(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、エコー時間(TE)内に印加する傾斜磁場の印加量に応じて、k空間のデータ取得率を決定するデータ取得率決定部と、
設定された撮像条件および前記データ取得率決定部が決定したデータ取得率に従って、パルスシーケンスを作成するシーケンス作成部と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、前記TE内に印加する傾斜磁場であって、位相エンコード傾斜磁場およびスライスエンコード傾斜磁場の少なくとも一方の印加量に応じて印加量が変化するTE内傾斜磁場を備え、
前記データ取得率決定部は、前記スライスエンコード傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場および前記TE内傾斜磁場の合計印加量に応じて、データ取得開始時刻を決定し、前記データ取得率を決定すること
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2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ取得率決定部は、スライスエンコードおよび位相エンコード毎に、前記スライスエンコード傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場および前記TE内傾斜磁場の印加終了時間を計算し、当該計算結果に応じて前記データ取得開始時刻を決定することにより、前記データ取得率を決定すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ取得率決定部は、前記計算した印加終了時間が、予め定めた前記データ取得開始時間より後の場合、当該印加終了時間を前記データ取得開始時間とすること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記TE内傾斜磁場は、GMN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６】
請求項1乃至5のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ取得率決定部は、k空間の高周波領域における前記データ取得率を低周波領域の前記データ取得率よりも低く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７】
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
撮像対象は、流体であって、
前記パルスシーケンスは、前記流体の流速に応じて印加量が変化するクラッシャー傾斜磁場を備え、
前記制御部は、前記撮像対象の流体の流速を決定する流速決定部をさらに備え、
前記データ取得率決定部は、前記流速に応じて定まる前記クラッシャー傾斜磁場の印加量である基準印加量に応じたデータ取得率を基準データ取得率として算出後、位相エンコード方向およびスライスエンコード方向の少なくとも一方に、所望の画質に応じて前記データ取得率に重みを付し、前記データ取得率を決定すること
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7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記クラッシャー傾斜磁場は、撮像面外からの前記流体を抑制し、
前記基準印加量は、前記流速に応じて定まる前記流体の信号値に基づき、所望の抑制率を実現するよう決定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記基準印加量は、前記流速に応じて定まる前記流体の信号値が、所定の値以下となるよう決定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記基準データ取得率は、予め定めたデータ取得時間をTGrとし、前記クラッシャー傾斜磁場を前記基準印加量だけ印加する場合の印加時間と前記予め定めたデータ取得時間TGrとが重なる時間をTaとすると、TaをTGrで除した値として算出されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記重みは、予め設定される前記画質を特定する指標を用い、高周波領域にいくほど、前記クラッシャー傾斜磁場の印加量が低減するよう決定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記重みは、撮像対象の構造を加味して決定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記クラッシャー傾斜磁場の印加量の変化は、撮像対象の構造の厚みに応じた係数で特定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
請求項7乃至13のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記データ取得率決定部は、k空間の高周波領域における前記データ取得率を低周波領域の前記データ取得率よりも高く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１５】
