(57)【要約】【課題】リファレンス画像やコントロール画像との差分によって目的組織を画像化する技術において、ＣＳ技術を適用した新たな手法を提供する。それにより撮像時間の短縮を図る。【解決手段】ＭＲＩ装置の計測部は、ターゲットのコントラストを異ならせた第一の撮像シーケンスと第二の撮像シーケンスとを実行し、それぞれの撮像シーケンスで、被検体から核磁気共鳴信号を計測する。第二の撮像シーケンスは、アンダーサンプリングし、少ないサンプル数の核磁気共鳴信号を計測する。画像処理部は、圧縮センシングによりアンダーサンプリングして得た核磁気共鳴信号からなる計測データを復元する。その際、第一の撮像シーケンスの実行により得た画像と第二の撮像シーケンスの実行により得た画像との差分画像について、Ｌ１ノルムを最小化する項を含むデータ復元を行う。【選択図】図７
2020069329.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ターゲットのコントラストを異ならせた第一の撮像シーケンスと第二の撮像シーケンスとを実行し、それぞれの撮像シーケンスで、被検体から核磁気共鳴信号を計測する計測部と、
前記計測部の動作を制御する制御部と、
前記第一の撮像シーケンス及び前記第二の撮像シーケンスで計測した核磁気共鳴信号からなる計測データを用いて、前記ターゲットの画像を作成する画像処理部と、を備え、
前記制御部は、前記第二の撮像シーケンスをアンダーサンプリングするよう前記計測部を制御し、
前記画像処理部は、前記アンダーサンプリングして得た計測データを圧縮センシングにより復元するデータ復元部と、計測データと画像データとの変換を行う変換部と、異なる撮像シーケンスで得た画像間の差分を算出する差分画像算出部とを有し、
前記データ復元部は、前記第一の撮像シーケンスの実行により得た画像と前記第二の撮像シーケンスの実行により得た画像との差分画像について、Ｌ１ノルムを最小化するようにデータ復元を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、前記第一の撮像シーケンスをフルサンプリングするよう前記計測部を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ復元部は、圧縮センシングによるデータ再現を式（１）に従い行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【数１】
2020069329.tif 000005
（式中、ＩｗｏＳＡＴ、ＩｗＳＡＴは、それぞれ、第一撮像シーケンスで得た画像、第二撮像シーケンスで得た画像を表し、Ｆｕはフーリエ変換を表す。ｙは第二撮像シーケンスで得た計測データ、λは係数である。）
【請求項４】
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記式は、スパース変換空間のＬ１ノルムを最小化する項、及び、全変動を最小化する項の少なくとも一方をさらに含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の撮像シーケンスは、プリサチュレーションパルスを含まないＴＯＦ（Ｔｉｍｅ  ｏｆ  ｆｌｉｇｈｔ）シーケンスであり、前記第二の撮像シーケンスは、プリサチュレーションパルスを含むＴＯＦシーケンスであるとことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ターゲットは、前記被検体の頭部血管であって、前記プリサチュレーションパルスは、柱状領域を選択励起するパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、前記第一の撮像シーケンスの複数の繰り返し時間の計測と、前記第一の撮像シーケンスの１ないし複数の繰り返し時間の計測とを交互に実行するよう前記計測部を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の撮像シーケンス及び第二の撮像シーケンスは、非造影血管撮像シーケンスであり、前記第二の撮像シーケンスはターゲットをラベリングするパルスを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
圧縮センシングを用いて画像再構成を行う画像処理装置であって、
ＭＲＩ装置においてフルサンプリングして得られた第一の計測データと、前記第一の計測データとは異なる撮像条件でアンダーサンプリングして得られた第二の計測データとを受け付ける受付部と、
前記第一の計測データ及び前記第二の計測データを、それぞれ画像データに変換する変換部と、
アンダーサンプリングされた計測データを復元するデータ復元部と、
を備え、
前記データ復元部は、前記第一の計測データを変換した第一の画像データと、前記第二の計測データを変換した第二の画像データとの差分データについて、Ｌ１ノルムを最小化するように圧縮センシングに基づく演算を行うことを特徴とする画像処理装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の画像処理装置であって、
