WO2009081787A1 - 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

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 Download PDF

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Masahiro Takizawa
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Hitachi Medical Corporation
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Definitions

  • the present invention relates to a technique for acquiring an image with enhanced magnetic susceptibility at high speed using a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus that obtains a tomographic image of an examination region of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the MRI apparatus uses a uniform static magnetic field, and the static magnetic field changes locally depending on the magnetic susceptibility of the subject.
  • the effect of this local magnetic field change appears as a phase change in the image data.
  • An imaging method (hereinafter, referred to as susceptibility-enhanced imaging) that emphasizes this phase change by arithmetic processing is known (Patent Document 1).
  • This susceptibility-enhanced imaging is attracting attention as an effective technique for venous MR angiography because it can enhance the susceptibility of reduced hemoglobin in the blood.
  • susceptibility-weighted imaging uses a phase change caused by the susceptibility, an echo signal is required when about 70 ms elapses after irradiation with an RF pulse. For this reason, since the repetition time (TR) of the pulse sequence (hereinafter simply abbreviated as “sequence”) cannot be set short, the imaging time becomes long.
  • methods for measuring multiple echo signals with a single RF pulse irradiation are known as methods for shortening the imaging time in an MRI apparatus, and typical examples include the echo planar (EPI) method and the first spin echo method. There is (FSE) method.
  • An example of magnetic susceptibility enhanced imaging using an echo planar method is disclosed in (Patent Document 2) in order to shorten the imaging time of magnetic susceptibility enhanced imaging.
  • an object of the present invention is to obtain a magnetic susceptibility-enhanced image with a good signal-to-noise ratio in magnetic susceptibility enhanced imaging using an echo planar method in an MRI apparatus.
  • the present invention applies a phase blip gradient magnetic field, inverts the polarity of a frequency encoding gradient magnetic field, and measures a plurality of echo signals when the plurality of echo signals are measured. Dividing into an echo signal group and a second echo signal group, obtaining image data from the first echo signal group, and obtaining the mask data from the second echo signal group, respectively; To obtain a magnetic susceptibility-enhanced image.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a measurement control unit that controls measurement of a plurality of echo signals from a subject based on a pulse sequence that applies a phase blip gradient magnetic field and reverses the polarity of a frequency encoding gradient magnetic field, and an echo signal
  • An arithmetic processing unit that acquires a magnetic susceptibility-enhanced image using the first processing unit, the arithmetic processing unit divides a plurality of echo signals into a first echo signal group and a second echo signal group, Image data is acquired from the echo signal group, mask data is acquired from the second echo signal group, and a magnetic susceptibility weighted image is acquired from the image data and the mask data.
  • the susceptibility-weighted imaging method of the present invention is a measurement that controls measurement of a plurality of echo signals from a subject based on a pulse sequence that applies a phase blip gradient magnetic field and reverses the polarity of a frequency encoding gradient magnetic field. And an arithmetic processing step for obtaining a magnetic susceptibility-enhanced image using an echo signal, and the arithmetic processing step divides a plurality of echo signals into a first echo signal group and a second echo signal group.
  • image data is obtained from the first echo signal group
  • mask data is obtained from the second echo signal group
  • a magnetic susceptibility weighted image is obtained from the image data and the mask data.
  • the MRI apparatus of the present invention it is possible to obtain a magnetic susceptibility enhanced image with a good signal-to-noise ratio in magnetic susceptibility enhanced imaging using the echo planar method in the MRI apparatus.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an example of the MRI apparatus of the present invention.
  • This MRI apparatus uses a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon to obtain a tomographic image of an object, and as shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, and a transmission system 5
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the direction of the body axis or in the direction perpendicular to the body axis.
  • the permanent magnet method or the normal conduction method is provided around the subject 1 Alternatively, a superconducting magnetic field generating means is arranged.
  • the gradient magnetic field generation system 3 (gradient magnetic field generation unit) is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 10 for driving each gradient magnetic field coil 9.
  • gradient magnetic fields Gs, Gp, Gf in the three-axis directions of X, Y, Z are applied to the subject 1.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of X, Y, and Z directions to set a slice plane for the subject 1, and a phase encoding gradient magnetic field pulse is applied in the remaining two directions.
  • Gp and a frequency encoding (or reading) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied to encode position information in each direction into an echo signal.
  • the sequencer 4 is a measurement control unit that controls the measurement of echo signals by repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined sequence.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands for measuring echo signals necessary for the reconstruction of the tomographic image of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6. By controlling these systems, echo signal measurement is controlled.
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse to cause nuclear magnetic resonance to the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12, a high frequency amplifier 13, and a transmission side And a high-frequency coil 14a.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then placed close to the subject 1.
  • the subject 1 is irradiated with electromagnetic waves (RF pulses) by being supplied to the high frequency coil 14a.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and receives a high-frequency coil 14b on the receiving side, an amplifier 15, and a quadrature detector 16 and an A / D converter 17.
  • the response electromagnetic wave (NMR signal) of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1 and amplified by the amplifier 15
  • the signals are divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4, converted into digital quantities by the A / D converter 17, and sent to the signal processing system 7.
  • the echo signal converted into the digital quantity is referred to as echo signal data or echo data.
  • the signal processing system 7 has an external storage device (storage means) such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 composed of a CRT or the like, and echo data from the reception system 6 is input to the CPU 8 (arithmetic processing unit). Then, the CPU 8 executes arithmetic processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20 and records it on the magnetic disk 18 of the external storage device.
  • the CPU 8 includes a memory corresponding to the K space and stores echo data.
  • the description that the echo signal or the echo data is arranged in the K space means that the echo data is written and stored in this memory.
  • the operation system 25 is used to input various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation system 25 is arranged close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation system 25 while looking at the display 20.
  • the transmission-side and reception-side high-frequency coils 14a and 14b and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1. .
  • the MRI apparatus's imaging target spin species are protons that are the main constituents of the subject as widely used in clinical practice.
  • the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state By imaging the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be photographed two-dimensionally or three-dimensionally.
  • FIG. Fig. 2 is a sequence chart showing the sequence shape of the gradient echo type multi-shot echo planar method.
  • Gs, Gp, and Gr represent the axes of the slice selection gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, and frequency encoding gradient magnetic field, respectively.
  • RF, AD, and Echo represent an RF pulse, a sampling window, and an echo signal, respectively.
  • 201 is an RF pulse
  • 202 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 203 is a slice refocusing gradient magnetic field pulse
  • 204 is a phase encoding gradient magnetic field pulse
  • 205 is a phase blip gradient magnetic field pulse group
  • 206 is a frequency phase gradient magnetic field pulse
  • 207 is a frequency encoding gradient magnetic field pulse group
  • 208 is a sampling window group
  • 209 is an echo signal group.
  • the sequencer 4 controls the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6 to measure an echo signal.
  • the sequencer 4 measures one echo signal 209 for each readout gradient magnetic field pulse 207 while changing the polarity of the readout gradient magnetic field pulse 207 for each irradiation of the RF pulse 201. This is repeatedly executed at a time interval 210 (repetition time TR), and the number of echo signals necessary for image reconstruction is measured.
  • the number of echo signals necessary for image reconstruction is generally about 64, 128, or 256 depending on the matrix of the image to be created.
  • the number after-(hyphen) represents a repetition number.
  • FIG. 2 (a) shows the first first sequence among a plurality of repetitions, and the second and subsequent repetition sequences are the same as the first one and are omitted. In the sequence diagrams described below, the meanings of the numbers after-(hyphen) are the same.
  • a plurality of echo signals are measured by one RF pulse irradiation, so an image can be acquired at a higher speed than a sequence in which one echo signal is measured by one RF pulse irradiation.
  • FIG. 2 (a) since six echo signals 209 are measured by one RF pulse 201 irradiation, it can be photographed six times faster. Note that the single shot echo planar method that measures all echo signals necessary for image reconstruction by one RF pulse irradiation can further increase the speed.
  • FIG. 2 (b) is a schematic diagram showing an example of the K space 211 in which echo data measured by the echo planar method is arranged.
  • the horizontal axis Kx in FIG. 2 (b) corresponds to the sampling time of the echo signal
  • the vertical axis Ky corresponds to the total amount of phase encoding gradient magnetic field pulses applied to the phase encoding axis when the echo signal is measured. To do.
  • the arrow 212 in FIG. 2 (b) is the order in which echo signals are measured in the K space data acquired using the echo planar method, and the Ky axis direction is from bottom to top (that is, from the negative side to the positive side).
  • This is an example in which echo signals are continuously measured (referred to as sequential ordering).
  • Lines 212-1 solid line
  • 212-2 dotted line
  • 212-3 dashed line
  • 210-1 first repetition
  • 210-2 second repetition
  • 210-3 corresponding to the echo signal groups 209-1, 209-2, and 209-3 measured in the third iteration, each line has an echo signal every two Ky-axis directions
  • each line 212 includes six echo signals.
  • the scanning direction of the arrow at the echo signal position corresponds to the polarity of the readout gradient magnetic field pulse group 207.
  • the interval 213 in the Ky direction of arrows corresponds to the area of each phase blip gradient magnetic field 205, and by changing the starting position of each line 212 with the phase encode gradient magnetic field pulse 204, echo data Can be placed in the K space without overlapping in the Ky direction.
  • FIG. 2 (c) is a schematic diagram showing another example of the K space 211 in which echo data measured by the echo planar method is arranged.
  • the two-dimensional K-space data arranged in this way is converted into an image by the CPU 8 applying a two-dimensional Fourier transform (for the three-dimensional K-space data, the three-dimensional Fourier transform is applied to the 3D Convert to a dimensional image).
  • a two-dimensional Fourier transform for the three-dimensional K-space data, the three-dimensional Fourier transform is applied to the 3D Convert to a dimensional image.
  • the contrast of the local area in the image has a different spatial frequency depending on the size of the target part.
  • the contrast of an area of 1 pixel size in the image reflects the contrast of echo data in the highest spatial frequency domain in K space (i.e., echo signals measured with a maximum or close phase encoding value).
  • the contrast of an area of 10 pixels in the image contributes greatly to the contrast of 10 points of data from the higher spatial frequency in the K space.
