能４０６を有している点であり、それ以外の構成は第１の実施形態と同じであり、同じ符号を付している。なお、第１の実施形態と第２の実施形態の間では、機能構成は異なるものの、ハードウェア構成は同じである。

図１５は、第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。第１の実施形態（図４）との相違点は、第２の実施形態が、第１の実施形態に対して、ステップＳＴ２００、ステップＳＴ２０１、及びステップＳＴ２０２の処理を付加している点である。それ以外の処理は第１の実施形態と同じであり、同じ符号を付している。なお、ステップＳＴ２００、ステップＳＴ２０１、及びステップＳＴ２０２の処理は、図１４の補正機能４０６が行う。

図６、或いは、図１１乃至図１３に示すいずれかのパルスシーケンスでＭＲ信号を収集した後（ステップＳＴ１０１）、ステップＳＴ２００で、使用したパルスシーケンスでのリードアウト傾斜磁場の印加方法が、正負極性交代型が否かを判定する。同極性のリードアウト傾斜磁場を使用してＭＲ信号を収集した場合、即ち、図１１に示すようなパルスシーケンスを使用してＭＲ信号を収集した場合には、ステップＳＴ１０２に進む。

一方、正負極性交代型のリードアウト傾斜磁場を使用してＭＲ信号を収集した場合、即ち、図６、図１２、図１３に示すようなパルスシーケンスを使用してＭＲ信号を収集した場合には、ステップＳＴ２０１に進む。

ステップＳＴ２０１では、リードアウト方向の位置ずれ補正を行う。図１６は、正負極性交代型のリードアウト傾斜磁場を使用した場合に生じ得るリードアウト方向の位置ずれを説明する図である。

リードアウト傾斜磁場の形状は、渦電流磁場等の影響により、必ずしも線対称とはならない。例えば、図１６の左上に示したように、各リードアウト傾斜磁場の時間方向の中心位置に対して非対称な形状となる。図１６の例示では、中心位置よりも前側の方が後ろ側よりも傾斜磁場の強度が大きくなっている。

このような非対称な傾斜磁場では、ＭＲ信号のピーク位置は各リードアウト傾斜磁場の中心位置からずれる。具体的には、負極性のプリフェ―ジング傾斜磁場Ｇｒｃの面積Ａと、正極性リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１の前側の面積が同じになる位置で、ＭＲ信号はピークを示す。次に、リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１の後側の面積Ｂと、負極性リードアウト傾斜磁場Ｇｒ２の前側の面積が同じになる位置で、ＭＲ信号はピークを示す。さらに、負極性リードアウト傾斜磁場Ｇｒ２の後側の面積Ａと、正極性リードアウト傾斜磁場Ｇｒ３の前側の面積が同じになる位置で、ＭＲ信号はピークを示す。

この場合、図１６の左下に例示したように、ＭＲ信号の各ピーク位置は全て同じ方向に（図１６の例では、中心位置よりも前側に）シフトする。一方、正極性と負極性のリードアウト傾斜磁場で読み取ったＭＲ信号では、ｋ空間の配列方向が逆となる。正極性のリードアウト傾斜磁場で読み取ったＭＲ信号のサンプリング順序は、ｋ空間のマイナスの最大値からプラスの最大値に向かう順序となる。一方、負極性のリードアウト傾斜磁場で読み取ったＭＲ信号のサンプリング順序は、ｋ空間のプラスの最大値からマイナスの最大値に向かう順序となる。そこで、ｋ空間の配列方向を一致させるために、負極性のリードアウト傾斜磁場で読み取ったＭＲ信号の配列順序を反転させる必要がある。そして、反転した結果、図１６の右側に示すように、正極性と負極性のリードアウト傾斜磁場で読み取ったＭＲ信号との間で、ピークの位置ずれが発生する。

ステップＳＴ２０１では、このピークの位置ずれを補正する。位置ずれ補正の方法は特に限定するものではないが、例えば、事前に同じパルスシーケンスを実行して、補正用のテンプレートデータを取得しておき、このテンプレートデータを用いて、収集した信号の位相を補正することによって、ピークの位置ずれを補正する。