さらに、前記データ復元部によって復元された第二の計測データを変換した画像データと、前記第一の画像とを差分し、差分画像を算出する差分画像算出部を備えることを特徴とする画像処理装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に係り、特に造影剤を用いずに所望の血管画像を取得する技術（非造影血管撮像）に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置を用いた非造影血管撮像として、プリサチュレーションパルスを用いて所定の血管からの信号を抑制した画像と、プリサチュレーションパルスを用いずに撮像した画像との差分を取ることで、所望の血管のみを高コントラストで描出した画像を取得する技術（例えば非特許文献１、特許文献１）や、観察しようとする血流中のスピンを、予め反転パルスを用いてラベリングし（識別可能な状態にし）画像化する技術（ＡＳＬ：Ａｒｔｅｒｉａｌ  ｓｐｉｎ  ｌａｂｅｌｉｎｇ）が知られている。ＡＳＬでも、ラベリングして得た画像と、ラベリングしていないコントロール画像との差分画像を取得する。
【０００３】
特許文献１記載された技術には、プリサチュレーションパルスとしてＢｅａｍＳａｔｕｒａｔｉｏｎパルス（以下、ＢｅａｍＳａｔパルスという）と呼ばれる二次元励起パルスを用いることで、例えば頭部の血管を撮像する場合に、左右の頚動脈の一方を選択的に抑制する技術が開示されている。このような左右の一方の血管を抑制して撮像した３Ｄ（三次元）−ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ  ｏｆ  ｆｌｉｇｈｔ）画像と、通常の３Ｄ−ＴＯＦ画像とを差分することにより、脳における左右別々の血管像を取得できる。
【０００４】
このようなプリサチュレーションパルスを用いた血管撮像では、通常の３Ｄ−ＴＯＦ撮像に加えて、ＢｅａｍＳａｔ付きの３Ｄ−ＴＯＦ撮像を行う必要があるため、左右それぞれの画像を得る場合、３倍以上の撮像時間を要する。特許文献１では、観察の対象となる血管の構造の繊細さ（空間周波数）に合わせて３Ｄ−ｋ空間データのエンコード数を減らすことにより、周波数撮像時間を短縮することが提案されている。
【０００５】
一方、画像処理分野で用いられている圧縮センシング（ＣＳ：Ｃｏｍｐｒｅｓｓｅｄ  Ｓｅｎｓｉｎｇ）技術を、ＭＲＩでアンダーサンプリング（規定のサンプリング数よりも少ない数だけ収集）したデータに適用し、データを再現することで、撮像時間を短縮する手法が提案されている（特許文献２）。ＣＳ技術は、未知数を含む観測データからデータを復元する際に、データのスパース性を利用してノルムの最適化を行う。特許文献２に記載された技術では、アンダーサンプリングしたｋ空間データから再構成した画像に対しウェーブレット変換等のスパース化変換を行ったスパース空間データについて、Ｌ１ノルムを最適化している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１８−７８１７号公報
【特許文献２】特開２０１６−１２３８５号公報
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ  ＴＯＦ  ＭＲＡ  ｕｓｉｎｇ  Ｂｅａｍ  Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ  ｐｕｌｓｅ．  Ｔａｋａｓｈｉ  Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ，  ｅｔ  ａｌ，  Ｐｒｏｃ．  ＩＳＭＲＭ  ２０１２，  ２４９７
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
特許文献１に記載された技術は、観察対象血管の構造がある程度絞られている場合には有効な手法であるが、観察対象に細かい血管から太い血管までを含む場合には、十分な時間短縮効果を達成できない。
【０００９】
またＣＳ技術では、用いるデータのスパース性がデータ復元の精度にとって重要な要素であるため、特許文献２に記載された技術では観察データのスパース化変換と正則化項の工夫によって精度を高めている。しかし上述したプリサチュレーションやラベリングを伴う血管撮像の画像（差分画像）については検討されていない。
【００１０】