請求項1乃至14のいずれか一項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、前記パルスシーケンスに従った前記エコー信号の計測を、当該パルスシーケンスの繰り返し時間毎に複数回繰り返し、得られた結果を積算するよう制御し、
前記シーケンス作成部は、繰り返し毎に、データ取得領域が変わるよう、リードアウト傾斜磁場を変化させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
磁気共鳴イメージング装置におけるk空間のデータ取得率決定方法であって、
エコー時間(TE)内に印加する傾斜磁場の印加量に応じてデータ取得率を決定するデータ取得率決定ステップを備えること
を特徴とするデータ取得率決定方法。
【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(Magnetic Resonance Imaging；以下、MRI)技術に関し、特に、エコー信号の一部のみをデータ収集する部分エコー法(ハーフエコー法)を用いるイメージング技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
血液のような流体をMRI撮像する場合、画質を改善するため、撮像面外の血液を抑制する手法が用いられる。抑制は、例えば、本撮像のパルスシーケンスの実行に先立ち、プリサチュレーションパルス(以下、プリサチ)と呼ばれるRFパルスを、撮像面外に印加することにより行われる。しかし、プリサチを用いる場合、時間と共に縦磁化が回復するため、血流速が遅い場合、撮像スラブが厚く、プリサチ位置と撮像位置とが離れる場合等に、十分に抑制ができない。【０００３】
これを解決するものとして、血流速に応じた双極性のクラッシャー傾斜磁場、又は180°パルスの前後に血流速に応じたクラッシャー傾斜磁場を印加して血液を抑制する手法がある。例えば、双極性のクラッシャー傾斜磁場については、非特許文献1に示されており、180°パルスの前後に印加する手法については特許文献1に示されている。【０００４】
クラッシャー傾斜磁場は、TE(エコー時間：90°RFパルス(励起RFパルス)から、エコー信号の信号強度が最大となるまでの時間)内に印加する。ところが、クラッシャー傾斜磁場は、血流速度が遅いほど、大きな印加量が必要となるため、T1強調画像取得時のようにTEが短い場合、リードアウト傾斜磁場の印加タイミングと重なり、十分印加できない場合がある。【０００５】
一般に、画像のコントラストは、TEに強く影響される。従って、所望のコントラストを得るためには、TEは維持する必要がある。TEを延長せずに、リードアウト傾斜磁場印加のタイミングを遅らせる手法として部分エコー(ハーフエコー；Half Echo)法がある(例えば、非特許文献1参照)。【０００６】
また、クラッシャー傾斜磁場とは逆に、血流などの動きにより生じた核磁化のディフェーズを補正するため、傾斜磁場を印加して血液の描出能を向上させる手法がある(例えば、非特許文献2参照)。このとき印加される傾斜磁場は、Gradient Moment Nulling(以下、GMN)パルスと呼ばれる。このGMNパルスもTE内に印加される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特許第3434816号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Ray H. Hashemi et al., ”MRI ： The Basics Second Edition. Philadelphia”， Lippincott Williams & Wilkins.(レイ H. ハシェミ. 荒木力(訳)「MRIの基本 パワーテキスト 第2版， 株式会社メディカルサイエンスインターナショナル」)(2004) pp286
【非特許文献２】Ray H. Hashemi et al., ”MRI ： The Basics Second Edition. Philadelphia”， Lippincott Williams & Wilkins.(レイ H. ハシェミ. 荒木力(訳)「MRIの基本 パワーテキスト 第2版， 株式会社メディカルサイエンスインターナショナル」)(2004) pp325-328， pp317
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
クラッシャー傾斜磁場やGMNパルスを十分印加するためには、ハーフエコー法との組み合わせは有効である。また、TE内に何らかの傾斜磁場を印加しない場合であっても、TEの短いパルスシーケンスによる撮像を行う場合、ハーフエコー法は有用である。ハーフエコー法では、信号取得時にk空間の高周波領域のデータを取得しないことでリードアウト傾斜磁場印加のタイミングを遅らせる。このk空間の高周波領域のデータは、画像のシャープさに寄与するため、取得しない帯域の全帯域に占める割合(以下、AMI)に応じて、微細な構造の描出能低下や、全体的な画像のぼけが発生する。【００１０】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、TEの短いシーケンスにおいて、画質の低下を抑え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、目的を達成するために必要な傾斜磁場の印加時間を求め、それに応じて、エコー信号(k空間データ)の最適な取得率を決定する。【００１２】