ステップＳＴ２０２では、ステップＳＴ１０２で生成した第１の画像に対して、位相補正及び振幅補正を行う。

前述した図８の説明、及び、第１の画像Ｘ１乃至Ｘ３から、水画像や脂肪画像を生成するための（式２）乃至（式８）は、静磁場の不均一性や、被検体の磁化率分布による磁場不均一性がなく、また、Ｔ２緩和による減衰がないと仮定したものであった。

しかしながら、現実には、静磁場の不均一性を完全に排除することは難しく、また、被検体の磁化率分布による磁場不均一性も存在する。そして、この磁場不均一性に起因する位相変動が第１の画像間に発生する。また、Ｔ２緩和による減衰等に起因する振幅変動も第１の画像間に発生する。ステップＳＴ２０２では、これらの位相変動や振幅変動を補正するための処理を行う。

図１７及び図１８に、磁場不均一性に起因する位相変動及びその補正、並びに、Ｔ２緩和による減衰等に起因する振幅変動及びその補正の概念を示す。

図１７は、図６に示した３つのＭＲ信号（Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）のうち、（Ｓ１_０、Ｓ１_＋π）が、磁場不均一性やＴ２緩和によって受ける影響を模式的に示したものである。図６中の（Ｓ２_０、Ｓ２_＋π）や、（Ｓ３_０、Ｓ３_＋π）も同様の影響を受けるため、図１７では、これらをまとめて、（Ｓ_０、Ｓ_＋π）と表記している。

図１７の上段はＲＦパルスを示し、中段はＭＲ信号を示す。ＭＲ信号のうちのＳ_０、は、図６に示すリードアウト傾斜磁場Ｇｒ２によって読み出され、Ｓ_＋πはリードアウト傾斜磁場Ｇｒ３によって読み出される。

ＭＲ信号Ｓ_０及びＳ_＋πを夫々再構成した画像（第１の画像）の画素値をＸ_０及びＸ_＋πとする。図１７の下段は、画素値Ｘ_０及びＸ_＋πを複素平面に表記したものである。ここで、画素値Ｘ_０及びＸ_＋πの夫々の振幅及び位相は、ＭＲ信号Ｓ_０及びＳ_＋πの夫々のピーク位置における信号（即ち、ｋ空間中心における信号）の位相と振幅に対応すると考えることができる。

励起パルスで倒された水成分Ｗと脂肪成分Ｆの横磁化は、リフォーカスパルスからＥＳＰ／２後に再収束するため、画素値Ｘ_０においては、水成分Ｗと脂肪成分Ｆは同位相となる。また、磁場不均一性に起因して位相変動が発生するが、位相変動の基準をリフォーカスパルスからＥＳＰ／２の位置での位相に設定すると、画素値Ｘ_０においては、水成分Ｗと脂肪成分Ｆの位相は、いずれもゼロとなる。

次に、画素値Ｘ_＋πにおける、水成分Ｗと脂肪成分Ｆの位相及び振幅について考える。脂肪成分と水成分の磁気共鳴周波数の差をｆｒとすると、この周波数差に起因して、画素値Ｘ_＋πにおける脂肪成分と水成分との位相差φは、前述したように、以下の式で表される。
φ＝（２π）・ｆｒ・Δ （式１９）
ここで、Δを、Δ＝１／（２・ｆｒ）と設定することにより、脂肪成分と水成分との位相差φがπ（＝１８０度）に設定され、図１７の下段左側に示すように、脂肪成分と水成分の複素信号は、互いに逆方向を向くことになる。

静磁場の不均一性や被検体内の不均一な磁化率分布により、磁場誤差（δＢ）が存在する。この磁場誤差（δＢ）により、脂肪成分と水成分は、以下のθ（ｔ）（ｔは時間）の位相変動を受ける。
θ（ｔ）＝γ・（δＢ）・ｔ （式２０）
ここで、γは磁気回転比である。画素値Ｘ_０に対応する位相変動を基準とすると、即ち、ＭＲ信号Ｓ_０のピーク位置の時間をゼロとすると、画素値Ｘ_０に対する画素値Ｘ_＋πの位相変動θは、
θ＝γ・（δＢ）・Δ （式２１）
となる。

磁場誤差（δＢ）は、空間位置によって異なる大きさを示すが、脂肪成分と水成分は同じ画素に存在するため、脂肪成分と水成分は同じ量の位相変動を受ける。したがって、画素値Ｘ_＋πの脂肪成分と水成分は、図１７下段右側に示すように、位相差φ（＝＋π）を保った状態で、位相変動θだけ回転する。