本発明は、リファレンス画像やコントロール画像との差分によって目的組織を画像化する技術において、ＣＳ技術を適用する新たな手法を提供することにより、撮像時間の短縮を図ることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、二つの画像の、差分画像として残る部分以外の部分は基本的に同一であり、差分画像自体がスパース性のあることに着目し、上記課題を解決するものである。すなわち、本発明のＭＲＩ装置は、ターゲットのコントラストを異ならせた第一の撮像シーケンスと第二の撮像シーケンスとを実行し、それぞれの撮像シーケンスで、被検体から核磁気共鳴信号を計測する計測部と、前記計測部の動作を制御する制御部と、前記第一の撮像シーケンス及び前記第二の撮像シーケンスで計測した核磁気共鳴信号からなる計測データを用いて、前記ターゲットの画像を作成する画像処理部と、を備え、前記制御部は、前記第二の撮像シーケンスをアンダーサンプリングするよう前記計測部を制御し、前記画像処理部は、前記アンダーサンプリングして得た計測データを圧縮センシングにより復元するデータ復元部と、計測データと画像データとの変換を行う変換部と、異なる撮像シーケンスで得た画像間の差分を算出する差分画像算出部とを有し、前記データ復元部は、前記第一の撮像シーケンスの実行により得た画像と前記第二の撮像シーケンスの実行により得た画像との差分画像について、Ｌ１ノルムを最小化するようにデータ復元を行う。
【００１２】
上述した本発明の画像処理部の機能は、ＭＲＩ装置内部の計算機で実現することも、また核磁気共鳴信号からなる計測データを収集するＭＲＩ装置とは独立した画像処理装置において実現することも可能である。
【００１３】
即ち本発明の画像処理装置は、ＭＲＩ装置においてフルサンプリングして得られた第一の計測データと、前記第一の計測データとは異なる撮像条件でアンダーサンプリングして得られた第二の計測データとを受け付ける受付部と、前記第一の計測データ及び前記第二の計測データを、それぞれ画像データに変換する変換部と、圧縮センシングによってデータ復元を行うデータ復元部とを備える。前記データ復元部は、前記第一の計測データを変換した第一の画像データと、前記第二の計測データを変換した第二の画像データとの差分データについて、Ｌ１ノルムを最小化するように第二の計測データのデータ復元を行う。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、ＣＳ技術を適用する際に、リファレンス画像やコントロール画像との差分のスパース性を利用してデータ復元を行う。差分画像は従来のＭＲＩ画像再構成のＣＳ演算で用いるスパース空間データよりもスパース性が高いため、高い倍速率（アンダーサンプリングする際の間引き率）を設定することが可能であり、２種の撮像が必須である撮像の撮像時間の短縮を図ることができる。同時に、精度よく再現された画像、特に血管画像を取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明のＭＲＩ装置の実施形態を示すブロック図。
【図２】ＭＲＩ装置の、主として計測部の詳細を示すブロック図。
【図３】第一実施形態の計測及び画像復元の概要を示すフロー図。
【図４】第一実施形態の計測に用いる撮像シーケンスの一例を示す図で、（ａ）はＢｅａｍＳａｔパルスを含まない３Ｄ−ＴＯＦシーケンス、（ｂ）はＢｅａｍＳａｔパルスを含む３Ｄ−ＴＯＦシーケンス、である。
【図５】目的領域とプリサチュレーション領域との関係を示す図。
【図６】（ａ）、（ｂ）は、それぞれ、ｋ空間のアンダーサンプリングの例を示す図。
【図７】第一実施形態の画像復元の概念を示す図。
【図８】第一実施形態の画像復元を実際に行った結果画像を示す図で、（ａ）は第一実施形態による復元画像を示す図、（ｂ）は参考例の画像を示す図。
【図９】第一実施形態の変形例２における撮像シーケンス実行のタイムチャートを示す図。
【図１０】本発明の画像処理装置の実施形態を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を説明する。まず後述する各実施形態に共通するＭＲＩ装置の概要を説明する。
【００１７】
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、図１に示すように、大きく分けて、計測部１０と、画像処理部２０と、計測部１０及び画像処理部２０を制御する制御部３０とを備える。計測部１０は、被検体を構成する組織に含まれる原子のスピンを励起し、被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測する部分であり、従来のＭＲＩ装置と同様の構成を持つ。具体的には、計測部１０は、静磁場磁石１１、共鳴周波数のＲＦパルスを送信するＲＦコイル（送信用ＲＦコイル）１２、静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場コイル１３、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するＲＦコイル（受信用ＲＦコイル）１４、送信用ＲＦコイル１２にＲＦ信号を送り、ＲＦコイル１２を動作させる送信部１５、傾斜磁場コイル１３の電源１６、及び、受信用ＲＦコイル１４が検出した信号を受け取り、検波する受信部１７を備えている。さらに静磁場磁石１１の不均一を補正するためのシムコイルや、静磁場磁石１１によって形成される静磁場空間に被検体４０を搬入するためのベッド１８が備えられている。