  • echo time the echo time
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • FIG. 3 (a) shows the phase rotation that occurs in the echo signal after application of the RF pulse 201.
  • the peak value of the echo signal obtained by the MRI apparatus becomes a curve like 302 in FIG. 3 (b) after the RF pulse 201 is applied.
  • T 2 the spin itself excited by the RF pulse 201 is laterally relaxed
  • a phase difference occurs in the spin due to the difference in magnetic susceptibility, and this phase difference becomes larger as the echo time becomes longer.
  • an echo signal having an echo time of about 70 ms is required. This magnetic susceptibility effect is reflected in the phase of image data reconstructed from echo signals measured with such a long echo time.
  • step 401 the sequencer 4 activates a pulse sequence for susceptibility weighted imaging to control echo signal measurement, and the CPU 8 stores the measured echo signal digital data in a memory corresponding to the K space.
  • step 403 the CPU 8 applies a filter (Lowpass filter) that passes the low spatial frequency region to the K space data 402.
  • a filter Lowpass filter
  • step 404 the CPU 8 performs a two-dimensional Fourier transform on the K space data filtered in step 402 to obtain filtered image data 405.
  • step 406 the CPU 8 generates image data 407 by performing two-dimensional Fourier transform on the K space data 402 in the same manner as in normal reconstruction.
  • the difference between these two image data 405 and 407 is that the image data 407 contains all the phase information, whereas the filtered image data 405 has the phase information corresponding to the high spatial frequency removed by the filter. Therefore, only the wide phase information is included and the local phase information is lost.
  • step 408 the CPU 8 obtains a phase image from each of the two image data 405 and 407, respectively, performs phase subtraction (difference) processing, and obtains a phase difference image obtained by extracting only local phase information of the image data 407. . Therefore, only local phase information reflecting the magnetic susceptibility effect is extracted from this phase difference image.
  • the CPU 8 creates mask data 410 from the phase data of the phase difference image obtained in step 408 using a weight function corresponding to the phase amount.
  • the weight function is a function that converts a phase value in a specific range into a value (mask value) in a specific range using a linear function or an exponential function.
  • a linear or non-linear conversion function for converting ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ 0 into 0 ⁇ v ⁇ 1 is used ( ⁇ is a phase value, and v is a mask value).
  • step 411 the CPU 8 multiplies the created mask data 410 by the image data 407 or its absolute value.
  • the image multiplied by the mask is an image in which the contrast by the magnetic susceptibility effect is locally improved.
  • step 412 in the case of multi-slice imaging or three-dimensional imaging, the CPU 8 creates image data obtained by multiplying the mask data 410 in step 411 by a plurality of slices, and projects these results to the minimum value (MINIP). As a result, a final magnetic susceptibility-enhanced image 413 is obtained. Note that this step 412 may be omitted, and a two-dimensional susceptibility enhanced image of each slice may be used.
  • MINIP minimum value
  • susceptibility weighted imaging using the above-mentioned echo planar method can be considered, but simply by combining them, there is no change in measuring an echo signal with a long echo time. Therefore, even if an image is reconstructed from such an echo signal, the signal-to-noise ratio is deteriorated.
  • the MRI apparatus and susceptibility-enhanced imaging method of the present invention to solve this problem are described below, and each embodiment of the MRI apparatus and susceptibility-enhanced imaging method of the present invention will be described below.
  • the echo signal group measured by the echo planar method is divided into two parts, the first echo signal group measured in the first half and the second echo signal group measured in the second half, and the first echo signal Image data is created from the group, and mask data is created from the second echo signal group.
  • the present embodiment will be described in detail based on FIG. 5 and FIG.
  • FIG. 5 (a) shows only the phase encoding gradient magnetic field axis (Gp) and the echo signal in the sequence described in FIG. 2 (a), and the others are omitted because they are the same as FIG. 2 (a).
  • Gp phase encoding gradient magnetic field axis
  • FIG. 2 (a) shows only the phase encoding gradient magnetic field axis (Gp) and the echo signal in the sequence described in FIG. 2 (a), and the others are omitted because they are the same as FIG. 2 (a).
  • Gp phase encoding gradient magnetic field axis
  • the sequencer 4 executes a combination of sequences suitable for measurement of each echo signal group. That is, in the present embodiment, the measured echo signal group is equally divided into the first half and the second half of the measurement, and is divided into two echo signal groups including an equal number of echo signals.
  • a group of three echo signals on the front side is referred to as a first echo signal group
  • a group of three echo signals on the rear side is referred to as a second echo signal group.
  • the present embodiment is not limited to equal division, and may be non-equal division, but an example of non-equal division will be described later.
  • the sequencer 4 makes the phase blip gradient magnetic field pulse 503 applied when measuring the first echo signal group 501 the same as the sequence shown in FIG. Then, after measuring the first echo signal group 501, the phase rephase gradient magnetic field pulse 504 is applied, and the Ky position in the K space is returned to the same position as the first echo signal in the first echo signal group 501. . Thereafter, the phase blip gradient magnetic field pulse 505 is applied again, and the second echo signal group 502 is measured.
  • Fig. 5 (b) is an example in which the echo signal group data measured in this way is arranged in the K space.
  • the CPU 8 arranges the data of the first echo signal group 501 in the K space and creates the image K space data 506, and arranges the data of the second echo signal group 502 in the K space and masks the K space data. Create 507.
  • Each divided region in each K space in FIG. 5 (b) corresponds to each echo time in the echo signal group. That is, the CPU 8 starts from an echo signal with a short echo time in the order of the divided areas 508, 509, and 510 in the image K space data 506 and in the order of the divided areas 511, 512, and 513 in the mask K space data 507.
  • the echo signal data is arranged respectively.
  • the echo signal data (number after-(hyphen)) is 1) measured in the first sequence on the positive side in the Ky direction, and the echo measured in the second sequence on the negative side in the Ky direction.
  • Signal data (the number after-(hyphen) is 2) is arranged (the same applies to the description of K space data in other embodiments described later).
  • the image data 407 uses the first echo signal group 501 with a short echo time.
  • the mask data 410 can be generated using the second echo signal group 502 having a long echo time.
  • the merit of doing this is that the phase of the echo signal shown in FIG. 3 (a) increases in proportion to the echo time, so that a large amount of magnetic susceptibility effect can be captured in the mask data 410. As a result, the contrast due to the magnetic susceptibility effect can be improved.
  • the signal strength of the echo signal shown in FIG. 3B decreases as the echo time elapses, the signal strength of the image echo signal group 501 measured on the front side of the sequence increases.
  • a magnetic susceptibility-weighted image created using such image K space data 506 and mask K space data 507 is an image having a good contrast due to the signal noise ratio and the magnetic susceptibility effect.
  • an echo signal group is measured using the echo planar method sequence shown in FIG.
  • the sequencer 4 is a gradient echo type multi-shot echo planar method sequence, as described above, and measures the first echo signal group and the second echo signal group as shown in FIG.
  • the echo signal group 602 including the first echo signal group and the second echo signal group is measured using the echo planar method sequence in which the sequence shape is changed as described above.
  • step 603 mask K space data 604 and image K space data 605 are generated from the echo signal group 602 measured in step 601.
  • the CPU 8 separates the echo signal group 602 measured in step 601 into a first echo signal group 501 measured on the front side of the sequence and a second echo signal group 502 measured on the rear side, and the first The image K space data 605 is generated from the echo signal group 501 and the mask K space data 604 is generated from the second echo signal group 502.
  • the filtered mask data 405 is generated from the mask K space data 604.
  • the CPU 8 applies a Lowpass filter to the mask K-space data 604, and in step 404-1 performs two-dimensional Fourier transform on the filtered K-space data to obtain post-filter mask data 405. Generate.
  • the details of each step are the same as in FIG.
  • step 404-2 mask image data 606 is generated from the mask K space data 604.
  • the CPU 8 performs two-dimensional Fourier transform on the mask K space data 604 to generate mask image data 606.
  • image data 407 is generated from the image K-space data 605.
  • the CPU 8 generates image data 407 by performing a two-dimensional Fourier transform on the image K space data 605.
  • step 408 a phase subtraction process is performed between the phase of the post-filter mask data 405 and the phase of the mask image data 606 to obtain a phase difference image.
  • the CPU 8 obtains the phase from the post-filter mask data 405 and obtains the phase from the mask image data 605. Then, these two phases are subtracted to obtain a phase difference image that is an image representing the phase difference data. Since the mask K-space data 604 has the same spatial frequency data as the image K-space data 605, the mask image data 606 includes all the same phase information as the image data 407. On the other hand, the post-filter mask data 405 has the phase information corresponding to the high spatial frequency removed by the filter.
  • phase difference image is an image representing only local phase data in which the magnetic susceptibility effect is reflected.
  • Steps 409-413 mask data 410 is generated from the phase difference data of the phase difference image obtained in Step 408, and a susceptibility weighted image 413 is obtained from the mask data 410 and the image data 407.
  • the details of each step are the same as in FIG.
  • the above is the details of the imaging flow of the magnetic susceptibility enhancement imaging of this embodiment.
  • the mask creation processing 409 and subsequent steps are the same as the imaging flow of FIG. 4, but the echo signal for the mask data 410 is completely different, so the magnetic susceptibility-enhanced image 413 by this imaging flow is acquired by the imaging flow of FIG. Compared with the magnetic susceptibility-enhanced image, both the signal noise ratio and the contrast due to the magnetic susceptibility effect are improved.
  • the imaging time can be shortened and the echo time is short.
  • the first echo signal group is used to create image data with a good signal-to-noise ratio
  • the second echo signal group with a long echo time is used to create mask data that incorporates much of the magnetic susceptibility effect. Therefore, it is possible to acquire a magnetic susceptibility-enhanced image with good contrast due to the magnetic susceptibility effect.
  • FIG. 7 (a) shows the sequence shape of the first modified example, and only the phase encoding gradient magnetic field axis (Gp) and the echo signal (Echo) are shown as in FIG. 5 (a). Others are the same as in FIG. 5 (a), and the display and description are omitted.
  • the difference from the sequence of FIG. 5A is that there is no phase rephase gradient magnetic field pulse 504 before the measurement of the second echo signal group 715, and the polarity of the phase blip gradient magnetic field pulse 714 is different.