一方、横緩和によるＴ２減衰等により、脂肪成分と水成分は振幅変動αを受ける。画素値Ｘ_０における脂肪成分と水成分の振幅を夫々Ｆ、Ｗとすると、画素値Ｘ_＋πにおける脂肪成分と水成分の振幅は、図１７下段右側に示すように、夫々αＦ、αＷ（但し、α≠１）となる。

画素値Ｘ_０と画素値Ｘ_＋πとから、位相変動θと、振幅変動αを求めることにより、画素値Ｘ_＋πにおける位相変動θ及び振幅変動αを補正することができる。しかしながら、位相変動θ及び振幅変動αを正確に求めるためには、２ポイントの情報（画素値Ｘ_０と画素値Ｘ_＋π）だけでは不十分であり、３−ポイントＤｉｘｏｎ法、或いはＭ−ポイント法Ｄｉｘｏｎ法（Ｍは４以上）の使用が好ましい。

図１８は、Ｍ―ポイントＤｉｘｏｎ法の一例として、５−ポイントＤｉｘｏｎ法での位相変動θ及び振幅変動αの補正概念を説明する図である。図１８に例示する５−ポイントＤｉｘｏｎ法では、隣接するリフォーカスパルス間で、５つのＭＲ信号（Ｓ_−２、Ｓ_−１、Ｓ_０、Ｓ_＋１、Ｓ_＋２）を収集し、これらから５つの第１の画像（Ｘ_−２、Ｘ_−１、Ｘ_０、Ｘ_＋１、Ｘ_＋２）を再構成するものとしている。なお、第１の画像の夫々の画素値も、Ｘ_ｍ (ｍ＝−２〜＋２)、で表記している。

この場合、各画素値Ｘ_ｍは、次の（式２２）〜（式２４）で表すことができる。
Ｘ_ｍ＝[Ｗ＋Ｆ・exp (ｊ・φ_ｍ)]・α_ｍ・exp (ｊ・θ_ｍ) (ｍ＝−２〜＋２) （式２２）
φ_ｍ＝（２π）・ｆｒ・ｍ・Δ (ｍ＝−２〜＋２) （式２３）
θ_ｍ＝γ・（δＢ）・ｍ・Δ (ｍ＝−２〜＋２) （式２４）

前述した、３―ポイントＤｉｘｏｎ法では、ＭＲ信号Ｓ１_−π、Ｓ１_０、Ｓ１_＋π間のピーク位置の位相が（−π、０、＋π）となるようにΔを設定していたが、これらの位相の値に限定されるものではない。Δは、位相の折り返しの無い範囲で、φ_ｍが複数の異なる位相となるように設定できれば良い。例えば、５―ポイントＤｉｘｏｎ法の場合は、φ_ｍが、
φ_ｍ＝[−（４/５）π, −（２/５）π, 0, ＋（２/５）π, ＋（４/５）π]、
となるように、５つのＭＲ信号（Ｓ_−２、Ｓ_−１、Ｓ_０、Ｓ_＋１、Ｓ_＋２）のピーク位置の間隔Δを設定することができる。

（式２２）及び（式２４）に示すθ_ｍが、磁場誤差（δＢ）に起因する位相変動である。また、α_ｍがＴ２減衰等に起因する振幅変動である。

図１８のステップＳＴ２０２では、例えば、（式２２）及び（式２４）から、位相変動θ_ｍ及び振幅変動α_ｍを算出する。算出方法は、特に限定するものではなく、解析的手法でもよいし、数値解析手法でも良い。また、例えば、特許文献１に記載されるような反復型アルゴリズムを用いて、（式２２）及び（式２４）から、位相変動θ_ｍ及び振幅変動α_ｍを算出してもよい。

位相変動θ_ｍ及び振幅変動α_ｍが算出されると、補正後の画素値Ｘ_ｍ’を、以下の（式２５）から求めることができる。
Ｘ_ｍ’＝Ｘ_ｍ・（１／α_ｍ）・exp (−ｊ・θ_ｍ)
＝[Ｗ＋Ｆ・exp (ｊ・φ_ｍ)] (ｍ＝−２〜＋２) （式２５）