具体的には、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御部は、撮像条件に基づいてk空間のデータ取得率を決定するデータ取得率決定部と、前記撮像条件と、前記データ取得率決定部が決定したデータ取得率とに従って、パルスシーケンスを作成するシーケンス作成部と、を備え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。【００１３】
また、磁気共鳴イメージング装置におけるk空間のデータ取得率決定方法であって、TE内に印加する傾斜磁場の印加量に応じて前記データ取得率を決定するデータ取得率決定ステップを備えることを特徴とするデータ取得率決定方法を提供する。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、TEの短いシーケンスにおいて、画質の低下を抑えることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】第一の実施形態のMRI装置の機能ブロック図
【図２】(a)は、第一の実施形態のパルスシーケンスを説明するための説明図であり、(b)は、第一の実施形態の変形例のパルスシーケンスを説明するための説明図
【図３】(a)および(b)は、第一の実施形態のデータ取得率決定処理を説明するための説明図
【図４】第一の実施形態の制御部の機能ブロック図
【図５】第一の実施形態の撮像処理のフローチャート
【図６】第一の実施形態のデータ取得率決定処理のフローチャート
【図７】(a)は、従来のハーフエコー法で取得したk空間のデータ配置を、(b)は、本実施形態のハーフエコー法で取得したk空間のデータ配置を説明するための説明図
【図８】(a)は、第二の実施形態のパルスシーケンスを説明するための説明図であり、(b)は、第二の実施形態のパルスシーケンスの変形例を説明するための説明図
【図９】第二の実施形態の制御部の機能ブロック図
【図１０】流速計測シーケンスで取得した流速像を説明するための説明図
【図１１】第二の実施形態の撮像処理のフローチャート
【図１２】第二の実施形態のデータ取得率決定処理のフローチャート
【図１３】(a)は、血流速vと血液信号値SIAとの関係を示すグラフであり、(b)は、クラッシャー傾斜磁場印加量Sと抑制率αとの関係を示すグラフ
【図１４】第二の実施形態のデータ取得率決定処理を説明するためのパルスシーケンス図
【図１５】(a)〜(d)は、k空間におけるデータ放棄率AMIと周波数帯域との関係を説明するための説明図
【図１６】重みを変更した場合の実空間における微細な構造の変化を説明するための説明図
【図１７】第二の実施形態のk空間におけるデータ放棄率AMIの重み付け算出法を説明するための説明図
【図１８】ラインプロファイルの傾きδとβとの関係を示すグラフ
【図１９】3D計測時のk空間におけるデータ放棄率AMIの重み付け算出法を説明するための説明図
【図２０】血管壁の模式図
【図２１】血管壁のk空間におけるプロファイルを説明するための説明図
【図２２】(a)〜(d)は、第二の実施形態の変形例のデータ取得領域を説明するための説明図
【発明を実施するための形態】
【００１６】
＜＜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。
【００１７】
本実施形態では、血流などの動きにより生じた核磁化のディフェーズを補正するGMNパルスを印加して血液の描出能を向上させる撮像(GMN法)において、エコー信号の取得割合を決定し、画質を向上させる。
【００１８】
まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は本実施形態のMRI装置100の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、磁石102と、傾斜磁場コイル103と、高周波磁場(RF)コイル104と、RFプローブ105と、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108と、信号処理部109と、制御部110と、表示部111と、操作部112と、ベッド113とを備える。
【００１９】
磁石102は、被検体101の周囲の領域(検査空間)に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向のコイルで構成され、傾斜磁場電源106からの信号に応じて、それぞれ、検査空間に傾斜磁場パルスを印加する。RFコイル104は、RF送信部107からの信号に応じて検査空間にRFパルスを印加(照射)する。RFプローブ105は、被検体101が発生するMR信号(エコー信号)を検出する。RFプローブ105で受信したエコー信号は、信号検出部108で検出され、信号処理部109で信号処理され、制御部110に入力される。制御部110は、各部の動作を制御するとともに、入力された信号から画像を再構成し、表示部111に表示する。また、ベッド113は被検体が横たわるためのものである。