【００１８】
傾斜磁場コイル１３は、３軸方向それぞれに傾斜磁場を発生する３組のコイルから構成されており、これら３組の傾斜磁場コイル１３が与える３方向の傾斜磁場パルスの組み合わせを選択することにより、所望の方向について所望の強度の傾斜磁場パルスを生成することができる。これによりＲＦパルスにより励起する被検体の領域を選択し、また被検体から発生する核磁気共鳴信号に所望の方向に沿った位置情報を付与することができる。
【００１９】
計測部１０を構成する各要素については、公知の装置と同様であり、且つ公知の種々の変形や改良が加えられてもよく、本明細書では発明との関係で特に必要がない限り、詳細な説明は省略する。
【００２０】
画像処理部２０は、計測部１０が取得した計測データ（核磁気共鳴信号）に対し、種々の演算や画像処理を行い、被検体に関する画像を作成する。画像処理部２０は、図２に示すように、フーリエ変換あるいはフーリエ逆変換等の変換を行うＦＴ変換部２１、ＣＳ演算を行うＣＳ演算部（データ復元部）２２、及び画像間の差分等の演算を行って差分画像を作成する差分画像算出部２３を備える。画像処理部２０の機能は、ＣＰＵやＧＰＵを備えた計算機で実現することができる。また機能の一部或いは全部を、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  Ｓｐｅｃｉｆｉｃ  Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ  Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｇａｔｅ  Ａｒｒａｙ）などのハードウェアで実現してもよい。図２に示す例では、画像処理部２０は、後述の制御部３０とともにＣＰＵやＧＰＵを備えた計算機１５０により実現される。
【００２１】
制御部３０は、計算機１５０が制御用或いは演算用のプログラムをアップロードして実行することにより、上述した計測部１０及び画像処理部２０の各部の動作を制御する。制御部３０は、計算機１５０とは別に、特に計測部１０を制御するシーケンサを備えていてもよい。
【００２２】
制御部３０（計算機１５０）は、さらに、計算機１５０による演算に必要な条件やパラメータ等を入力するための入力装置３２、演算結果やＧＵＩ等を表示する表示装置３３、制御部３０の制御や演算に必要なデータや演算途中のデータあるいは演算結果等を格納する記憶装置３１などを備えていてもよい。具体的には、制御部３０は、送信部１５、傾斜磁場電源１１及び受信部１７等の動作を制御し、所定の撮像シーケンスに従って、ＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの印加、核磁気共鳴信号の受信が行われるようにする。撮像シーケンスは、撮像方法によって、種々のパルスシーケンスが予め用意され、記憶装置３１に格納されており、ユーザが入力装置３２を介して所定のパルスシーケンスを含む検査プロトコルやパルスシーケンス自体を選択するとともに、パルスシーケンスを実行するための撮像パラメータ等の撮像条件を設定することにより、所望の撮像シーケンスが実行可能となる。制御部３０は、また画像処理部２０の動作を制御する。
【００２３】
以下、制御部３０の制御の具体的な実施形態を説明する。以下の実施形態では、撮像の目的とする部位（ターゲット）が血管である場合を説明するが、ターゲットは血管に限定されない。
【００２４】
＜第一実施形態＞
本実施形態では、制御部３０が計測部１０を制御し、血管撮像シーケンスとして２つの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスを実行する。一つは、プリサチュレーションパルスを含まない３Ｄ−ＴＯＦシーケンス（第一の撮像シーケンス）、もう一つはプリサチュレーションパルスを含む３Ｄ−ＴＯＦシーケンス（第二の撮像シーケンス）である。プリサチュレーションパルスは、例えば、所定の柱状領域を励起する２Ｄ励起ＢｅａｍＳａｔパルスである。画像処理部２０は、これら２つの撮像シーケンスで得た２種の画像間の演算を行い、プリサチュレーションパルスによって抑制された部分以外の血管が高コントラストで得た画像を作成する。
【００２５】
本実施形態における撮像から画像作成までの流れを、図３を参照して説明する。
まず撮像シーケンスと撮像パラメータ等の撮像条件を設定し、計測を開始する（Ｓ３０１）。設定された条件に従い、計測部１０は、２つの撮像シーケンス（３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス）を実行し、それぞれについて計測データを取得する。
【００２６】