  • FIG. 7 (b) is a schematic diagram of the K space in which the echo data measured in the sequence of FIG. 7 (a) is arranged, as in FIG. 5 (b).
  • the measurement order of the K space data 506 using the data of the first echo signal group 501 and the divided areas 508 to 510 is the same as that in FIG. Since the data is measured with a phase blip gradient magnetic field pulse 714 having a polarity different from that of the sequence of FIG. 5 (a), the measurement order of the K-space divided regions 716 to 718 is the same as the divided regions 511 to 513 of FIG. The reverse is true. Further, since there is no phase rephase gradient magnetic field pulse 504, the echo signals overlap in the first echo signal group 501 and the second echo signal group 715. That is, a part of the measured echo signal group is shared between the first echo signal group 501 and the second echo signal group 715.
  • the same echo signal data as the highest region 510 of the image K space data 506 is arranged.
  • two echo signals are measured without applying a phase blip gradient magnetic field pulse, and one of the two is measured.
  • the overlap may be eliminated.
  • the phase rephasing gradient magnetic field pulse 504 is eliminated, the magnitude of the phase blip gradient magnetic field pulse 714 is set to the minimum, and the mask is efficiently used.
  • An echo signal group can be measured.
  • the intensity of the gradient magnetic field pulse to be applied increases, the effect of eddy current and residual magnetic field generated after application of the gradient magnetic field pulse increases, so that the output of the phase blip gradient magnetic field pulse is minimized as in this modification. It is effective to reduce these effects.
  • FIG. 8 shows the sequence shape of the second modified example, showing only the phase encode gradient magnetic field axis (Gp), the frequency encode gradient magnetic field axis (Gr), the sampling window axis (AD), and the echo signal (Echo). .
  • the difference from the sequence of FIG. 5 (a) is that when the second echo signal group 804 is measured, the intensity of the frequency encoding gradient magnetic field pulse 802 is large and the application time is shortened, and the phase blip gradient The application time interval of the magnetic field pulse 801 is shortened, and the time of the sampling window 803 is shortened. Furthermore, when the second echo signal group 804 is measured, the reception frequency band of the sampling window 803 is expanded.
  • the frequency encoding gradient magnetic field pulse applied when the second echo signal group 804 is measured.
  • the intensity of 802 is high and the application time is shortened, and the reception frequency band of the sampling window 803 is expanded more than the reception frequency band of the sampling window 208.
  • the sequencer 4 measures the echo signal while performing these controls based on the sequence shown in FIG. According to the sequence shown in FIG. 8, since the measurement time of the second echo signal group 804 can be shortened, the repetition time of the sequence can be shortened.
  • the area of the frequency encoding gradient magnetic field pulse 207 for the first echo signal group 501 and the area of the frequency encoding gradient magnetic field pulse 802 for the second echo signal group 804 are If they are the same, by widening the reception frequency band of the sampling window 803, an image having the same spatial information can be created by the two echo signal groups 501 and 804.
  • the K-space data acquired in the sequence of FIG. 8 has the same configuration as FIG. 5 (b), but the mask K-space data 707 has a wider sampling bandwidth when it is acquired, so the signal-to-noise ratio Decreases.
  • the phase difference data for mask processing calculated in the above-described step 408 can be calculated using the filtered image data 405 and the mask image data 606 obtained from the mask K space data 707.
  • the repetition time of the sequence can be shortened, and the photographing time can be shortened compared to the case of the sequence shown in FIG.
  • the echo signal group measured by the echo planar method is divided into two groups, and the echo signal measured at the front side of the sequence
  • the group is the echo signal group for the image
  • the echo signal group measured on the back side is the echo signal group for the mask, which has a high signal-to-noise ratio and improved susceptibility-enhanced contrast. It becomes possible to acquire a rate-weighted image.
  • a phase blip gradient magnetic field pulse is applied every two echo signals
  • an odd-numbered echo signal group is a first echo signal group
  • an even-numbered echo signal group is a second echo signal.
  • a group is the sequence shape in which the phase blip gradient magnetic field pulse is applied every two echo signals and the data arrangement in the K space.
  • FIG. 9 (a) shows the sequence shape of the gradient echo type multi-shot echo planar method of the present embodiment, and only the phase encoding gradient magnetic field axis (Gp) and the echo signal (Echo), as in FIG. 5 (a). Is shown. Others are the same as in FIG.
  • the difference from the sequence in FIG. 5 (a) is that the sequencer 4 applies the phase blip gradient magnetic field pulse 903 every time two echo signals are measured when measuring the echo signal group 904. That is, two echo signals are measured with the same phase encoding.
  • FIG. 9 (b) shows an example of the K space in which the data of the echo signal group 904 measured based on the sequence shown in FIG. 9 (a) is arranged.
  • the CPU 8 sets the odd-numbered echo signal among the two echo signals measured by the same phase encoding as the first echo signal group, and the even-numbered echo signal as the second echo signal group. To do. Then, the CPU 8 arranges the first echo signal group data in the image K space as the image K space data 911, and arranges the second echo signal group data in the mask K space for masking. This is K-space data 912.
  • step 601 the sequencer 4 controls the measurement of the echo signal group 904 based on the sequence shown in FIG.
  • step 603 the CPU 8 sets an odd-numbered echo signal measured in the echo signal group 602 as a first echo signal group, and an even-numbered echo signal as a second echo signal group. Then, as shown in FIG. 9 (b), the CPU 8 creates image K space data 911 from the data of the first echo signal group and mask K space data 912 from the data of the second echo signal group, respectively. .
  • the measurement order of each divided area in each K space is the same as that in FIG. 5 (b). That is, echo signal data having a short echo time to an echo signal having a long echo time are arranged in the order of divided areas 905, 906, and 907 in the K space 911 and in the order of divided areas 908, 909, and 910 in the K space 912.
  • the image K space data 911 in FIG. 9B is used as the image K space data 605 in FIG. 6, and the mask K space data 912 in FIG. 9B is used as the mask K space data 604 in FIG.
  • the CPU 8 executes the imaging flow after step 403 shown in FIG. 6, whereby the magnetic susceptibility-enhanced image 413 is acquired. Since the processing content of each step is the same, description is abbreviate
  • the echo signal is measured while the frequency encoding gradient magnetic field pulse is inverted, so the spatial information of the odd-numbered echo signal and the even-numbered echo signal is inverted. Will do.
  • the peak position of the echo signal measured with the positive frequency encode gradient magnetic field and the peak position of the echo signal measured with the negative frequency encode gradient magnetic field are shifted due to a gradient magnetic field pulse error at the time of echo signal measurement.
  • the left-right reversal processing leaves a shift in the echo signal peak position between the odd-numbered echo signal and the even-numbered echo signal, resulting in artifacts in the image (generally, N / 2 artifact).
  • the image K space data 911 uses only odd-numbered echo signals
  • the mask K space data 912 uses even-numbered echo signals. Therefore, there is an advantage that the N / 2 artifact does not occur.
  • the phase blip gradient magnetic field pulse is applied every two echo signals by the echo planar method, and the echo signal group measured at odd number is obtained.
  • the first echo signal group and the even-numbered echo signal as the second echo signal group, obtaining a magnetic susceptibility-weighted image with a high signal-to-noise ratio and no N / 2 artifacts Is possible.
  • the number of measurement of the echo signal for mask and the number of measurement of the echo signal for image are different from each other, so that the photographing time is shortened.
  • the difference from the first embodiment described above is the sequence shape and the data arrangement in the K space due to the difference in the number of mask echo signals and the number of image echo signals.
  • FIG. 10 (a) shows a sequence shape of the gradient echo type multi-shot echo planar method of the present embodiment, and shows only an echo signal (Echo) measured in one repetition (shot). Others are the same as the sequence of FIG.
  • measurement is performed so that the number of image echo signals and the number of mask echo signals are different.
  • measurement is performed such that the number of mask echo signals is smaller than the number of image echo signals.
  • FIG. 10 (a) shows a case where four image echo signals 1001 and two mask echo signal groups 1002 are measured, respectively, but this embodiment is not limited to these numbers. .
  • the difference from the sequence in FIG. The area of the gradient magnetic field pulse 1013 is different. That is, the application amount of the phase rephase gradient magnetic field pulse 1013 after the measurement of the first echo signal group 1001 and before the measurement of the second echo signal group 1002 is made smaller than 504 in FIG. As a result, the position in the Ky direction at the time of measuring the second echo signal group starts from a higher spatial frequency region than in the sequence of FIG. 5 (a).
  • the magnitude of the phase blip gradient magnetic field pulse 1014 applied after the phase rephase gradient magnetic field pulse 1013 is the same as 505 in FIG. 2 (a).
  • the sequencer 4 controls the phase encode gradient magnetic field pulse and the phase blip gradient magnetic field pulse to measure each echo signal.
  • the filling rate of the echo signal data is different between the image K space and the mask K space.
  • the high spatial frequency pass filter is applied to the mask K space data in the creation process of the magnetic susceptibility weighted image, information in the low spatial frequency region of the mask K space data may be small. .
  • the mask K-space data has at least data in the high spatial frequency region.
  • the echo data is arranged only in the high spatial frequency region of the mask K space, and the echo signal corresponding to the remaining low spatial frequency region is not measured, and the corresponding one of the image K spatial data is measured.
  • the same data as the low spatial frequency echo data is used. That is, the CPU 8 fills not only the image K space but also the low spatial frequency region of the mask K space with echo data corresponding to the low spatial frequency region of the image K space.
  • FIG. 10 (b) shows the K-space data acquired based on the sequence shown in Fig. 10 (a).
  • FIG. 10 (b) is an example in which measured echo data is arranged in the K space based on the sequence of FIG. 10 (a).
  • echo data is arranged in the image K space 1011 as in the first embodiment described above. That is, the CPU 8 arranges the data of the echo signal group 1001 measured by the sequencer 4 in the image K space 1011 in the order of the divided areas 1003, 1004, 1005, and 1006.
  • data of the echo signal group 1002 is arranged in the mask K space 1012.
  • the CPU 8 arranges the data of the echo signal group 1002 measured by the sequencer 4 in the mask K space 1012 in the order of the divided areas 1009 and 1010.
