(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記撮影手段で検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影手段は異なる撮影パラメータで複数の画像を撮影し、
前記演算手段は、前記複数の画像から、被検体パラメータおよび、磁場強度または照射コイル感度または受信コイル感度のいずれか一つを含む装置パラメータを、信号関数に対する関数フィッティングによって推定し、
前記信号関数は、撮影シーケンス、前記撮影パラメータ、前記装置パラメータおよび前記被検体パラメータが与えられたときに信号を返す関数であり、
前記演算手段は前記推定した装置パラメータの少なくとも一部が異なるパラメータに対する画像を生成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２】
前記演算手段は前記推定した被検体パラメータあるいは装置パラメータ、前記撮影シーケンス、前記撮影パラメータのうちの一部が異なるパラメータを入力とする数値シミュレーションによって画像を生成することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記演算手段は前記推定した被検体パラメータあるいは装置パラメータ、撮影シーケンス、前記撮影パラメータのうちの一部が異なるパラメータに対する信号関数の値を信号として画像を生成することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記信号関数は、数値シミュレーションによって求められた複数の画像の信号値から、補間によって求められ、
前記数値シミュレーションは、前記撮影パラメータ、前記装置パラメータおよび被検体パラメータを入力とし、前記磁気共鳴信号を出力することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記数値シミュレーションは、ブロッホの方程式を解くことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記撮影パラメータは、繰り返し時間、高周波磁場の強度、高周波磁場の位相のいずれか一つを含むことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記被検体パラメータは、縦緩和時間、横緩和時間、スピン密度、共鳴周波数、拡散係数のいずれか一つを含むことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【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技術に関する。特に、計算によって被検体パラメータを推定する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその平面内における断層像を撮影する医用画像診断装置である。一般的には、撮影面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙとするｋ空間に配置され、逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。
【０００３】
エコーを発生させるための高周波磁場パルスと傾斜磁場パルスは、あらかじめ設定された撮影シーケンスに基づいて印加される。この撮影シーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、スピンエコー(SE)法やグラディエントエコー（ＧＥ）法は、短時間に撮影シーケンスを繰り返してエコーを計測する。一回の磁化の励起につき1個のエコーを計測し、励起ごとに位相エンコード傾斜磁場パルスの強度を変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコーを計測する方法である。
【０００４】
MRIの画像のピクセル値は、この撮影シーケンスと、撮影シーケンスの視野や繰り返し時間などからなる撮影パラメータ、被検体の磁化密度や緩和時間などの被検体パラメータによって決まる。
【０００５】
例えば、GE系の一つであるFLASHのピクセル値(ここでは横磁化強度Mxy)は磁気共鳴現象の基礎方程式であるブロッホの式の解として以下の式で表される。
(数式1)
0005449903.tif 000002
【０００６】
ここで、TRとαは撮影パラメータであり、それぞれ繰り返し時間とフリップ角である。また、T1は被検体パラメータの縦緩和時間である。また、SE法では、TRがT1より十分に長い場合に以下の式で表される。
(数式2)
0005449903.tif 000003
【０００７】
ここで、TEは撮影パラメータのエコー時間、T2は被検体パラメータの縦緩和時間である。
【０００８】
MRIの撮影法の一つに、異なる撮影パラメータを用いて複数の画像を撮影し、ピクセルごとに被検体パラメータを計算で求める方法がある。得られた被検体パラメータをピクセルの値とする画像は計算画像あるいはマップと呼ばれる。   