３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンスは、流入効果を利用して血流スピンを高コントラストで描出するシーケンスで、図４（ａ）に示すように、傾斜磁場パルス（Ｇｓ）とともに励起用ＲＦパルス（ＲＦ）を印加し、所望の領域を励起した後、二軸方向（図ではスライスエンコード方向Ｇｓと位相エンコード方向Ｇｐ）にそれぞれエンコード用の傾斜磁場パルスを印加し、極性が反転する読み出し傾斜磁場Ｇｒを印加してエコー信号Ｓｉｇを計測する。その後、リフェイズ用傾斜磁場パルスを印加する。このようなシーケンスをスライスエンコード傾斜磁場Ｇｓ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの一方を異ならせながら、それぞれについて予め決められたエンコード数となるまで繰り返し時間ＴＲで繰り返し、最終的に、三次元の計測データを得る。傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐの組み合わせで決まるｋ空間のスキャン方法は、特に限定されず、ｋ空間を軸に沿って平行に計測する直交（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）スキャン、放射状に計測するラジアルスキャン、らせん状に計測するスパイラルスキャン、など公知のスキャン方法を採用することができる。
【００２７】
図４（ｂ）の撮像シーケンスでは、上述した３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス４００に先立って、２Ｄ励起のためのＲＦパルスと傾斜磁場パルスとの組み合わせからなるＢｅａｍＳａｔパルス４０１を印加する。ＢｅａｍＳａｔパルスは、左側の点線四角で囲って示したように、強度が非対称に変化するＲＦパルスと、２軸方向の振動傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙを組み合わせたものであり、振動傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙの軸を選択することにより、任意の方向に沿った柱状領域を選択でき、且つ振動傾斜磁場の印加量によって柱状領域の径を制御することができる。図４（ｂ）は、傾斜磁場の軸Ｇｘ、ＧｙがそれぞれＧｓ、Ｇｐである場合を示している。
【００２８】
本実施形態では、脳内の血管の走行状態を撮像対象とするとき、右頚動脈及び左頚動脈の一方を選択して、選択した領域の血流スピンを予め飽和させる。例えば図５に示すように、柱状領域５１０は右頚動脈及び左頚動脈の一方を通り且つ撮像対象である領域５００と重複しないように、傾斜磁場の軸を決定する。傾斜磁場の軸の決定は、例えば、被検体の頭部を低分解能で高速撮像したスカウト画像を表示装置３３に表示させて、ユーザが所望の抑制領域を指定するようにしてもよいし、撮像領域５００が設定された後、撮像領域５００との関係で経験的に決まる所定の領域を自動的に設定するようにしてもよい。
【００２９】
このようなプリサチュレーションパルスに続く３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス４００は、図４（ａ）の３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンスと基本的には同じであるが、ＢｅａｍＳａｔパルスパルスを印加しない場合には、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向のエンコード数は、撮像パラメータとして設定されたＦＯＶにおいて折り返しの生じないエンコード数である（フルサンプリングである）のに対し、図４（ｂ）のパルスシーケンスでは、それより少ないエンコード数でサンプリングする（アンダーサンプリングする）。データの間引き方にについて特に限定されないが、例えば、図６（ａ）、（ｂ）に示すように、ｋ空間を放射状にサンプリングするラジアルスキャンにおいて、サンプリングする角度を間引いたり、点状に間引いたりすることができる。また直交スキャンにおいて、位相エンコード方向或いはスライスエンコード方向について、ｋ空間中心から周辺に向かうに従ってサンプリング密度を薄くするようにサンプリングして所定の間引き率とすることも可能である。このようにＢｅａｍＳａｔパルス付きの３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンスではアンダーサンプリングすることにより、計測時間は間引き率とほぼ比例して短縮することができる。なお間引き率は、その逆数である倍速率という撮像パラメータでユーザが指定することができる。
【００３０】
図４（ａ）に示す３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス（以下、第一撮像シーケンスという）と図４（ｂ）に示すＢｅａｍＳａｔパルス付きの３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス（以下、第二撮像シーケンスという）は、どちらかを先行して実行してもよいし、繰り返し数の第一撮像シーケンスの繰り返しの合間に、第二撮像シーケンスを適宜挟みこんで実行してもよい。