  • echo signals corresponding to the divided areas 1007 and 1008 surrounded by the thick frame of the mask K space 1012 are not measured. Therefore, the CPU 8 fills these areas with the same data as the echo data arranged in the same divided areas 1003 and 1004 of the image K space 1011 in the echo signal group 1001 measured for the image.
  • all the spatial frequencies in the mask K space are filled with the echo data, so that an image can be created.
  • step 601 the sequencer 4 controls the measurement of the echo signal groups 1001 and 1002 based on the sequence shown in FIG. 10 (a), and acquires the echo signal group 602.
  • step 603 the CPU 8 creates the K space data 1011 and 1012 for the image and mask shown in FIG. 10B from the echo signal group 602, respectively. At this time, as described above, the CPU 8 shares the data in the low spatial frequency region of the mask K space and the data in the low spatial frequency region of the image K space.
  • the image K space data 1011 in FIG. 10B is used as the image K space data 605 in FIG. 6, and the mask K space data 1012 in FIG. 10B is used as the mask K space data 604 in FIG.
  • the CPU 8 executes the imaging flow after step 403 shown in FIG. 6, whereby the magnetic susceptibility-enhanced image 413 is acquired. Since the processing content of each step is the same, description is abbreviate
  • the low spatial frequency region of the mask K space data 1012 includes image echo data, so the mask K space data 1012 also includes echo data at a point in time when the echo time is short. . Therefore, the phase of the mask image data 606 created in the processing flow of FIG. 6 is the phase of the echo signal measured at a short time of the echo time occupying the low spatial frequency region and the echo time occupying the high spatial frequency region. Both phases of the echo signal measured at a long time point are included.
  • the phase of the echo signal occupying the low spatial frequency region becomes dominant.
  • the phase data after the phase subtraction processing 408 is dominated by the phase of the echo signal occupying the high spatial frequency region.
  • the phase data remaining after the phase subtraction processing 408 is the echo from which the echo signal arranged in the low spatial frequency region is measured from the phase of the echo time when the echo signal arranged in the high spatial frequency region is measured. The difference is left with the phase of time reduced.
  • this embodiment can also be applied to the other sequence shapes shown in the first embodiment (that is, FIG. 7 (a), FIG. 8, FIG. 9 (a)).
  • the echo signal data is filled with the echo data in the spatial frequency domain in the image echo signal group.
  • the example of the sequence of the multi-shot echo planar method has been described as in the first embodiment described above, but all echo signals are transmitted once by the single-shot echo planar method. You may measure by irradiation of RF pulse.
  • the measurement of the mask echo signal corresponds to the low spatial frequency region of the K space. While omitting the measurement of the echo signal and dividing it into the image echo signal group and the mask echo signal group, by sharing the echo data of the low spatial frequency region of the K space, while reducing the shooting time, A magnetic susceptibility-enhanced image having a high signal-to-noise ratio and improved contrast of the magnetic susceptibility effect can be acquired.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a photographing flow according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a first preferred modification of the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a second preferred modification of the first embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining another preferable third modification of the second embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a sequence and K space data according to a third embodiment.
  • 1 subject 2 static magnetic field generation system, 3 gradient magnetic field generation system, 4 sequencer, 5 transmission system, 6 reception system, 7 signal processing system, 8 central processing unit (CPU), 9 gradient magnetic field coil, 10 gradient magnetic field power supply, 11 high frequency oscillator, 12 modulator, 13 high frequency amplifier, 14a high frequency coil (transmission side), 14b high frequency coil (reception side), 15 amplifier, 16 quadrature phase detector, 17 A / D converter, 18 magnetic disk, 19 optical disk , 20 display, 201 high frequency pulse, 202 slice selective gradient magnetic field pulse, 203 slice refocus selective gradient magnetic field pulse, 204 phase encode gradient magnetic field pulse, 205 phase blip gradient magnetic field pulse, 206 frequency dephase gradient magnetic field pulse, 207 frequency encode gradient Magnetic field pulse, 208 data sample window, 209 echo signal

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Abstract

　MRI装置におけるエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、信号ノイズ比の良い磁化率強調画像を得る。 　位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、複数のエコー信号の計測を行う際に、複数のエコー信号を第1のエコー信号群と第2のエコー信号群とに分割して、第1のエコー信号群から画像データを、第2のエコー信号群から前記マスクデータを、それぞれ取得して、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得する。

Description

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
　本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、MRIという)装置を用いて、磁化率を強調した画像を高速に取得する技術に関する。
　MRI装置は均一な静磁場を用いており、その静磁場は被検体の磁化率により局所的に変化する。この局所的磁場変化の効果は、画像データにおいて位相の変化として表れる。この位相変化を、演算処理により強調する撮影方法(以下、磁化率強調撮影)が知られている(特許文献1)。この磁化率強調撮影は、血中の還元ヘモグロビンによる磁化率を強調できることから、静脈のMRアンギオグラフィーに有効な手法として注目されている。
　しかし、磁化率強調撮影は、磁化率により生じる位相変化を用いるため、RFパルスの照射後から70ms程度経過した時点でのエコー信号が必要である。このため、パルスシーケンス(以下、単にシーケンスと略記する)の繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。
　一方、MRI装置において撮影時間を短縮する方法として、一回のRFパルス照射で複数個のエコー信号を計測する手法が知られており、代表的なものとしてエコープレナー(EPI)法やファーストスピンエコー(FSE)法がある。磁化率強調撮影の撮影時間を短縮するために、エコープレナー法を用いた磁化率強調撮影の例が(特許文献2)に開示されている。
米国特許第6,501,272号公報 米国特許第7,154,269号公報
　磁化率効果を増大させるためには、前述の通り、エコー時間を長くしてエコー信号を計測することが必要となる。磁化率強調撮影にエコープレナー法を適用する場合、エコー時間の長いエコー信号は減衰が大きくなるので、その様なエコー信号から画像を再構成しても信号ノイズ比が劣化してしまうという未解決の課題があった。
　そこで本発明は、MRI装置におけるエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、信号ノイズ比の良い磁化率強調画像を得ることを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させて、複数のエコー信号の計測を行う際に、複数のエコー信号を第１のエコー信号群と第２のエコー信号群とに分割して、第１のエコー信号群から画像データを、第２のエコー信号群から前記マスクデータを、それぞれ取得して、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得する。具体的には、