【００２０】
なお、MRI装置100は、検査空間の静磁場不均一を補正するシムコイルと、シムコイルに電流を供給するシム電源とをさらに備えてもよい。
【００２１】
現在MRIの撮像対象は、被検体101の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起されたプロトン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次元的に撮像する。
【００２２】
撮像時は、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータをフーリエ変換(以下、FT)して1枚の2次元もしくは3次元画像であるMR画像を作成する。
【００２３】
撮像は、制御部110が、予め定められた制御のタイムチャート(パルスシーケンス)に従って上記各部の動作を制御することにより実現される。制御部110は、パルスシーケンスに従って、傾斜磁場電源106、RF送信部107、信号検出部108の動作を制御し、RFパルス、傾斜磁場パルスを印加するとともに、エコー信号を収集する。このとき、RFパルス、傾斜磁場パルスの印加量等は、ユーザが操作部112を介して設定するスキャンパラメータで決定される。
【００２４】
本実施形態では、上述のように、GMN法により撮像を行う。本実施形態で用いるGMN法のパルスシーケンスの一例を図2(a)に示す。本図において、RF/SI、Gs、Gp、Grは、それぞれ、RFパルスおよびエコー信号、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場の軸を示す。
【００２５】
本図に示すように、GMN法では、RFパルス301と、RFパルス301とともに印加するスライス選択傾斜磁場311と、位相エンコード傾斜磁場321と、エコー信号341取得時に印加されるリードアウト傾斜磁場331と、GMNパルス322と、を備える。図2(a)には、GMNパルス322を位相エンコード方向に挿入する場合を例示する。
【００２６】
GMNパルス322は、上述のように、血流などの動きにより生じた核磁化のディフェーズを補正するためにTE内に印加されるパルスであり、位相エンコード方向に移動するスピンの位相ずれが、エコー中心でゼロになるよう印加される。従って、位相エンコード方向のGMNパルス322の印加量(ここでは、印加時間)は、印加される位相エンコード傾斜磁場321の印加量(ここでは、印加時間)に比例する。
【００２７】
GMN法では、1回のTＲ中に、位相エンコード傾斜磁場321の印加量を変えてk空間の各周波数領域に配置するエコー信号341を収集する。このとき、k空間の低周波領域のエコー信号341を収集時は、図3(a)に示すように、位相エンコード傾斜磁場321の印加量は小さく、印加時間を短くできるため、GMNパルス322の印加量も小さく、印加時間は短くなる。一方、k空間の高周波領域のエコー信号341の収集時は、図3(b)に示すように、位相エンコード傾斜磁場321の印加量が大きくなるため、GMNパルス322の印加量も大きくなる。従って、TEが短いパルスシーケンスの場合、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加時間が長くなり、これらの印加時間が、リードアウト傾斜磁場331の印加時間と重なることがある。
【００２８】
このような場合、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時間を予め定めた時刻であるtrs0から、GMNパルス322の印加終了時刻のtpfまで遅らせるハーフエコー法を用いる。
【００２９】
このとき、本実施形態では、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時間を、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の合計印加時間に応じて変更する。ハーフエコー法では、リードアウト傾斜磁場331の印加終了時間は変更しないため、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時間が変化する。エコー信号(k空間データ)は、リードアウト傾斜磁場331の印加期間中取得されるため、k空間のリードアウト方向のデータ取得率が、印加期間に応じて変化する。ここで、データ取得率は、リードアウト方向の、データを取得する帯域の、全帯域に占める割合である。
【００３０】
なお、データ取得率は、リードアウト方向の、データを取得しない帯域の、全帯域に占める割合であるAMIを用いて特定してもよい。AMIは、予め定めたリードアウト傾斜磁場印加時間T0と、リードアウト傾斜磁場印加開始時間を遅らせた分の時間ΔTとにより、以下の式(1)により算出できる。
【００３１】
AMI＝ΔT／T0      (1)
すなわち、AMIは、データ放棄率である。
【００３２】
本実施形態では、データ取得率を、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加期間毎に、可能な限り高める、換言すれば、データ放棄率であるAMIを、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の合計印加時間毎に、可能な限り小さくするよう調整し、画質を向上させる。