【００３１】
最終的に両方の撮像シーケンスで、それぞれ設定したエンコード数の（加算がある場合には加算数倍の）エコー信号を収集し、計測（Ｓ３０１）を完了する。
【００３２】
次に画像処理部２０が、エコー信号からなる３Ｄ−ｋ空間データを用いて、それぞれの画像を作成するとともに、２つの画像の差分を取り、差分画像を作成する（Ｓ３０２〜Ｓ３０５）。画像処理部２０による処理は、必ずしも全ての計測が完了するのを待つ必要はなく、例えば、２つの撮像シーケンスのうち、一つの撮像シーケンス（例えばＢｅａｍＳａｔパルス無し３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンス）のエコー信号収集が完了していたならば、その時点でｋ空間データの画像再構成を行うことも可能である。
【００３３】
ステップＳ３０２では、ＦＴ変換部２１が、第一撮像シーケンスで得た３Ｄ−ｋ空間データを３Ｄ−逆フーリエ変換し、３Ｄ−画像データ（画像１）とする。
【００３４】
ステップＳ３０３では、ＣＳ演算部２２が、アンダーサンプリングした第二撮像シーケンスで得た３Ｄ−ｋ空間データの復元を行う。ＣＳ演算部２２は、次式に従い、データの復元を行う。
【数１】
2020069329.tif 000003
式（１）において、ＩｗｏＳＡＴ、ＩｗＳＡＴは、それぞれ、第一撮像シーケンスで得た画像（画像１）、第二撮像シーケンスで得た画像（画像２）であり、Ｆｕはフーリエ変換（画像データから計測空間データへの変換）を表し、ｙは第二撮像シーケンスで得た３Ｄ−ｋ空間データ（計測データ）である。λは第２項の係数である。
【００３５】
式（１）で表されるデータ復元は、計測データｙと復元されたデータとの差（Ｌ２ノルム）を最小化する際に、正則化項として、画像１と画像２との差のＬ１ノルムを最小化する項を加えたものである。
【００３６】
データ復元の具体的な処理は、図７に示すような、繰り返し演算となる。すなわち、第二撮像シーケンスでアンダーサンプリングされた計測データ（ｙ）７０−２を逆フーリエ変換し（Ｓ７０１）、実空間データ（ＩｗＳＡＴ）７２とする。次にこの実空間データ７２と、ステップＳ３０２で得た第一撮像シーケンスの画像データ（ＩｗｏＳＡＴ）７１とを差分し（Ｓ７０２）、差分データ７３を得る。この差分データ７３についてＬ１ノルムの最小化を行う（Ｓ７０３）。
【００３７】
Ｌ１ノルム最小化後の差分データ７４に対し、Ｓ７０２の逆演算を行う（Ｓ７０４）。即ち、差分データ７３がδ１（＝画像１−画像２）であり、処理後の差分データ７４をδ２とするならば、逆演算は、画像１からδ２を引く演算（画像１−δ２）となる。こうして得た実空間データ７５をフーリエ変換し（Ｓ７０５）、ｋ空間データ７６（ＦｕＩｗＳＡＴ）に戻す。
【００３８】
次の繰り返しでは、このｋ空間データ７６を、計測データ７１に置き換えて同様の演算を行う。繰り返しは、予め決めた回数行ってもよいし、データ７６について終了を判定するための閾値を設定しておき、閾値に達した時点で繰り返しを終了してもよい。以上の処理により、復元されたｋ空間データ即ち第二の撮像シーケンスにおいてフルサンプリングしたｋ空間データに相当するｋ空間データ（復元後データ）が得られる。
【００３９】
次にステップＳ３０４では、ＦＴ変換部２１が、復元後のｋ空間データを３Ｄ−逆フーリエ変換し、３Ｄ−画像データを得る。最後にステップＳ３０５で、第一撮像シーケンスで得た画像（画像１）とステップＳ３０４で得た画像との差分を取り、血管像を作成する。第二撮像シーケンスのＢｅａｍＳａｔパルスが、例えば、左頚動脈の血流スピン信号を抑制するプリサチュレーションパルスであれば、左頚動脈から脳の右半分に流れる血流からの信号が抑制され、脳の左側血管が高コントラストで描出された血管像が得られる。その逆も同様である。
【００４０】
得られた画像データは、例えば、記憶装置３１に格納され、表示画像として表示装置３３に表示される（Ｓ３０６）。
【００４１】
なお受信用ＲＦコイル１４として複数の感度分布の異なる小型受信コイルを用いた場合には、撮像ステップ（Ｓ３０１）において小型受信コイル数に応じた間引き率で間引き撮像を行い、画像再構成ステップ（Ｓ３０２、Ｓ７０１）において、計測データを画像データに変換する際に、受信コイルの感度分布を利用したパラレルイメージング法による演算を行い、画像再構成することも可能である。
【００４２】
＜実施例＞