　本発明のMRI装置は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させるパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測制御部と、エコー信号を用いて磁化率強調画像を取得する演算処理部と、を備え、演算処理部は、複数のエコー信号を第１のエコー信号群と第２のエコー信号群とに分割して、第１のエコー信号群から画像データを、第２のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得することを特徴とする。
　また、本発明の磁化率強調画像撮影方法は、位相ブリップ傾斜磁場を印加し、周波数エンコード傾斜磁場の極性を反転させるパルスシーケンスに基づいて、被検体からの複数のエコー信号の計測を制御する計測工程と、エコー信号を用いて磁化率強調画像を取得する演算処理工程と、を備え、演算処理工程は、複数のエコー信号を第1のエコー信号群と第2のエコー信号群とに分割して、第1のエコー信号群から画像データを、第2のエコー信号群からマスクデータを、それぞれ取得し、画像データとマスクデータとから磁化率強調画像を取得することを特徴とする。
　以上説明したように、本発明のMRI装置によれば、MRI装置におけるエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影において、信号ノイズ比の良い磁化率強調画像を得ることが可能になる。
　以下、本発明のMRI装置の各実施形態を図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明のMRI装置の一例の概略を図1に基づいて説明する。図1は本発明のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8と、を備えて構成される。
　静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
　傾斜磁場発生系3(傾斜磁場発生部)は、X，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ－ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gs，Gp，Gfを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(又は、読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のシーケンスで繰り返し印加してエコー信号の計測を制御する計測制御部である。シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の再構成に必要なエコー信号の計測のための種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送って、これらの系を制御することにより、エコー信号の計測を制御する。
　送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。
　受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。以下、ディジタル量に変換されたエコー信号をエコー信号のデータ又はエコーデータという。
　信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置(記憶手段)と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのエコーデータがCPU8(演算処理部)に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の演算処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。また、CPU8は、K空間に対応するメモリを内部に備えてエコーデータを記憶する。以下、エコー信号又はエコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する。
　操作系25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作系25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作系25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
　現在MRI装置の撮影対象スピン種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
　次に、本発明のMRI装置が備えるエコープレナー(EPI)法のシーケンスの一例を、図2を用いて説明する。図2はグラディエントエコー型のマルチショットのエコープレナー法のシーケンス形状を示すシーケンスチャートであり、Gs、Gp、Gr、はそれぞれ、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場の軸を表し、RF、AD、EchoはそれぞれRFパルス、サンプリングウインド、エコー信号を表す。また、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスリフォーカス傾斜磁場パルス、204は位相エンコード傾斜磁場パルス、205は位相ブリップ傾斜磁場パルス群、206は周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207は周波数エンコード傾斜磁場パルス群、208はサンプリングウインド群、209はエコー信号群である。シーケンサ4は、このシーケンスチャートに基づいて、送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6を制御して、エコー信号の計測を行う。
　エコープレナー法では、シーケンサ4は、一回のRFパルス201の照射毎に、読み出し傾斜磁場パルス207の極性を変えながら、各読み出し傾斜磁場パルス207について1つのエコー信号209を計測する。これを時間間隔210(繰り返し時間TR)で繰り返し実行し、画像再構成に必要な数のエコー信号を計測する。画像再構成に必要なエコー信号の数としては、作成する画像のマトリクスに応じて、一般的には64、128、256程度である。なお、-(ハイフン)後の数字は、繰り返し番号を表す。図2(a)は、複数回の繰り返しの内の最初の第1回目のシーケンスを示しており、2回目以降の繰り返しのシーケンスは、第1回目と同様なので省略している。これ以降に説明するシーケンス図においても、-(ハイフン)後の数字の意味は同様である。
　このように、エコープレナー法では、一回のRFパルス照射で複数のエコー信号が計測されるため、一回のRFパルス照射で1つのエコー信号を計測するシーケンスと比べて高速に画像を取得できる。図2(a)の場合は、一回のRFパルス201照射で6個のエコー信号209が計測されるので、6倍高速に撮影できる。なお、１回のRFパルス照射で画像再構成に必要な全てのエコー信号を計測するシングルショットのエコープレナー法であればさらに高速化可能である。
　図2(b)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置されたK空間211の一例を模式図に示す。図2(b)の横軸Kxは、エコー信号のサンプリングウインドの時間に相当し、縦軸Ｋｙはエコー信号を計測した時点での位相エンコード軸に印加された位相エンコード傾斜磁場パルスの総量に相当する。
　図2(b)の矢印212は、エコープレナー法を用いて取得されたK空間データの、エコー信号が計測される順序であり、Ky軸方向を下から上(つまり負側から正側)に向って連続的にエコー信号が計測された例である(シーケンシャルオーダリングと呼ぶ)。ライン212-1(実線)、212-2(点線)、212-3(一点鎖線)、は、それぞれ繰り返し210-1(繰り返しの第1回目)、210-2(繰り返しの第2回目で図示省略)、210-3(繰り返しの第3回目で図示省略)で計測されたエコー信号群209-1、209-2、209-3に対応し、各ラインはKy軸方向２つおきにエコー信号が計測されたことを表している。
　図2(b)では、各ライン212の矢印がKx軸と平行に進んでいる部分がエコー信号に対応し、各ライン212で6個のエコー信号を含んでいる。また、エコー信号位置での矢印の走査方向は、読み出し傾斜磁場パルス群207の極性に対応している。矢印のKy方向の間隔213(図2(c)では214)は、各位相ブリップ傾斜磁場205の面積に対応し、各ライン212の開始位置を位相エンコード傾斜磁場パルス204で変えることにより、エコーデータをKy方向に重なること無く、K空間に配置することができる。
　図2(c)は、エコープレナー法で計測されたエコーデータが配置された、K空間211の他の例を模式図に示した。この場合、K空間をKy=0を境界として上下(つまり正負)に2分割し、それぞれの領域に対応するエコー信号が計測される(セントリックオーダリングと呼ぶ)。この場合では、Ky=0の上側(正側)と下側(負側)では、それぞれ連続的にエコー信号群のデータが配置される。つまり、下側ではエコー信号群212-1(実線)、212-2(点線)のエコーデータが、上側ではエコー信号群212-3(実線)、212-4(一点鎖線)のエコーデータが、それぞれKy軸方向１つおきであって交互に配置される。
　このようにして配置された2次元K空間データに対して、CPU8が2次元フーリエ変換を適用して画像に変換する(3次元K空間データに対しては、3次元フーリエ変換を適用して3次元画像に変換する)。K空間の特徴として、中心(Kx=Ky=0)付近のエコーデータ(つまり位相エンコードがゼロ又はそれに近い値で計測されたエコー信号)の影響が、画像全体に及ぶ特徴を持つ。即ち、K空間の中心付近に配置されたエコー信号データの特徴が画像全体のコントラストに反映される。
　一方、画像内の局所的な領域のコントラストは、対象部の大きさによって空間周波数が異なる。例えば、画像内で1ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では最も高い空間周波数領域のエコーデータ(つまり位相エンコードが最大又はそれに近い値で計測されたエコー信号)のコントラストが反映される。また、画像内で10ピクセルの大きさの領域のコントラストは、K空間では空間周波数の高いほうから10点のデータのコントラストの寄与が大きい。
　エコープレナー法のように、RFパルス201の印加時点からの経過時間(以下、エコー時間)が異なるタイミングで計測されたエコー信号は、異なるコントラスト情報を持つ。そこで、一般的には、画像のコントラストに反映させたい時間に計測されるエコーデータが、K空間の中心付近に配置されるよう、エコー時間、位相エンコード傾斜磁場パルス204及び位相ブリップ傾斜磁場パルス205の面積がシーケンサ4により調整される。
　図3(a)は、RFパルス201の印加後にエコー信号に生じる位相回転の様子を示す。MRIでは、エコー信号に生じる位相はエコー時間に比例する。磁場不均一の影響や、磁化率の違いによりエコー信号に生じる位相回転も、同様にエコー時間に比例する。301-1、301-2、301-3は、RFパルス印加後のエコー信号の異なる位相変化(傾き)を表す。一般的には、このような磁場不均一や磁化率は、空間的に局所的な変化となるので、画像データは位置毎にその位相が変化することとなる。エコープレナー法の場合、このような位相変化により、エコー信号群209内のエコー信号毎に位相値が変化することとなる。
　また、MRI装置で得られるエコー信号のピーク値は、RFパルス201印加後に図3(b)の302のような曲線となる。これは、RFパルス201印加直後にそろっていたスピンの回転面内の位相が、時間経過とともにずれてエコー信号が減少する効果と、RFパルス201で励起されたスピンそのものが横緩和(つまりT2緩和)する効果による信号減衰を含む。これにより、エコープレナー法で計測されたエコー信号群209には、エコー時間に依存したピーク値の差が生じる。
　次に、本発明の基礎となる、マスクを用いた重み付けによる磁化率強調画像の撮影フローを簡単に説明する。磁化率の違いによりスピンに位相差が生じ、この位相差はエコー時間が長いくなるほど大きくなる。磁化率効果を増大させるためには、なるべくスピンの位相差が大きくなるような長いエコー時間でエコー信号を計測することが好適である。一例として、エコー時間が70ms程度のエコー信号が必要である。この磁化率効果は、このような長いエコー時間で計測されたエコー信号から再構成された画像データの位相に反映される。そこで、画像の位相データから磁化率効果が反映されたマスク像を生成し、このマスク像を絶対値画像に掛け合わせることにより、磁化率効果を表すようにコントラストが増大された磁化率強調画像を取得することができる。以下、図4に示すフローチャートに基づいて、磁化率強調画像の撮影フローの一例を説明する。この撮影フローは、プログラムとして外部記憶装置に記憶されており、必要に応じてCPU8又はシーケンサ4がそのメモリに読み込んで実行することにより、実行される。以降の各実施形態で説明する撮影フローについても同様である。
　ステップ401で、シーケンサ4は、磁化率強調撮影用のパルスシーケンスを起動してエコー信号の計測を制御し、CPU8は、計測されたエコー信号のデジタルデータをK空間に対応するメモリに記憶させてK空間データ402とする。
　ステップ403で、CPU8は、K空間データ402に低空間周波数領域を通過するフィルタ(Lowpassフィルタ)をかける。
　ステップ404で、CPU8は、ステップ402でフィルタをかけられたK空間データを2次元フーリエ変換して、フィルタ後の画像データ405を得る。
　ステップ406で、CPU8は、通常の再構成と同様に、K空間データ402を2次元フーリエ変換して画像データ407を作成する。
　これら2つの画像データ405と407の違いは、画像データ407は全ての位相情報を含んでいるのに対し、フィルタ後の画像データ405は、フィルタにより高空間周波数に対応した位相情報が除去されているため、広域的な位相情報のみを含み、局所的な位相情報がなくなっていることである。
　ステップ408で、CPU8は、これら2つの画像データ405と407とからそれぞれ位相画像を求めて、位相減算(差分)処理し、画像データ407の局所的な位相情報のみを抽出した位相差分像を求める。したがって、この位相差分像には、磁化率効果を反映した局所的な位相情報のみが抽出されることになる。