例えば、SEを用いて被検体パラメータのT2を求める場合には以下のようにする。TRがT1より十分に長いSEでTEを20 msと40 msとして、それぞれ画像A、Bの2枚の画像を撮影する。ピクセルごとに画像Aの値と画像Bの値を数式2に最小二乗法などを用いてフィッティングし、T2を求める。
【０００９】
MRIの画像のピクセル値はこの他に、静磁場分布や高周波磁場(B1)分布、受信コイルの感度分布などの装置パラメータにも依存する。例えば、高周波磁場分布が均一でないと、フリップ角αが空間的に一定でなくなるため、FLASHでは数式1よりピクセル値にも空間的な変化が生じる。この分布はB1マップと呼ばれ、フリップ角を2倍に変えて撮影した2枚の画像から計算するDAM (double angle method, 非特許文献1) を用いて取得するのが一般的である。
【００１０】
一方、数値シミュレーションによって画像を作成する方法がある（特許文献1；特許３４０４１９１）。格子点上にスピンを配置した被検体モデルと撮影シーケンス、撮影パラメータ、装置パラメータを入力とし、磁気共鳴現象の基礎方程式であるBlochの式を解いて磁気共鳴信号を出力する。磁気共鳴信号を画像再構成することにより、与えられた条件での画像を得ることができる。
【００１１】
【特許文献１】特許3404191号
【非特許文献１】Cunningham CH, Pauly JM, Nayak KS, Saturated Double-Angle Method for Rapid B1+ Mapping. Magn. Reson. in Med. 2006;55:1326-1333.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
上述の方法では、撮影パラメータと被検体パラメータあるいは装置パラメータとピクセル値の関係(信号関数)が解析的に求められている必要があるため、適用可能な撮影シーケンスが限定され, 撮影時間や画質に対する制約が大きい。また、上述の方法で得られる画像は、被検体パラメータそのものをピクセル値とした画像であり、定量的な解析に利用するには適している。しかし、医師が診断に用いる画像としては、通常の診断で用いられている画像とコントラストが異なるため、必ずしも適しているとは言えない。
【００１３】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、信号関数が解析的に求められていない撮影シーケンスでも制約なくマップを取得できるようにする技術と、得られた被検体パラメータを診断に適した画像コントラストにする技術を提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明は、信号関数が解析的に求められていない撮影シーケンスにおいても、数値シミュレーションによってその関係を求めることにより、被検体パラメータや装置パラメータの推定を行う。また、得られた被検体パラメータあるいは装置パラメータに、任意の撮影シーケンスと撮影パラメータを用いて数値シミュレーションすることにより、画像を作成する。
【００１５】
具体的には、
静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記撮影手段で検出した磁気共鳴信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置であって、
撮影手段は異なる撮影パラメータで複数の画像を撮影し、
演算手段は前記複数の画像から被検体パラメータあるいは装置パラメータを推定し、
演算手段は前記推定した被検体パラメータあるいは装置パラメータ、撮影シーケンス、撮影パラメータを入力とする数値シミュレーションによって画像を作成する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、使用できる撮影シーケンスの制約がなくなるため、高速撮影法を用いることができるようになる(撮影時間を短縮できる)。
また、診断に最適な画像コントラストを得るための撮影シーケンスや撮影パラメータを撮影時ではなく診断時に選択することができるため、撮影スループットの向上と診断能の向上が期待できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本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し、その繰り返しの説明は省略する。
【００１８】
まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出する送受信コイル１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。送受信コイル１０７は、図では単一のものを示しているが送信コイルと受信コイルとを別個に備えていてもよい。
被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）に載置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、送受信コイル１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号は送受信コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。