図４に示す３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンスを用い、ＢｅａｍＳａｔを用いない計測と用いる計測とを実施して、作成した差分画像を図８（ａ）に示す。３Ｄ−ＴＯＦパルスシーケンスの撮像条件は、ＦＯＶ：２２０ｍｍ、ＴＲ：２３．８ｍｓｅｃ、ＴＥ：３．３ｍｓｅｃ、ＦＡ：１５度、スライスエンコード数：６０、位相エンコード数：２２４、とし、ＢｅａｍＳａｔ付きの第二の撮像シーケンスの間引き率は１／５とした。第二の撮像シーケンスで取得した計測データを、上述した式（１）に従って、繰り返し回数を２０回として復元し、画像再構成し、これをフルサンプリングして得たＢｅａｍＳａｔ無しの計測で得た画像と差分したものが図８（ａ）に示した画像である。
【００４３】
また参考例として、第二の撮像シーケンスをフルサンプリングした場合の差分画像を図８（ｂ）に示す。参考例の画像との比較からわかるように、図８（ａ）の画像では、フルサンプリングした場合とほぼ同様のコントラストで、脳の片側の血管が描出されている。また撮像時間は、図８（ｂ）の画像の撮像時間が５分２０秒であるのに対し、図８（ａ）の画像の撮像時間は１分４秒であり、約４分１６秒短縮することができた。
【００４４】
以上、説明したように、本実施形態によれば、プリサチュレーション付きの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスで取得した画像とプリサチュレーション無しの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスで取得した画像との差分を取って血管画像を作成する際に、プリサチュレーション付きの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスをアンダーサンプリングするとともに、その計測データを、ＣＳ技術を用いて復元することにより、全体としての撮像時間を大幅に短縮することができる。またＣＳ技術の適用において、プリサチュレーション付きの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスで取得した画像とプリサチュレーション無しの３Ｄ−ＴＯＦシーケンスで取得した画像とが、血管部分を除けばほぼ等しく、それらの差分画像のスパース性が高いことを利用して、スパース空間でのＬ１ノルムを最小化するので、倍速率を高めるとともにデータ復元の精度を高めることができ、精度のよい差分画像を高速で得ることができる。
【００４５】
＜変形例１＞
第一実施形態では、差分画像自体のスパース性を利用してＣＳ演算を行うので、通常のＣＳ演算で必須となるスパース空間へのデータ変換、例えばウェーブレット変換等、は不要であるが、式（１）の項に加えて、スパース変換項や画像上の全変動ＴＶ（Ｔｏｔａｌ  Ｖａｒｉａｔｉｏｎ）を最小化する項などを追加してもよい。これらは一方のみを追加してもよいし、両方を追加してもよい。例えば、両方を追加する場合、式（１）は次式（２）のようになる。
【００４６】
【数２】
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式（２）中、第三項は、ウェーブレット変換Ψ等により変換した後のスパース空間データについてＬ１ノルムを最小化する項、第四項は画像上の全変動（ＴＶ：Ｔｏｔａｌ  Ｖａｒｉａｔｉｏｎ）あるいはそのＬ１ノルムを最小化する項である。λ１〜λ３はそれぞれ正則化項の重みを決める係数である。
正規化項を増やすことにより演算時間は長くなるが、復元の精度をより高めることができる。
【００４７】
＜変形例２＞
第一実施形態では、第一の撮像シーケンスと第二の撮像シーケンスを行う順序については特に限定しないものとしたが、第一の撮像シーケンスの繰り返しの間に、第二の撮像シーケンスを実行してもよい。第一の撮像シーケンス実行中に、入れ子状に第二の撮像シーケンスを実行する計測の例を図９に示す。なお図９に示すＴＲは、図４に示す撮像シーケンスのＴＲに相当する。図９では図４のパルスシーケンスのうち、ＲＦパルスのみを示し、それ以外のパルスと信号収集については省略している。
【００４８】
図９の例では、各スライスエンコードにおいて、第一の撮像シーケンスのＮ回（ここでは４回）のＴＲ毎に、第二の撮像シーケンスの１回のＴＲを挿入した例であり、第一の撮像シーケンスのＮ回のＴＲに対し、第二の撮像シーケンスは１回のＴＲが実行される。第二の撮像シーケンスの倍速数に応じて、連続する第一の撮像シーケンスの繰り返し数を変更してもよいし、第一の撮像シーケンスの繰り返し（ＴＲ）の間に挿入する第二の撮像シーケンスの繰り返し数を１より多くしてもよい。
【００４９】
本変形例によれば、第一の撮像シーケンスと第二の撮像シーケンスとが、実質的に同じ計測時間内に実行されるので、２つの撮像間の体動の影響を低減することができ、体動による差分画像の劣化を防止できる。
【００５０】
＜第二実施形態＞