さらに、補正後の画素値Ｘ_ｍ’から、水成分と脂肪成分の画素値Ｗと画素値Ｆを、画素毎に求めることより、位相変動θ_ｍ及び振幅変動α_ｍが補正された、水画像（Ｗ画像）、脂肪画像（Ｆ画像）、及び通常画像（Ｗ＋Ｆ画像）を生成することができる。

ステップＳＴ２０２に続くステップＳＴ１０３以降の処理は第１の実施形態と同じである。

第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、静磁場の不均一性や被検体内の不均一な磁化率分布に起因する位相変動や、Ｔ２減衰等に起因する振幅変動が補正された水画像や脂肪画像から、計算画像から生成することができる。

例えば、磁化率アーティファクトは、被検体内の不均一な磁化率分布に起因して発生する。第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、例えば、磁化率アーティファクトが抑制された、脂肪抑制画像や水抑制画像を計算画像として生成することができる。

また、脳脊髄液（ＣＳＦ：cerebrospinal fluid）等の流体は、移動によって大きな位相変動を伴うが、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、位相変動を補正することできる。したがって、脳脊髄液の位相変動が補正された水抑制画像、例えば、ＦＬＡＩＲ（fluid attenuated inversion recovery）画像に相当する画像を計算画像として生成することができる。

（第３の実施形態）
図１９は、第３の実施形態に係る画像処理装置２の構成例を示すブロック図である。画像処理装置２は、第１、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のコンソール４００の構成に類似するが、撮像条件設定機能４０１を有していない。一方、画像処理装置２は入力回路４４を有している。

入力回路４４は、図６、或いは、図１１乃至図１３に例示したパルスシーケンスを用いて被検体から収集したＭＲ信号を入力する回路である。入力回路４４は、例えば、ネットワークからデータを入力するインターフェース回路である。或いは、例えば、光ディスクや半導体メモリ等の記憶媒体からデータを読み込むデータ読取回路である。

画像処理回路２によって、例えば、図１５に示すフローチャートのステップＳＴ１００、ステップＳＴ１０１以外の処理を全て行うことができ、第１、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と同じ効果をえることができる。
図１９に示した画像処理装置２では、ＭＲ信号を入力して、第１の画像、第２の画像、及び計算画像を、画像処理装置２で生成するものとしているが、これに限定されない。例えば、ＭＲ信号から第１の画像を生成する処理を磁気共鳴イメージング装置１で行い、画像処理装置２が第１の画像を入力するようにしてもよい。或いは、ＭＲ信号から第１の画像及び第２の画像を生成する処理を磁気共鳴イメージング装置１で行い、画像処理装置２が第２の画像を入力するようにしてもよい。

上述したように、少なくとも１つの実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置、又は画像処理装置によれば、脂肪抑制等が施された所望の計算画像を、高い精度で生成することができる。

なお、各実施形態の記載における撮像条件設定機能は、特許請求の範囲の記載における設定部の一例である。また、各実施形態の記載における画像生成機能は、特許請求の範囲の記載における生成部の一例である。

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
４００ コンソール
４０１ 撮像条件設定機能
４０２ 第１画像生成機能
４０３ 第２画像生成機能
４０４ 計算画像生成機能
４０５ Ｔ２算出機能
４０６ 補正機能
４１０ 画像生成機能
５００ 収集部

Claims (12)