【００３３】
これを実現するため、本実施形態の制御部110は、図4に示すように、データ取得率決定部210と、シーケンス作成部220と、撮像部230と、を備える。これらの各部は、制御部110が備えるCPUが、記憶装置に予め保持されたプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。
【００３４】
データ取得率決定部210は、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の合計印加時間毎の、k空間のデータ取得率を決定する。上述のように、GMNパルス322の印加量は、位相エンコード傾斜磁場321の印加量に応じて変化する。従って、本実施形態のデータ取得率決定部210は、位相エンコード毎にk空間のデータ取得率を決定する。本実施形態では、データ取得開始時刻に相当するリードアウト傾斜磁場印加開始時間trsを決定することにより、データ取得率を決定する。位相エンコード軸の傾斜磁場(本実施形態では、位相エンコード傾斜磁場321とGMNパルス322)の合計印加時間と、リードアウト傾斜磁場331の印加時間とが重なる部分を、リードアウト傾斜磁場331の印加時間からカットする。カットする割合は、各位相エンコードで、GMNパルスを印加可能な最小値とする。
【００３５】
具体的には、データ取得率決定部210は、撮像条件、撮像パラメータから、位相エンコード毎に、位相エンコード方向に印加される全傾斜磁場の印加量(印加時間)を算出し、印加終了時間tpfを決定する。そして、決定した印加終了時間tpfに基づき、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsを決定する。
【００３６】
データ取得率決定部210は、例えば、図3(a)に示すように、印加終了時間tpfが、予め定めたリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0より前であれば、そのまま、予め定めたリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0を、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsとする。一方、図3(b)に示すように、印加終了時間tpfが、予め定めたリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0を越える場合、印加終了時間tpfを、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsとする。予め定めたリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0は、撮像条件(撮像パラメータ)として設定されたTE、BW、周波数エンコード数などから定められる。
【００３７】
シーケンス作成部220は、設定された撮像条件と、データ取得率決定部210が決定したリードアウト傾斜磁場印加開始時間trsとを反映し、撮像に用いるパルスシーケンスを作成する。
【００３８】
撮像部230は、シーケンス作成部220が作成したパルスシーケンスに従って、撮像を実行し、画像を得る。
【００３９】
上記各部による本実施形態の撮像処理の流れを、図5を用いて説明する。
まず、データ取得率決定部210は、撮像法、撮像パラメータなど、撮像条件の設定を受け付ける(ステップS1101)。本実施形態では、GMNパルス322を含む、図2(a)に示す本実施形態のパルスシーケンス300を構成する各パルスの印加量の設定を受け付ける。
【００４０】
次に、データ取得率決定部510は、位相エンコード量n毎にデータ取得率を決定するデータ取得率決定処理を行う(ステップS1102)。本実施形態の、このデータ取得率決定処理の出力は、位相エンコードn(nは自然数)毎のリードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻trsnとする。本実施形態のデータ取得率決定処理の詳細は、後述する。
【００４１】
その後、シーケンス作成部220は、設定された撮像条件と、ステップS1102でデータ取得率決定部210が決定した各位相エンコードnのリードアウト傾斜磁場印加開始時刻trsnを用い、パルスシーケンスを作成する(ステップS1103)。
【００４２】
そして、撮像部230は、作成したパルスシーケンスを実行し、画像を取得する(ステップS1104)。具体的には、作成したパルスシーケンスに従って、エコー信号を計測し、k空間に配置し、画像を再構成する。
【００４３】
次に、本実施形態のデータ取得率決定部210によるデータ取得率決定処理の詳細を説明する。図6は、本実施形態のデータ取得率決定処理の処理フローである。ここでは、位相エンコードの全ステップ数をN(Nは自然数)とする。
【００４４】
本実施形態のデータ取得率決定部210は、位相エンコード量n毎に(ステップS1201)、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加終了時間tpfnを計算する(ステップS1202)。
【００４５】