【００１９】
シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンス(撮影シーケンス)と呼ばれる。本実施形態のＭＲＩ装置１００では、任意のパルスシーケンスが使用可能である。本実施形態では、一例として図1に示すGEタイプのRF-spoiled GRASSシーケンスが備えられる場合について説明する。
【００２０】
計算機１０９は、RF-SPOILED GRASSシーケンスに従って核磁気共鳴信号（エコー）を計測することをシーケンサ１０４に指示し、計測されたエコーをｋ空間に配置するエコー計測部と、ｋ空間に配置されたエコーから画像を再構成する画像再構成部と、再構成された画像と信号関数から被検体パラメータあるいは装置パラメータを推定するパラメータ推定部を備える。さらに、計測に先立って、RF-SPOILED GRASSシーケンスに従って数値シミュレーションを行って画像を作成し、信号関数を算出する信号関数算出部を備える。これらの各機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。あるいは、信号関数算出部のプログラムは、計算機109以外の計算機で実行され、得られた信号関数を記憶媒体111に格納しても良い。
【００２１】
まず、エコー計測部がRF-SPOILED GRASS撮影を行う際に用いるパルスシーケンス（以下、RF-SPOILED GRASSシーケンスと呼ぶ。）について説明する。図２は、RF-SPOILED GRASSシーケンスのシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。
【００２２】
スライス傾斜磁場パルス201の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス202を照射し、対象物体内のあるスライスの磁化を励起する。次いでスライスリフェーズ傾斜磁場パルス203と磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場205を印加した後、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス206を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）207を計測する。そして最後にディフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス209を印加する。以上の手順を位相エンコード傾斜磁場パルス204と209の強度（位相エンコード量kp）を変化させるとともにRFパルスの位相の増分値を117度ずつ変化させながら(n番目のRFパルスの位相はθ(n) = θ(n-1) + 117nとなる)繰り返し時間ＴＲで繰り返し、1枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーは（ｂ）に示すようにｋ空間上に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像が再構成される。このパルスシーケンスは、Ｔ１（縦緩和時間）を強調した画像が得られる特徴をもつ。
【００２３】
処理の流れを図3に示す。
まず、数値シミュレーションによって信号関数602を作成しておく601。RF-spoiled GRASSで変更可能な撮影パラメータは, FA (フリップ角), TR (繰り返し時間)、TE(エコー時間)、θ (RF位相増分値)である.  このうち, RF位相増分値は, 高速撮影法の一つであるFLASHと同等のT2依存性の少ない画像コントラストが得られるように一般に117度に固定されている。このθを変化させると、画像コントラストのT2依存性が大きく変化する。
RF-SPOILED GRASSの信号関数fsは以下のように表される。
（数式３）
0005449903.tif 000004
【００２４】
ここで、T1、T2、Cs、ρはそれぞれ被検体パラメータの縦緩和時間、横緩和時間、ケミカルシフト、スピン密度である。また、B0、B1、Scはそれぞれ装置パラメータの磁場強度、送信コイルの照射強度、受信コイルの感度である。B1は撮影時にはFAの係数となるため、FAとの積の形にしておく。
【００２５】
被検体パラメータのT1、T2、Csのそれぞれの任意の値に対して撮影パラメータを網羅的に変化させて数値シミュレーションにて信号を作成し、補間により信号関数を作成する。撮影対象のスピン密度ρとB1、Scは一定とする(例えば1とする)。また、B0は撮影に用いる装置の磁場強度(例えば3T)と同じにする。
【００２６】
数値シミュレーションは、格子点上にスピンを配置した被検体モデルと撮影シーケンス、撮影パラメータ、装置パラメータを入力とし、磁気共鳴現象の基礎方程式であるBlochの式を解いて磁気共鳴信号を出力する。被検体モデルはスピンの空間分布(γ, M0, T1, T2, Cs)として与えられる。ここで、γは磁気回転比、M0は熱平衡磁化(スピン密度)、T1とT2はそれぞれ縦緩和時間と横緩和時間である。磁気共鳴信号を画像再構成することにより、与えられた条件での画像を得ることができる。
Blochの式は1階線形常微分方程式であり、次式で表される。