1. １つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加し、前記リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集するパルシーケンスであって、前記リフォーカスパルス毎に所定数の磁気共鳴信号を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集し、前記１つの励起パルスに続く前記複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードに設定されるパルスシーケンス、を設定する設定部と、
   前記パルスシーケンスを被検体に印加して、前記被検体から磁気共鳴信号を収集する収集部と、
   を備え、
   前記パルスシーケンスは、傾斜磁場の全ての軸方向において、全ての隣接する前記リフォーカスパルス間において、傾斜磁場の積分値が同一又はゼロである、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. １つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加し、前記リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集するパルシーケンスであって、前記リフォーカスパルス毎に所定数の磁気共鳴信号を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集し、前記１つの励起パルスに続く前記複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードに設定されるパルスシーケンス、を設定する設定部と、
   前記パルスシーケンスを被検体に印加して、前記被検体から磁気共鳴信号を収集する収集部と、
   を備え、
   前記パルスシーケンスは、隣り合う２つの前記リフォーカスパルス間に、前記所定数のリードアウト傾斜磁場を有し、前記所定数のリードアウト傾斜磁場は、正極性と負極性が交互に繰り返され、前記リードアウト傾斜磁場の夫々に対して、位相エンコード傾斜磁場と、位相エンコード傾斜磁場と逆極性のリワインダとが設けられる、
   磁気共鳴イメージング装置。
3. 収集した前記磁気共鳴信号から、前記被検体の磁気共鳴画像を計算で求めた計算画像を生成する生成部、をさらに備える、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記生成部は、前記所定数に対応する複数ポイントＤｉｘｏｎ法で収集した前記磁気共鳴信号から前記所定数の第１の画像を生成し、前記所定数の第１の画像から脂肪抑制画像、水抑制画像、及び水脂肪画像の少なくとも１つに対応する第２の画像を生成し、前記第２の画像から前記計算画像を生成する、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記生成部は、前記第２の画像から前記被検体の組織パラメータ値を画素毎に算出し、算出した組織パラメータと前記第２の画像とを使用して、前記磁気共鳴信号の収集に用いたパルスシーケンスのシーケンスパラメータ値とは異なるシーケンスパラメータ値に対応する前記計算画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記組織パラメータ値は前記被検体の横緩和時間Ｔ２であり、前記シーケンスパラメータ値は、エコー時間ＴＥである、
   請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記生成部は、前記Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集した前記所定数の磁気共鳴信号から脂肪抑制画像を生成し、前記脂肪抑制画像から、脂肪抑制Ｔ１強調画像、脂肪抑制Ｔ２強調画像、及び脂肪抑制プロトン密度強調画像の少なくとも１つを、前記計算画像として生成する、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記生成部は、前記所定数の第１の画像における位相情報及び振幅情報に基づいて、前記所定数の第１の画像の位相及び振幅を画素毎に補正し、補正された前記所定数の第１の画像から前記第２の画像を生成し、前記第２の画像から前記計算画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記パルスシーケンスは、隣り合う２つの前記リフォーカスパルス間に、前記所定数のリードアウト傾斜磁場を有し、前記複数のリードアウト傾斜磁場は、正極性と負極性が交互に繰り返される、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記パルスシーケンスは、隣り合う２つの前記リフォーカスパルス間に、前記所定数のリードアウト傾斜磁場を有し、前記所定数のリードアウト傾斜磁場は同極性で繰り返される、
    請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. １つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加し、前記リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集するパルシーケンスであって、前記リフォーカスパルス毎に所定数の磁気共鳴信号を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集し、前記１つの励起パルスに続く前記複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードに設定されるパルスシーケンス、によって収集された磁気共鳴信号を入力する入力部と、
    入力した前記磁気共鳴信号から、被検体の磁気共鳴画像を計算で求めた計算画像を生成する生成部と、
    を備え、
    前記パルスシーケンスは、傾斜磁場の全ての軸方向において、全ての隣接する前記リフォーカスパルス間において、傾斜磁場の積分値が同一又はゼロである、
    画像処理装置。
12. １つの励起パルスを印加した後に複数のリフォーカスパルスを印加し、前記リフォーカスパルス毎に異なるエコー時間ＴＥの磁気共鳴信号を収集するパルシーケンスであって、前記リフォーカスパルス毎に所定数の磁気共鳴信号を、Ｄｉｘｏｎ法を用いて収集し、前記１つの励起パルスに続く前記複数のリフォーカスパルスに対しては、同一の位相エンコードに設定されるパルスシーケンス、によって収集された磁気共鳴信号を入力する入力部と、
    入力した前記磁気共鳴信号から、被検体の磁気共鳴画像を計算で求めた計算画像を生成する生成部と、
    を備え、
    前記パルスシーケンスは、隣り合う２つの前記リフォーカスパルス間に、前記所定数のリードアウト傾斜磁場を有し、前記所定数のリードアウト傾斜磁場は、正極性と負極性が交互に繰り返され、前記リードアウト傾斜磁場の夫々に対して、位相エンコード傾斜磁場と、位相エンコード傾斜磁場と逆極性のリワインダとが設けられる、
    画像処理装置。
    
    

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