そして、その結果に応じて、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻trsnを決定する。ここでは、データ取得率決定部210は、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加終了時間tpfnと、予め定めたリードアウト傾斜磁場331印加開始時間trs0とを比較し(ステップS1203)、終了時間tpfnが、印加開始時間trs0以前(tpfn≦trs0)であれば、その位相エンコード量nのリードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻trsnを、trs0とする(ステップS1204)。
【００４６】
一方、終了時間tpfnが、印加開始時間trs0より後(tpfn＞trs0)であれば、その位相エンコード量nのリードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻trsnを、tpfnとする(ステップS1205)。
【００４７】
データ取得率決定部210は、以上の処理を、全位相エンコードステップ数Nだけくりかえす(ステップS1206、S1207)。
【００４８】
なお、予め全ての位相エンコード量について印加終了時間tpfnを計算し、その後、それぞれを、印加開始時間trs0と比較するよう構成してもよい。
【００４９】
図3(a)に示すように、k空間の中心(低周波数領域)付近では、位相エンコード傾斜磁場321の印加量が0に近いため、GMNパルス322の印加量もそれに応じて0となる。従って、リードアウト傾斜磁場印加時間T0もカットする必要はない。
【００５０】
一方、k空間の端部(高周波数領域)では、図3(b)に示すように、位相エンコード傾斜磁場321の印加量が大きくなり、それに伴い、GMNパルス322の印加量も大きくなる。従って、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の総印加時間も長くなり、その分、リードアウト傾斜磁場331の印加時間を短くする必要がある。短くした分、データの取得量を減らす。すなわち、AMIの値を大きくする。このとき、減らすのは、高周波数帯域のデータからとする。
【００５１】
ここで、従来のハーフエコー法で取得したk空間のエコー信号配置を図7(a)に、上記ステップS1103で作成したパルスシーケンスに従って取得したk空間のエコー信号配置を図7(b)に示す。これらの図に示すように、従来は、位相エンコード量に係らず、AMIを一定にしている。すなわち、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時間は、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の最大の印加時間に基づいて決定している。従って、図7(a)に示すように、k空間の全周波数領域において、同量のデータしか得られない。
【００５２】
一方、本実施形態の手法によれば、k空間の低周波数領域では、リードアウト傾斜磁場331の印加開始時間を早くに設定する。すなわち、AMIを小さく設定する。従って、図7(b)に示すように、図7(a)に比べて、k空間の、位相エンコード方向の低周波数領域610のデータ取得率を高くすることができる。k空間の高周波数領域620のデータ取得率は同じである。このように、k空間の低周波数領域のデータを増やすことができるため、コントラストを向上させることができ、画質を高めることができる。
【００５３】
なお、上記実施形態では、2次元撮像を例にあげ、位相エンコード方向にGMNパルス等を印加する場合を例にあげて説明したが、これに限られない。3次元撮像で、位相エンコード方向に加え、スライス方向にGMNパルスを印加する場合も、同様である。リードアウト方向と直交する1または2方向にGMNパルス等の傾斜磁場を印加する全てのパルスシーケンスに適用できる。このとき、リードアウト方向に直交する全方向の傾斜磁場印加時間の総計を算出し、それに応じて上記実施形態と同様の手法でリードアウト傾斜磁場印加開始時間を決定すればよい。
【００５４】
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御部は、TE内に印加する傾斜磁場の印加量に応じて、k空間のデータ取得率を決定するデータ取得率決定部と、設定された撮像条件と、前記データ取得率決定部が決定したデータ取得率とに従って、パルスシーケンスを作成するシーケンス作成部と、を備える。そして、前記パルスシーケンスは、TE内に印加する傾斜磁場であって、位相エンコード傾斜磁場およびスライスエンコード傾斜磁場の少なくとも一方の印加量に応じて印加量が変化するTE内傾斜磁場を備え、前記データ取得率決定部は、前記スライスエンコード傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場および前記TE内傾斜磁場の合計印加量に応じて、データ取得開始時刻を決定し、前記データ取得率を決定することを特徴とする。
【００５５】
このとき、前記データ取得率決定部は、スライスエンコードおよび位相エンコード毎に、前記スライスエンコード傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場および前記TE内傾斜磁場の印加終了時間を計算し、当該計算結果に応じて前記データ取得開始時刻を決定することにより、前記データ取得率を決定してもよい。