（数式４）
0005449903.tif 000005
【００２７】
ここで、(x, y, z)は3次元の直交座標系を表し、zは静磁場(強度がB0)の向きに等しい。また、(Mx, My, Mz)はスピン、Gx,Gy,Gzはそれぞれ添字方向の傾斜磁場強度、H1は高周波磁場強度、f0は回転座標系の周波数である。
【００２８】
次に、撮影パラメータFA、TR、TE、θを変化させて複数の画像を撮影し603, ピクセルごとの信号値Iをfsにフィッティングして被検体パラメータと装置パラメータ605を推定する604。ただし、装置パラメータは撮影時に自由に制御することが困難であり、また、B1以外は撮影パラメータを変化させただけでは分離できないため、fsを以下のように変数変換したfに対してフィッティングを行う。これによって、被検体パラメータ T1、T2と装置パラメータのB1、被検体パラメータと装置パラメータの積であるΔf0とaを推定する。関数フィッティングには例えば最小二乗法を用いることができる。
（数式５）
0005449903.tif 000006
【００２９】
最後に、被検体パラメータと装置パラメータを用いて画像を作成する607。画像の作成には信号関数fsを用いる。被検体パラメータは通常はそのままで、装置パラメータを目的の値に変更してfsから信号を得る。例えば、B1が均一な状態の画像を作成する場合には、B1 = 1としてfsを計算する。これにより、B1不均一のない画像を得ることができる。また、異なる磁場強度やTR、TEの画像を作成したい場合には、それぞれB0、TR、TEを変化させて信号を計算する。これにより、最適な画像コントラストの画像を得ることができる。
【００３０】
ただし、このとき、与えた装置パラメータに対するfsが601で作成されていない場合には、そのパラメータに対して数値シミュレーションを行い、fsを追加する必要がある。
【００３１】
以上によると、信号関数を数値シミュレーションで構成するため、信号関数が解析的に求められていない撮影シーケンスに対しても、被検体パラメータと装置パラメータを推定することが可能になる。また、計測とは異なる装置パラメータでの画像を信号関数を用いて作成することができるため、高画質・高コントラストの画像を得ることができ、診断能を向上させることが可能になる。
【００３２】
一例として、RF-SPOILED GRASSを用いて1.5TのMRI装置で実際に上述の方法で被検体パラメータのT1と装置パラメータのB1を推定した結果を示す
まず、信号関数を構築するために用いる画像を数値シミュレーションを用いて作成する。被検体モデルは, 図4に示すように, T1, T2に分布をもたせたスピン密度とケミカルシフトはともに均一(ρ = 1、Cs = 0 ppm)のモデルである。T1, T2の分布範囲はそれぞれおおよそヒトと同等の50--3000 ms と30--1500 msとする。分布範囲が広いため, 位置に対する変化を指数関数的にして小さいT1, T2に対する変化率を小さくする。これにより、信号の精度低下を抑えられる。また, 均一なスピン密度分布にはHanning窓をかける。これにより、トランケーションアーチファクトを抑制することができる。計算精度を十分確保するために、リードアウト方向に256個/pixel (FAが10度以下の場合は800個/pixel)、位相エンコード方向に4個/pixelのスピンを配置する。これよりもスピン数が少ないと計算精度が不足して、実機では実際には見られない縞状のアーチファクトが発生する。
【００３３】
この被検体モデルを撮影対象として, FAとTRを以下のように変化させて合計45枚の画像を作成し、この45枚の画像の信号値を用いて3次関数補間により信号関数を構成する。
FA 1, 3, 5, 10, 15, 30, 40, 50, 60度
TR 10, 15, 20, 25, 30 ms
その他の撮影パラメータは、θは117度、TEは5 msのそれぞれ一定とし、画素数 は64x64、 RF Prepは500とする。ここで, RF Prepは、信号計測の前に、信号を計測せずに撮影シーケンスを実行する繰り返し回数であり、スピンをほぼ定常状態にするために必要である。RF-SPOILED GRASSでは、この値を変化させると画像コントラストも変化するため、信号関数作成時とパラメータ推定のための画像撮影時で同じ値にしておく必要がある.また,この値が小さいとT1の長い場合にアーチファクトが発生する.  上記の被検体モデルでは500とすればアーチファクトが発生しない。
【００３４】
装置パラメータは、磁場強度を均一とし、B0 = 1.5 Tとする。
上述のようにして作成した信号関数（図１０）
0005449903.tif 000007
【００３５】
の強度を図5に示す。5種類のT1とT2の組み合わせについて、横軸と縦軸をそれぞれFAとTRとして表示した。
この信号関数を用いて被検体パラメータと装置パラメータを推定する。ここでは、T1とT2が既知のファントムを用いて画像を撮影した場合の推定結果を示す。ファントムは, 図6aに示すように濃度の異なる5種類の塩化ニッケル水溶液である。それぞれのT1, T2値を図6bに示す。
【００３６】
撮影パラメータは以下のとおりである.  FAとTRを変化させて合計12枚の画像を撮影した.