第一実施形態では、３Ｄ−ＴＯＦシーケンスを用いて血管撮像を行ったが、本実施形態では、撮像シーケンスとしてＡＳＬシーケンスを用いる。ＡＳＬシーケンスでは、特定の血管を流れる血流スピンを予め識別可能にする予備パルスを印加して、血管撮像シーケンスを実行して画像を取得し、予備パルスを印加しないで実行した同じ血管撮像シーケンスで得た画像（コントロール）との差分を取り、血管画像を作成する。例えば、脳血流画像を作成する場合、頚動脈を含む領域を選択して、スピンをラベルする予備パルスを印加し、予備パルスによりラベルされた血流スピンが脳に到達する時間を待って脳を選択して血管撮像シーケンスを実行する。予備パルスとしてはスピンを反転するＩＲパルスが一般的である。ラベリングする領域の選択は、頚動脈を含む領域のスライス選択や、頚動脈のみを選択する柱状領域選択でもよい。
【００５１】
血管撮像シーケンスとしては、ＦＳＥ（Ｆａｓｔ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ）シーケンスを採用することができる。また第一実施形態と同様のＴＯＦシーケンスを採用してもよい。
【００５２】
本実施形態においても、撮像の流れは図３に示す第一実施形態のステップと同様であり、ＡＳＬシーケンス（予備パルスを伴う撮像シーケンス）をアンダーサンプリングし（Ｓ３０１）、ＡＳＬシーケンスにより得た画像とコントロール画像との差分を用いて、ＣＳ演算により、差分のＬ１ノルムを最小化するようにＡＳＬシーケンスの計測データを復元する（Ｓ３０２、Ｓ３０３）。復元された計測データを用いてＡＳＬシーケンスの画像（復元後の画像）を作成し、コントロール画像との差分を取り、血管画像とする（Ｓ３０４、Ｓ３０５）。ＣＳ演算に用いられる差分データは、第一実施形態と同様にスパース性の高いデータであるので、ＣＳ演算において良好な復元結果を得ることができる。
【００５３】
本実施形態によれば、予備パルスの印加後に到達時間を待つ必要があるため計測時間が長くなるＡＳＬシーケンスをアンダーサンプリングすることで、計測時間の短縮を図ることができ、しかも計測データの復元をコントロール画像との差分を利用したＣＳ演算で行うことで、画質の良好な血管画像を得ることができる。
【００５４】
本実施形態においても、第一実施形態の変形例と同様の変形例を採用することも可能である。また第一実施形態及び第二実施形態では、差分画像を作成する撮像の例として、プリサチュレーションパルスを用いた撮像、ＡＳＬパルス（予備パルス）を用いた撮像をそれぞれ説明したが、本発明は、これらに限定されず、二つの撮像により得た画像の差分が高いスパース性を持ち、且つ最終的に差分画像を取得する撮像であれば、本発明を適用することが可能である。
【００５５】
＜画像処理装置の実施形態＞
以上、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を説明したが、図１のＭＲＩ装置において画像処理部２０が行う機能の一部又は全部を、ＭＲＩ装置から独立した画像処理装置において実現することも可能であり、このようなＭＲＩ装置１００と画像処理装置２００とを含むシステムも本発明に包含される。図１０に画像処理装置の一例を示す。
【００５６】
この画像処理装置２００は、ＭＲＩ装置１００が計測した計測データを取り込み、画像再構成を行い、画像データを出力する。このため、画像処理装置２００は、ＭＲＩ装置１００からのデータを受け付ける受付部２５０を備え、さらに、図２の画像処理部２０と同様に、ＦＴ変換部２１０、ＣＳ演算部（データ復元部）２２０、差分画像作成部２３０を備えている。これら各部の機能は、上述した画像処理部２０と同様である。この場合のＭＲＩ装置１００の画像処理部２０は、一般的なＭＲＩ装置の画像処理の機能と同様であるが、画像処理装置２００の機能を備えていてもよい。
【００５７】
なお図１０には、図２の画像処理部２０の機能全体を実現する画像処理装置を例示したが、画像処理部２０の機能の一部、例えば、ＦＴ変換部２１０、ＣＳ演算部２２０のみを画像処理装置２００で実現し、ＣＳ演算部２２０で復元した計測データをＭＲＩ装置１００に送り、ＭＲＩ装置の画像処理部２０において、画像再構成や差分などの処理を行うことも可能である。
【００５８】
このようなシステムにおいてＭＲＩ装置１００と画像処理装置２００とのデータのやりとりは、有線或いは無線によるデータ送受信手段、或いは可搬媒体など公知の手段が採用可能である。また画像処理装置２００はクラウド等に構築されたものであってもよいし、複数のＣＰＵから構成されるものであってもよい。このように所定の演算機能をＭＲＩ装置とは別のモダリティで実現することにより、ユーザの自由度が増し、またＭＲＩ装置内の計算機の負荷を軽減できる。
【符号の説明】
【００５９】
１０：計測部、２０：画像処理部、２１：ＦＴ変換部、２２：ＣＳ演算部（データ復元部）、２３：差分画像作成部、３０：制御部、３１：記憶装置、３２：入力装置、３３：表示装置、１００：ＭＲＩ装置、１５０：計算機、２００：画像処理装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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