　ステップ409で、CPU8は、ステップ408で求めた位相差分像の位相データから、位相量に応じた重み関数を用いてマスク(Mask)データ410を作成する。この重み関数は、線形関数や、指数関数を用いて、特定の範囲の位相値を、特定の範囲の値(マスク(Mask)値)に換算する関数である。例えば、-π≦θ≦0を0≦v≦1に変換する線形又は非線形の変換関数とする(θは位相値、vはマスク値である)。
　ステップ411で、CPU8は、作成したマスクデータ410を、画像データ407又はその絶対値に掛け合わせる。このように、マスクが掛け合わされた画像は、磁化率効果によるコントラストが局所的に向上された画像となる。
　ステップ412で、マルチスライス撮影または3次元撮影の場合は、CPU8は、ステップ411でマスクデータ410を掛け合わせた画像データを複数のスライスでそれぞれ作成し、それらの結果を最小値投影(MINIP)して最終的な磁化率強調画像413を得る。なお、本ステップ412は省略されて、個々のスライスの2次元の磁化率強調画像でも良い。
　以上迄が、本発明の基礎となる、マスクを用いた重み付けによる磁化率強調画像の撮影フローの説明である。
　ところで、上述したとおり、磁化率効果を増大させるためには、なるべくスピンの位相差が大きくなるような長いエコー時間のエコー信号を計測することが必要となる。このため、磁化率強調撮影においては、シーケンスの繰り返し時間(TR)を短く設定できないので、撮影時間が長くなってしまう。
　そこで、前述のエコープレナー法を用いた磁化率強調撮影が考えられるが、単純に組み合わせただけでは、長いエコー時間のエコー信号を計測することに変わりは無いので、信号強度が大きく減衰したエコー信号を用いざるを得ず、その様なエコー信号から画像を再構成しても信号ノイズ比が劣化してしまう。
　この課題を解決するのが、以下に説明する本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法であり、以下、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の各実施形態を説明する。
(第1の実施形態)
　本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、エコープレナー法で計測したエコー信号群を、前半で計測された第1のエコー信号群と後半で計測された第2のエコー信号群とで2分割し、第1のエコー信号群から画像データを、第2のエコー信号群からマスクデータを作成する。以下、図5、図6に基づいて本実施形態を詳細に説明する。
　最初に、図5を用いて、本実施形態に係るグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンスと、そのシーケンスを用いて取得されるK空間データと、を説明する。図5(a)は、図2(a)で説明したシーケンスのうち、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号のみを示しており、他は図2(a)と同様なので省略してある。以下、本実施形態の説明では、各エコー信号群の計測において、好ましいセントリックオーダーのエコープレナー法を用いた例を示すが、セントリックオーダーのエコープレナー法に限らず、シーケンシャルオーダーのエコープレナー法でも良い。
　図5(a)に示すシーケンスの例では、一回のRFパルス照射201で6個のエコー信号が計測される。なお、本実施形態は、6個に限らず、6個未満又は7個以上のいずれでも良い。これらのエコー信号の計測の際には、これら6個のエコー信号を、前側(前半)の3個のエコー信号群と後側(後半)の3個のエコー信号群とからなる2グループに分割するために、シーケンサ4は、各エコー信号群の計測に好適なシーケンスを組み合わせて実行する。つまり、本実施形態は、計測されたエコー信号群を、計測の前半と後半とで等分し、等しい数のエコー信号を含む2つのエコー信号群に分割する。以下、前側の3個のエコー信号のグループを第1のエコー信号群、後側の3個のエコー信号のグループを第2のエコー信号群と呼ぶ。なお、本実施形態は、等数分割に限らす、非等数分割でも良いが、非等数分割の例は後述する。
　シーケンサ4は、第1のエコー信号群501を計測する際に印加する位相ブリップ傾斜磁場パルス503を、図2(a)に示すシーケンスと同様とする。そして、第1のエコー信号群501を計測した後に、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504を印加し、K空間のKyの位置を、第1のエコー信号群501における1番目のエコー信号と同じ位置に戻す。その後、再度位相ブリップ傾斜磁場パルス505を印加して、第2のエコー信号群502を計測する。
　図5(b)は、このようにして計測されたエコー信号群のデータがK空間に配置された例である。CPU8は、第1のエコー信号群501のデータをK空間に配置して画像用K空間データ506を作成し、第2のエコー信号群502のデータをK空間に配置してマスク用K空間データ507を作成する。図5(b)の各K空間における各分割領域は、エコー信号群内の各エコー時間にそれぞれ対応する。即ち、CPU8は、画像用K空間データ506では分割領域508、509、510の順で、マスク用K空間データ507では分割領域511、512、513の順で、それぞれエコー時間の短いエコー信号から長いエコー信号のデータをそれぞれ配置する。また、Ky方向正側に第1回目のシーケンスで計測されたエコー信号のデータ(-(ハイフン)後の数字が1)が配置され、Ky方向負側に第2回目のシーケンスで計測されたエコー信号のデータ(-(ハイフン)後の数字が2)が配置される(後述する他の実施形態におけるK空間データの説明においても同様である)。
　このように、計測された複数のエコーデータを、画像用K空間データ506とマスク用K空間データ507と、に分けることで、画像データ407はエコー時間の短い第1のエコー信号群501を用いて作成でき、マスクデータ410はエコー時間の長い第2のエコー信号群502を用いて作成できる。このようにするメリットは、図3(a)で示したエコー信号の位相が、エコー時間に比例して大きくなるため、マスクデータ410には磁化率効果を多く取り込むことができる。その結果、磁化率効果によるコントラストを向上することができる。また、図3(b)で示したエコー信号の信号強度は、エコー時間の経過につれて減少するので、シーケンスの前側で計測される画像用のエコー信号群501の信号強度は大きくなる。その結果、画像データ407の信号ノイズ比を向上することができる。したがって、この様な画像用K空間データ506とマスク用K空間データ507とを用いて作成される磁化率強調画像は、信号ノイズ比と磁化率効果によるコントラストが共に良い画像となる。
　次に、図5(a)に示したシーケンスを用いて各K空間データを取得する本実施形態の撮影フローの詳細を、図6に示すフローチャートを用いて説明する。図4で説明した撮影フローとの違いは、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を計測するようにエコープレナー法のシーケンス形状が変更され、このエコープレナー法で計測されたエコー信号群から、マスク用K空間データと画像用K空間データが作成されることである。以下、図4に示すフローチャートと異なるステップのみを詳細に説明し、同一内容のステップの説明は省略する。
　ステップ601で、図5(a)に示すエコープレナー法シーケンスを用いて、エコー信号群が計測される。シーケンサ4は、前述したように、グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンスであって、図5(a)に示す様に、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を計測するようにシーケンス形状が変更された、エコープレナー法シーケンスを用いて、第1のエコー信号群と第2のエコー信号群を有してなるエコー信号群602の計測を行う。
　ステップ603で、ステップ601で計測されたエコー信号群602からマスク用K空間データ604と画像用K空間データ605が生成される。CPU8は、ステップ601で計測されたエコー信号群602を、シーケンスの前側で計測された第1のエコー信号群501と後側で計測された第2のエコー信号群502とに分離し、第1のエコー信号群501から画像用K空間データ605を、第2のエコー信号群502からマスク用K空間データ604を、それぞれ生成する。
　ステップ403～404-1で、マスク用K空間データ604からフィルタ後マスクデータ405が生成される。CPU8は、ステップ403で、マスク用K空間データ604に対してLowpassフィルタを施し、ステップ404-1でこのフィルタ処理されたマスク用K空間データを2次元フーリエ変換して、フィルタ後マスクデータ405を生成する。各ステップの詳細は、図4と同様なので詳細な説明は省略する。
　ステップ404-2で、マスク用K空間データ604からマスク画像データ606が生成される。CPU8は、マスク用K空間データ604を2次元フーリエ変換して、マスク画像データ606を生成する。
　ステップ406で、画像用K空間データ605から画像データ407が生成される。CPU8は、画像用K空間データ605を2次元フーリエ変換して、画像データ407を生成する。
　ステップ408で、フィルタ後マスクデータ405の位相とマスク画像データ606の位相との位相減算処理が行わ、位相差分像が求められる。CPU8は、フィルタ後マスクデータ405からその位相を求め、マスク画像データ605からその位相を求める。そして、これら2つの位相の減算処理を行い、位相差データを表す画像である位相差分像を求める。マスク用K空間データ604は、画像用K空間データ605と同じ空間周波数のデータを持っているので、マスク画像データ606は、画像データ407と同じ全ての位相情報を含んでいる。一方、フィルタ後マスクデータ405は、フィルタにより高空間周波数に対応した位相情報が除去されている。従って、フィルタ後マスクデータ405の位相とマスク画像データ606の位相との位相差分演算により、位相差データには高空間周波数に対応した位相情報のみが残ることになる。つまり、位相差分像は、磁化率効果が反映された局所的な位相データのみを表す画像となる。
　ステップ409-413で、ステップ408で求められた位相差分像の位相差データからマスクデータ410が生成され、このマスクデータ410と画像データ407とから磁化率強調画像413が取得される。各ステップの詳細は、図4と同様なので詳細な説明は省略する。
　以上までが、本実施形態の磁化率強調撮影の撮影フローの詳細である。マスク作成処理409以降は、図4の撮影フローと同じであるが、マスクデータ410用のエコー信号が全く異なるため、本撮影フローによる磁化率強調画像413は、図4の撮影フローで取得される磁化率強調画像と比較して、信号ノイズ比及び磁化率効果によるコントラストが共に向上したものとなる。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、本実施形態のエコープラナー法を用いてエコー信号を計測することにより、撮影時間を短縮することが可能になると共に、エコー時間の短い第1のエコー信号群を用いて信号ノイズ比の良い画像データを作成し、エコー時間の長い第2のエコー信号群を用いて磁化率効果を多く取り込んだマスクデータを作成するので、信号ノイズ比が良く、且つ、磁化率効果によるコントラストの良い磁化率強調画像を取得することが可能になる。
　次に、本実施形態のいくつかの変形例を説明する。
　最初に、本実施形態の好ましい第1の変形例を、図7を用いて説明する。図7(a)は、第1の変形例のシーケンス形状を示し、図5(a)と同様に、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)と同様なので表示及び説明を省略する。図5(a)のシーケンスとの違いは、第2のエコー信号群715の計測前の位相リフェイズ傾斜磁場パルス504が無く、位相ブリップ傾斜磁場パルス714の極性が異なることである。つまり、第1のエコー信号群501の計測の際に印加される位相ブリップ傾斜磁場パルス503の極性と、第2のエコー信号群715の計測の際に印加される位相ブリップ傾斜磁場パル714の極性と、が異なる。シーケンサ4は、図7(a)に示すシーケンスに基づいて、エコー信号群の計測を制御する。そして、CPU8は、計測されたエコーデータを、図7(b)に示すようにK空間に配置する。図7(b)は、図5(b)と同様に、図7(a)のシーケンスで計測されたエコーデータが配置されたK空間の模式図である。
　この場合、第1のエコー信号群501のデータを用いたK空間データ506とその分割領域508～510の計測順序は、図5(b)と同じであるが、第2のエコー信号群715のデータは、図5(a)のシーケンスと異なる極性の位相ブリップ傾斜磁場パルス714で計測されるので、K空間の分割領域716～718の計測順序が図5(b)の分割領域511～513と逆となる。また、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504が無いので、第1のエコー信号群501と第2のエコー信号群715とで、エコー信号がオーバーラップすることになる。つまり、計測されるエコー信号群の一部が第1のエコー信号群501と第2のエコー信号群715との間で共用されることになる。その結果、マスク用K空間データ707の最高域の領域716は、画像用K空間データ506の最高域の領域510と同じエコー信号のデータが配置されることになる。なお、第1のエコー信号群501の計測と第2のエコー群715の計測との間で、位相ブリップ傾斜磁場パルスを印加せずに、エコー信号を2つ計測し、2つの内の一方を第1のエコー信号群501のエコー信号とし、他方を第2のエコー群715のエコー信号とすることで、上記オーバーラップを無くしてもよい。
　以上説明したように、図7に示す第1の変形例によれば、位相リフェイズ傾斜磁場パルス504を無くし、位相ブリップ傾斜磁場パルス714の大きさを最小限に設定して、効率よくマスク用のエコー信号群を計測することができる。一般的に、印加する傾斜磁場パルスの強度が大きくなると、傾斜磁場パルス印加後に生じる渦電流や残留磁場の影響が大きくなるため、本変形例の様に位相ブリップ傾斜磁場パルスの出力を最小限にすることは、これらの影響を少なくするのに有効である。