FA 15, 25, 35, 45度
TR 10, 20, 30 ms
θ 117度, TE 5 ms, 画素数 128x128, RF Prep 500
この画像を用いて関数フィッティングによりファントムのT1とB1とaの推定を行う。この場合、フィッティング関数は数5より（図１１−１）
0005449903.tif 000008
【００３７】
となり、関数フィッティグは, 以下の式（図１１−２）で表される相対誤差の最小二乗法により行う。
0005449903.tif 000009
【００３８】
ここで, χは信号関数とファントムのピクセル値の残差の総和、IはFA、TRにおけるピクセル値である。
【００３９】
ファントムの中心付近を通る1ライン上(図7a)における推定結果を図7bに示す。図7bで、横軸は位置、縦軸は各パラメータの値である。また、図7cはT1とT2の推定値の平均値をファントムのT1、T2値とともに示しており、塩化ニッケルの濃度ごとに左側が推定値、右側がファントムの値である。
【００４０】
図7bより、aの値は、視野の中心 (15 mM) が小さくなる傾向を示している。aはスピン密度と受信コイル感度の積である。各濃度の溶液のスピン密度はほぼ等しく、受信コイルの感度は中心が小さくなる傾向にあるためである。また、B1は, $a$とは逆に視野の中心がほぼ1になり周辺で小さくなっている。これは送信コイルの特性と定性的に一致している。T1は, 図7bと図7cより, ほぼファントムのT1値に近い推定値が得られていることがわかる。
【００４１】
なお、この例では、T2の推定値も計算されるため、図7bcにはその結果も示している。図7bcより、T2は濃度によらずほぼ一定の推定値が得られている。これは、θが117度一定のRF-SPOILED GRASSは、画像のピクセル値がT2にほとんど依存しないため、推定が正しく行われていないことを示している。θの値もTR、FAと同様に変化させれば、ピクセル値がT2に依存するようになるため、T2も同時に正しく推定することが可能になる。
【００４２】
最後に、図7bのT1、T2を用いてB1が均一な場合の画像を作成する。ここでは、FAが45度、TRが30 msの場合を作成する。この場合、作成される画像のピクセル値は数3に各パラメータを代入した以下の式（図１１−３）から得られる。
0005449903.tif 000010
【００４３】
図8に、(a)この式のa, B1, T1, T2に図7bの結果を入れた場合の画像、(b)B1が均一(B1 = 1)とした場合の画像、(c)両者の重ね合わせ、(d)もとの撮影画像を示す。図8aは、図8dと比較してほとんど同じ画像になっており、本手法の推定が正しいことが示された。また、図8bは、図8aと比べて、T1の短い左側のファントムは信号が強くなり、T1の長い右側のファントムは信号が弱くなっている。これは、図8bの視野の両端のB1が図8aよりも大きく、それに伴ってFAが大きいということを反映している。このように、B1を不均一の影響を除去した画像が簡単に得られることがわかる。
【００４４】
次に、被検体パラメータとして拡散係数を扱う方法を説明する。この場合も上述と同様に、数値シミュレーションによって信号関数を構築し、拡散強調度を決める撮影パラメータであるb値を変化させて複数の画像を撮影し、関数フィッティングによって拡散係数を推定する。推定した拡散係数を用いてb値の異なる画像を信号関数から作成する。
【００４５】
ここでは、拡散強調撮影法としてＤＷＥＰＩシーケンスを例として説明する。図9は、ＤＷＥＰＩシーケンスのシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場の軸を表す。
【００４６】
まず、ｚ方向のスライス方向傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトン共鳴周波数ｆｈの高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を照射し、対象物体内の、所定のスライスのプロトンを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス２０３と磁化に位相エンコード方向（ｙ方向）の位置情報を付加するためのディフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス２０４を印加した後、１８０度パルス２０８を照射し、リードアウト方向（ｘ方向）の位置情報を付加するためにディフェーズ用リードアウト傾斜磁場２０５と正負交互のリードアウト傾斜磁場パルス２０６を印加しながら複数の磁気共鳴信号（エコー）２０７を計測する。このとき、位相エンコード方向（ｙ方向）の位置情報を付加するために、エコー２０７を計測する毎にブリップ状の傾斜磁場２１０を印加する。
【００４７】
ＭＰＧパルス２１１は１８０度パルス２０８の前後に印加される。ここでは、一例としてリードアウト方向（ｘ方向）に印加する場合を示す。ＭＰＧパルスの印加は、スライス方向、リードアウト方向、位相エンコード方向のいずれであってもよい。ここで、十分な拡散強調を行うためには、強度が大きく印加時間の長いＭＰＧパルスが必要である。
【００４８】
MPGの強度と時間以外の撮影パラメータを固定した場合、DWEPIの信号Iと信号関数fsは以下（図１１−４）のように表されることが知られている。
0005449903.tif 000011
【００４９】
ここで、I0はMPGがない場合の信号、Dは拡散係数、δはMPGパルス一個の印加時間、ΔはMPGパルスの間隔、GはMPGパルスの強度である。bは拡散強調度を示す値である。Gを大きくしてbを大きくすると拡散強調度は大きくなるが、信号が小さくなりSN比が低下する。
【００５０】
次に、撮影パラメータbを変化させて複数の画像を撮影し、ピクセル値IをfsにフィッティングしてDとI0を推定する。関数フィッティングには例えば最小二乗法を用いることができる。
【００５１】
最後に、被検体パラメータD, I0を用いて画像を作成する。画像の作成には信号関数fsを用いる。被検体パラメータは通常はそのままで、装置パラメータbを目的の値に変更してfsから信号を得る。
【００５２】
この方法によれば、例えば、SN比が不足している状態でも大きなbに相当する画像を作成することができる。すなわち、小さいbで複数の画像を撮影してDとI0を求めておき、fsからbの大きな画像を作成することができる。この場合のSN比は、bを大きくして撮影した画像よりも良くなることが期待できる。SN比の高い小さいb値の画像を元にしてb値が大きな画像を作成するからである。
【００５３】
撮影パラメータを固定しない場合のより一般的な信号関数fsは、数3に被検体パラメータとして拡散係数Dを入れ、撮影パラメータとしてbを入れて以下（図１１−５）のように表される。
0005449903.tif 000012
【００５４】
被検体パラメータの任意の値に対して撮影パラメータを網羅的に変化させて数値シミュレーションにて信号を作成し、補間により信号関数を作成する。撮影対象のスピン密度ρとB1、Scは一定とする(例えば1とする)。また、B0は撮影に用いる装置の磁場強度(例えば3T)と同じにする。
【００５５】
拡散係数を含めた磁気共鳴の基礎方程式はBloch-Torreyの式であり、以下（図１１−６）の式で表される。
0005449903.tif 000013
【００５６】
この式を解くことによって数値シミュレーションを行い、信号関数を求めることができる。
【００５７】
次に、撮影パラメータFA、TR、TE、θ、bを変化させて複数の画像を撮影し603, ピクセルごとの信号値Iをfsにフィッティングして被検体パラメータと装置パラメータ605を推定する604。ただし、装置パラメータは撮影時に自由に制御することが困難であり、また、B1以外は撮影パラメータを変化させただけでは分離できないため、fsを以下のように変数変換したfに対してフィッティングを行う。これによって、被検体パラメータ T1、T2、Dと装置パラメータのB1、被検体パラメータと装置パラメータの積であるΔf0とaを推定する。関数フィッティングには例えば最小二乗法を用いることができる（図１１−７）。
0005449903.tif 000014
【００５８】
最後に、被検体パラメータと装置パラメータを用いて画像を作成する。画像の作成には信号関数fsを用いる。被検体パラメータは通常はそのままで、装置パラメータを目的の値に変更してfsから信号を得る。例えば、撮影時とは異なる磁場強度での画像を作成したい場合には、B0を変更してfsを計算する。例えば、3Tで撮影した画像をもとに、より高磁場の7T相当の画像コントラストを作成することが可能になる。高磁場になると、Csによる周波数ずれが大きなるため、スペクトロスコピーの周波数分解能が高くなるなどのメリットがある。また、異なるFAやTR、TEの画像を作成したい場合には、それぞれFA、TR、TEを変化させて信号を計算する。これにより、最適な画像コントラストの画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施形態におけるRF-SPOILED GRASSのシーケンス図とk空間を説明する図である。
【図３】本発明の実施形態における処理フローである。
【図４】本発明の実施形態における信号関数を構築するための数値シミュレーションに利用する被検体モデルを示す図である。
【図５】本発明の実施形態における信号関数の一部を示す図である。
【図６】本発明の実施形態における被検体パラメータ推定対象のファントムとその緩和時間である。
【図７】本発明の実施形態による被検体パラメータの推定結果である。
【図８】本発明の実施形態による装置パラメータを変更して作成した画像である。
【図９】本発明の実施形態おけるDWEPIのシーケンス図である。
【図１０】本発明の明細書に記載の数式を示す図である。
【図１１】本発明の明細書に記載の数式を示す図である。
【符号の説明】
【００６０】
１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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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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