　次に、本実施形態の好ましい第2の変形例を、図8を用いて説明する。図8は第2の変形例のシーケンス形状を示し、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)、周波数エンコード傾斜磁場軸(Gr)、サンプリングウインド軸(AD)、及びエコー信号(Echo)のみを示している。図5(a)のシーケンスとの違いは、第2のエコー信号群804が計測される際の、周波数エンコード傾斜磁場パルス802の強度が大きく、且つ、印加時間が短くされることと、位相ブリップ傾斜磁場パルス801の印加時間間隔が短くされることと、サンプリングウインド803の時間が短くされる点である。さらに、第2のエコー信号群804が計測される際には、サンプリングウインド803の受信周波数帯域が広げられる。つまり、第1のエコー信号群501が計測される際に印加される周波数エンコード傾斜磁場パルス207と比較して、第2のエコー信号群804が計測される際に印加される周波数エンコード傾斜磁場パルス802の強度が大きく、且つ、印加時間が短く、されると共に、サンプリングウインド803の受信周波数帯域が、サンプリングウインド208の受信周波数帯域よりも広げられる。シーケンサ4は、図8に示すシーケンスに基づいて、これらの制御を行いながら、エコー信号の計測を行う。図8に示すシーケンスによれば、第2のエコー信号群804の計測時間を短縮できるので、シーケンスの繰り返し時間を短縮することができる。
　このようにサンプリングウインドの時間が短縮されても、第1のエコー信号群501用の周波数エンコード傾斜磁場パルス207の面積と、第2のエコー信号群804用の周波数エンコード傾斜磁場パルス802の面積が同じであれば、サンプリングウインド803の受信周波数帯域を広くすることで、501と804の2つのエコー信号群で同じ空間情報を持った画像を作成できる。
　図8のシーケンスで取得されたK空間データは図5(b)と同じ構成となるが、マスク用K空間データ707は、これが取得される際のサンプリングウインドの帯域が広げられるため、信号ノイズ比が低下する。しかし、たとえK空間データの信号ノイズ比が低下しても、そのK空間データから再構成された画像の位相は、K空間データの絶対値や信号ノイズ比によらず得られる。そのため、前述のステップ408で算出されるマスク処理用の位相差データは、マスク用K空間データ707から得られるフィルタ後画像データ405とマスク画像データ606とを用いて計算することができる。
　以上説明したように、図8に示す第2の変形例によれば、シーケンスの繰り返し時間を短縮でき、図5(a)に示すシーケンスの場合と比べて、撮影時間を短縮することができる。
　以上までが、本実施形態の変形例の説明である。
　なお、本実施形態の説明においては、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び磁化率強調撮影方法によれば、エコープレナー法で計測されるエコー信号群を、2つのグループに分割し、シーケンスの前側で計測されるエコー信号群を画像用のエコー信号群とし、後側で計測されるエコー信号群をマスク用のエコー信号群とすることで、信号ノイズ比の高い、かつ、磁化率強調のコントラストが向上された、磁化率強調画像を取得することが可能になる。
(第2の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加し、奇数番目に計測されるエコー信号群を第1のエコー信号群、偶数番目に計測されるエコー信号を第2のエコー信号群とする。前述の第1の実施形態と異なる点は、位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加するシーケンス形状と、K空間におけるデータ配置である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点の説明を省略し、図9に基づいて本実施形態を詳細に説明する。
　最初に、本実施形態のシーケンス形状を図9(a)に基づいて説明する。図9(a)は、本実施形態のグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス形状であり、図5(a)と同様に、位相エンコード傾斜磁場軸(Gp)とエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)と同様なので説明を省略する。図5(a)のシーケンスとの違いは、シーケンサ4は、エコー信号群904を計測する際に、位相ブリップ傾斜磁場パルス903を2つのエコー信号の計測毎に印加することである。つまり、2つのエコー信号が同じ位相エンコードで計測されることになる。
　次に、図9(a)に示すシーケンスに基づいて計測されたエコー信号群904のデータが配置されたK空間の例を図9(b)に示す。CPU8は、同じ位相エンコードで計測された2つのエコー信号の内、奇数番目に計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、偶数番目に計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする。そして、CPU8は、第1のエコー信号群のデータを、画像用K空間に配置して画像用K空間データ911とし、第2のエコー信号群のデータをマスク用K空間に配置してマスク用K空間データ912とする。
　以降は、図6に示した撮影フローに基づいて磁化率強調画像が取得される。具体的には以下の通り。
　ステップ601で、シーケンサ4は、図9(a)に示すシーケンスに基づいてエコー信号群904の計測を制御し、エコー信号群602を計測する。
　ステップ603で、CPU8は、エコー信号群602の内、奇数番目に計測されたエコー信号を第1のエコー信号群とし、偶数番目に計測されたエコー信号を第2のエコー信号群とする。そして、図9(b)に示すように、CPU8は、第1のエコー信号群のデータから画像用K空間データ911を、第2のエコー信号群のデータからマスクK空間データ912をそれぞれ作成する。
　各K空間の各分割領域の計測順序は図5(b)と同様である。すなわち、K空間911では分割領域905,906,907の順で、K空間912では分割領域908,909,910の順で、それぞれエコー時間の短いエコー信号からエコー時間の長いエコー信号のデータが配置される。
　以後は、図9(b)の画像用K空間データ911を図6の画像用K空間データ605として、図9(b)のマスク用K空間データ912を図6のマスク用K空間データ604として、図6に示したステップ403以降の撮影フローをCPU8が実行することにより、磁化率強調画像413が取得される。各ステップの処理内容は同じなので説明は省略する。
　なお、図8(a)と同様に、マスク用のエコー信号の計測時に、周波数エンコード傾斜磁場パルスの強度を上げ、サンプリングウインドの時間を短くすることで、撮影時間を短縮することも可能である。
　一般的に、エコープレナー法では、周波数エンコード傾斜磁場パルスが反転されながらエコー信号が計測されるため、奇数番目に計測されたエコー信号と偶数番目に計測されたエコー信号の空間的な情報が反転することになる。これにより、画像再構成の際に、奇数或いは偶数番目のどちらか一方のエコー信号を左右(Kx方向)反転することで、空間的な情報をあわせる処理が必要である。しかし、エコー信号計測時の傾斜磁場パルス誤差等によって、正極性の周波数エンコード傾斜磁場で計測されたエコー信号のピーク位置と負極性の周波数エンコード傾斜磁場で計測されたエコー信号のピーク位置とがずれることがある。この様な場合には、この左右反転の処理によって、奇数番目のエコー信号と偶数番目のエコー信号との間に、エコー信号ピーク位置のずれが残り、画像にアーチファクトが生じる(一般的に、N/2アーチファクトと呼ばれる)ことがある。
　これに対して、図9に示すシーケンス及びエコー信号群の分割方法によれば、画像用K空間データ911が奇数番目のエコー信号のみを用いて、マスク用K空間データ912が偶数番目のエコー信号のみを用いて、それぞれ作成されるため、上記N/2アーチファクトが生じないメリットがある。
　なお、本実施形態の説明においては、前述の第1の実施形態と同様に、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び磁化率強調撮影方法によれば、エコープレナー法で位相ブリップ傾斜磁場パルスを2エコー信号毎に印加し、奇数番目に計測されるエコー信号群を第1のエコー信号群、偶数番目に計測されるエコー信号を第2のエコー信号群とすることで、信号ノイズ比の高い、かつ、N/2アーチファクトの無い、磁化率強調画像を取得することが可能になる。
(第3の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及び磁化率強調撮影方法の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、マスク用のエコー信号の計測数と画像用のエコー信号の計測数とを異ならせて、撮影時間を短縮する。前述の第1の実施形態と異なる点は、マスク用のエコー信号の計測数と画像用のエコー信号の計測数とが異なることによるシーケンス形状と、K空間におけるデータ配置である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを説明し、同一の点の説明は省略する。
　最初に、本実施形態のシーケンス形状を、図10(a)を用いて説明する。図10(a)は、本実施形態のグラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス形状であり、一回の繰り返し(ショット)で計測されるエコー信号(Echo)のみを示している。他は、図5(a)のシーケンスと同様なので説明を省略する。本実施形態では、画像用のエコー信号の数とマスク用のエコー信号の数とが異なるように計測される。好ましくは、マスク用のエコー信号の数が画像用のエコー信号の数より少なくなるように計測される。図10(a)は、画像用のエコー信号1001が4個、マスク用のエコー信号群1002が2個、それぞれ計測される場合を示しているが、本実施形態は、これらの数に限定されない。
　上記の様に、画像用とマスク用のエコー信号群の計測数を異ならせるための、シーケンサ4による位相エンコード傾斜磁場パルスの印加制御に関して、図5(a)のシーケンスとの違いは、位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の面積が異なることである。つまり、第1のエコー信号群1001計測後であって第2のエコー信号群1002の計測前の位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の印加量が、図5(a)の504よりも小さくされる。これにより、第2のエコー信号群を計測する時点でのKy方向の位置が、図5(a)のシーケンスよりも、高空間周波数領域から開始することになる。位相リフェイズ傾斜磁場パルス1013の後に印加する、位相ブリップ傾斜磁場パルス1014の大きさは、図2(a)の505と同様である。シーケンサ4は、上記の様に、位相エンコード傾斜磁場パルスと位相ブリップ傾斜磁場パルスを制御して、各エコー信号の計測を行う。
　上記の様にエコー信号群が計測されると、画像用K空間とマスク用K空間とでは、エコー信号のデータの充填率が異なることになる。しかし、磁化率強調画像の作成処理では、マスク用K空間データには、高空間周波数通過フィルタが適用されるため、マスク用K空間データの低空間周波数領域の情報は少なくても良いことになる。この特徴を考慮すると、マスク用K空間データは、少なくとも高空間周波数領域のデータがあれば良いことになる。
　そこで、本実施形態は、マスク用K空間の高空間周波数領域のみにエコーデータを配置し、残りの低空間周波数領域に該当するエコー信号は計測せずに、画像用K空間データの内の当該低空間周波数のエコーデータと同じデータを用いる。つまり、CPU8は、画像用K空間の低空間周波数領域に対応するエコーデータを、当該画像用K空間のみならず、マスク用K空間の当該低空間周波数領域にも充填する。
　図10(a)に示すシーケンスに基づいて取得されたK空間データを図10(b)に示す。図10(b)は、図10(a)のシーケンスに基づいて、計測されたエコーデータがK空間に配置された例である。この場合、画像用K空間1011には、前述の第1の実施形態と同様にエコーデータが配置される。即ち、シーケンサ4により計測されたエコー信号群1001のデータを、CPU8は、分割領域1003,1004,1005,1006の順に画像用K空間1011に配置する。一方、マスク用K空間1012には、エコー信号群1002のデータが配置される。即ち、シーケンサ4により計測されたエコー信号群1002のデータを、CPU8は、分割領域1009, 1010の順にマスク用K空間1012に配置する。しかし、マスク用K空間1012の太枠で囲った分割領域1007と1008に対応するエコー信号が計測されていない。そこで、CPU8は、これらの領域に、画像用に計測されたエコー信号群1001の内で、画像用K空間1011の同じ分割領域1003、1004に配置されるエコーデータと同じデータを充填する。これにより、マスク用K空間の全ての空間周波数にエコーデータが充填されるので、画像を作成できる。
　以上のようにして得られた画像用K空間データ1011とマスク用K空間データ1012とを用いて、磁化率強調画像を作成するには、前述の第1の実施形態で説明した図6の撮影フローを適用することができる。具体的には以下の通り。
　ステップ601で、シーケンサ4は、図10(a)に示すシーケンスに基づいてエコー信号群1001、1002の計測を制御し、エコー信号群602を取得する。
　ステップ603で、CPU8は、エコー信号群602から、図10(b)に示した画像用とマスク用のK空間データ1011、1012をそれぞれ作成する。この際、CPU8は、前述したように、マスク用K空間の低空間周波数領域のデータと、画像用K空間の低域低空間周波数領域のデータと、を共用する。
　以後は、図10(b)の画像用K空間データ1011を図6の画像用K空間データ605として、図10(b)のマスク用K空間データ1012を図6のマスク用K空間データ604として、図6に示したステップ403以降の撮影フローをCPU8が実行することにより、磁化率強調画像413が取得される。各ステップの処理内容は同じなので説明は省略する。
　ただし、各ステップの処理に係るデータの特性が異なるので、以下、図6の撮影フローで生成される各データの特性を説明する。
　前述したとおり、マスク用K空間データ1012の低空間周波数領域には、画像用のエコーデータが含まれるので、マスク用K空間データ1012にはエコー時間が短い時点のエコーデータも含まれることになる。そのため、図6の処理フローで作成されたマスク用画像データ606の位相は、低空間周波数領域を占めるエコー時間の短い時点で計測されたエコー信号の位相と、高空間周波数領域を占めるエコー時間の長い時点で計測されたエコー信号の位相と、が両方含まれることになる。
　一方、Lowpassフィルタ処理403後のフィルタ後マスクデータ405は、その高空間周波数成分がフィルタで削除されているので、低空間周波数領域を占めるエコー信号の位相が支配的になる。
　従って、位相減算処理408後の位相データは、高空間周波数領域を占めるエコー信号の位相が支配的になる。厳密には、位相減算処理408後に残った位相データは、高空間周波数領域に配置されるエコー信号が計測されたエコー時間の位相から、低空間周波数領域に配置されるエコー信号が計測されたエコー時間の位相を減じた、差分が残ることになる。
　これにより、差分処理を行わない場合と比較して、エコー時間の差に起因する位相回転の成分を抽出でき、過剰な位相回転による画質劣化を防止することが可能になる。
　なお、本実施形態は、第1の実施形態で示した他のシーケンス形状(即ち、図7(a)、図8、図9(a))にも適用できる。この場合も、1ショット内で計測する画像用のエコー信号群を多くし、マスク用のエコー信号群を少なくし設定して、マスク用K空間データを作成する際に、足りない空間周波数領域のエコー信号のデータを、画像用のエコー信号群の内の、当該空間周波数領域のエコーデータで充填する。また、本実施形態の説明においては、前述の第1の実施形態と同様に、マルチショットエコープレナー法のシーケンスの例を説明したが、シングルショットエコープレナー法により、全てのエコー信号が1回のRFパルスの照射により計測されてもよい。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、エコープレナー法を用いたエコー信号群の計測において、マスク用エコー信号の計測の際には、K空間の低空間周波数領域に該当するエコー信号の計測を省略し、画像用エコー信号群とマスク用エコー信号群とに分割する際には、K空間の低空間周波数領域のエコーデータを共用することで、撮影時間を短縮しつつ、信号ノイズ比の高い、かつ磁化率効果のコントラストが向上された磁化率強調画像を取得することができる。
本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 (a)グラディエントエコー型のマルチショットエコープレナー法のシーケンス、及び、(b)そのシーケンスで計測されたK空間データを、それぞれ説明する図。 エコープレナー法のエコー信号の変化を説明する図。 本発明に係る磁化率強調撮影の一般的な撮影フローを説明する図。 第1の実施形態に係るシーケンス及びK空間データを説明する図。 第1の実施形態に係る撮影フローを説明する図。 第1の実施形態の好ましい第1の変形例を説明する図。 第1の実施形態の好ましい第2の変形例を説明する図。 第2の実施形態の他の好ましい第3の変形例を説明する図。 第3の実施形態に係るシーケンス及びK空間データを説明する図。
符号の説明
　1　被検体、2　静磁場発生系、3　傾斜磁場発生系、4　シーケンサ、5　送信系、6　受信系、7　信号処理系、8　中央処理装置(CPU)、9　傾斜磁場コイル、10　傾斜磁場電源、11　高周波発振器、12　変調器、13　高周波増幅器、14a　高周波コイル(送信側)、14b　高周波コイル(受信側)、15　増幅器、16　直交位相検波器、17　A/D変換器、18　磁気ディスク、19　光ディスク、20　ディスプレイ、201　高周波パルス、202　スライス選択傾斜磁場パルス、203　スライスリフォーカス選択傾斜磁場パルス、204　位相エンコード傾斜磁場パルス、205　位相ブリップ傾斜磁場パルス、206　周波数ディフェイズ傾斜磁場パルス、207　周波数エンコード傾斜磁場パルス、208　データサンプルウインド、209　エコー信号

Claims (15)

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

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011030625A (ja) * 2009-07-30 2011-02-17 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴撮像装置
WO2012026380A1 (ja) * 2010-08-25 2012-03-01 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びマルチエコーマルチコントラスト撮像法
WO2014076808A1 (ja) * 2012-11-16 2014-05-22 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置および定量的磁化率マッピング法

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9234953B2 (en) * 2010-01-18 2016-01-12 Max-Planck-Gesellschaft Zur Foerderung Der Wissenschaften E.V. Method and device for magnetic resonance spectroscopic imaging
US8405395B2 (en) * 2010-04-15 2013-03-26 The General Hospital Corporation Method for simultaneous multi-slice magnetic resonance imaging
US9151815B2 (en) * 2010-11-15 2015-10-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
DE102011085033B4 (de) * 2011-10-21 2013-08-08 Siemens Aktiengesellschaft Korrektur von Artefakten in MR-Bildern aufgrund unzureichender Anregung bei ultrakurzen Echozeiten
KR101967239B1 (ko) 2012-08-22 2019-04-09 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 촬상 방법 및 장치
WO2014059237A1 (en) * 2012-10-13 2014-04-17 Chunlei Liu Systems and methods for susceptibility tensor imaging in the p-space
DE102012219926B4 (de) * 2012-10-31 2014-09-04 Siemens Aktiengesellschaft Doppelecho-MR-Bildgebung mit einer unterschiedlichen Zahl erster und zweiter Echosignale
US10203387B2 (en) * 2013-06-06 2019-02-12 Koninklijke Philips N.V. MR imaging with enhanced susceptibility contrast
US10921410B2 (en) * 2015-02-03 2021-02-16 Koninklijke Philips N.V. Method and system for susceptibility weighted magnetic resonance imaging
US10401458B2 (en) * 2016-09-19 2019-09-03 Northshore University Health System Systems and methods for multi-echo, background suppressed magnetic resonance angiography
US10145924B2 (en) * 2017-01-13 2018-12-04 Siemens Healthcare Gmbh Magnetic resonance imaging with undersampling

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1133012A (ja) * 1997-07-16 1999-02-09 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及び撮像方法
JP2002253526A (ja) * 2001-03-02 2002-09-10 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2008125891A (ja) * 2006-11-22 2008-06-05 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5408180A (en) * 1993-08-13 1995-04-18 Wisconsin Alumni Research Foundation Measurement of flow using a complex difference method of magnetic resonance imaging
US6487435B2 (en) * 1998-04-10 2002-11-26 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging
US20010056231A1 (en) * 2000-03-13 2001-12-27 Andrzej Jesmanowicz High resolution MRI imaging of brain functions
JP5167125B2 (ja) * 2005-07-08 2013-03-21 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ ファウンデーシヨン アンダーサンプリングされたｍｒｉの限定的な逆投影再構成法
WO2007037937A1 (en) * 2005-09-22 2007-04-05 Wisconsin Alumni Research Foundation Reconstruction of images of the beating heart using a highly constrained backprojection
US7375519B2 (en) * 2006-04-20 2008-05-20 General Electric Company Method and apparatus of MR imaging with two dimensional phase and magnitude correction
US10098563B2 (en) * 2006-11-22 2018-10-16 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus
US20100215238A1 (en) * 2009-02-23 2010-08-26 Yingli Lu Method for Automatic Segmentation of Images

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1133012A (ja) * 1997-07-16 1999-02-09 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及び撮像方法
JP2002253526A (ja) * 2001-03-02 2002-09-10 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2008125891A (ja) * 2006-11-22 2008-06-05 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
ALEXANDER RAUSCHER ET AL.: "Nonnvasive Assessment of Vascular Architecture and Function during Modulated Blood Oxygenation Using Susceptibility Weighted Magnetic Resonance Imaging", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, vol. 54, 2005, pages 87 - 95 *

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011030625A (ja) * 2009-07-30 2011-02-17 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴撮像装置
WO2012026380A1 (ja) * 2010-08-25 2012-03-01 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びマルチエコーマルチコントラスト撮像法
JP5770191B2 (ja) * 2010-08-25 2015-08-26 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びマルチエコーマルチコントラスト撮像法
US9594133B2 (en) 2010-08-25 2017-03-14 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and multi-echo multi-contrast imaging method
WO2014076808A1 (ja) * 2012-11-16 2014-05-22 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置および定量的磁化率マッピング法
JP5902317B2 (ja) * 2012-11-16 2016-04-13 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置および定量的磁化率マッピング法
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