【００５６】
そして、前記データ取得率決定部は、前記計算した印加終了時間が、予め定めた前記データ取得開始時間より後の場合、当該印加終了時間を前記データ取得開始時間としてもよい。
【００５７】
例えば、データ取得率決定部は、k空間の高周波領域におけるデータ取得率を低周波領域のデータ取得率よりも低くすることができる。
【００５８】
従って、本実施形態によれば、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加量に応じてリードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻が決定される。従って、GMNパルス322の取得時間を確実に確保できる。すなわち、TEの短いシーケンスであっても、位相エンコード毎に必要なGMNパルス322を印加することができる。従って、十分に血液の描出能を向上させることができる。
【００５９】
また、本実施形態では、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加量に応じてリードアウト傾斜磁場331の印加開始時刻が決定されるため、位相エンコード傾斜磁場321およびGMNパルス322の印加量が小さい場合、TEの短いシーケンスであっても、リードアウト傾斜磁場331の印加時間、すなわち、データ取得時間を十分に確保できる。従って、TEの短いシーケンスであっても、十分なGMNパルスを印加でき、かつ、k空間の低周波領域のデータを従来の手法より多く取得することができる。
【００６０】
従って、本実施形態によれば、ハーフエコー法を用い、TE内に所望の目的の傾斜磁場を印加する撮像において、当該目的も十分に達成でき、かつ、低周波領域のデータサンプリング量を増大できるため、十分なコントラストを得ることができる。
【００６１】
また、リードアウト方向と直交する1または2方向に、エンコード用の傾斜磁場に加え、所定の目的の傾斜磁場を印加する場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。例えば、図2(b)に示すように、単純に位相エンコード傾斜磁場やスライスエンコード傾斜磁場以外に、TE内に印加する傾斜磁場がないパルスシーケンス350の場合に適用しても良い。
【００６２】
TEが短い場合、リードアウト方向に直交する方向の傾斜磁場印加量(印加終了時間tfn)と、TEに応じて定まるリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0とを比較し、tfnがtrs0以降の場合、リードアウト傾斜磁場印加開始時刻を、tfnとする。
【００６３】
撮像に用いるパルスシーケンスを、このように構成することで、TEが短い撮像の場合であっても、低周波数領域のデータは十分に取得できる。従って、所望のTEで高いコントラストの画像を得ることができる。
【００６４】
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。第一の実施形態では、TE内に印加する傾斜磁場が、位相エンコード傾斜磁場、スライスエンコード傾斜磁場の印加量に応じて変化する。このため、撮像条件からこれらのエンコード傾斜磁場の印加量に応じてデータ取得率、すなわち、リードアウト傾斜磁場印加開始時刻を決定する。一方、本実施形態では、TE内に印加する傾斜磁場が、位相エンコード傾斜磁場、スライスエンコード傾斜磁場の印加量には影響されない。本実施形態では、このような場合に、画質を向上させるために最適なデータ取得率を決定する。
【００６５】
本実施形態では、TE内に印加する傾斜磁場として、クラッシャー傾斜磁場を例にあげて説明する。クラッシャー傾斜磁場は、血液などの流体を撮像するにあたり、撮像面外からの血液を抑制するために印加される。このクラッシャー傾斜磁場の印加量は、血流速に応じて変わる。
【００６６】
k空間の高周波領域は、画像のシャープさに大きく寄与する。一方、低周波領域は画像の大まかなコントラストに大きく寄与している。そこで、本実施形態では、血流速や、スラブ厚などから必要なクラッシャー傾斜磁場印加量を求め、k空間の周波数領域に応じてリードアウト方向のデータ取得率(前記AMI)とクラッシャー傾斜磁場の印加量とを決定する。なお、クラッシャー傾斜磁場の印加量を決定する血流速は、事前計測、または、プリスキャンにより得る。
【００６７】
本実施形態に用いるMRI装置は、第一の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
【００６８】
まず、本実施形態のパルスシーケンスを説明する。上述のように、本実施形態では、血流速に応じてクラッシャー傾斜磁場を印加することにより、撮像面外の血液を抑制し、画質を改善する。
【００６９】
図8(a)は、本実施形態のパルスシーケンス400の一例である。ここでは、SE(スピンエコー)法を用いる場合を例示する。また、クラッシャー傾斜磁場は、180°パルスの前後に印加するものとする。SE法では、クラッシャー傾斜磁場パルスは3軸方向の少なくとも1軸方向に挿入されればよい。ここでは、一例としてスライスエンコード傾斜磁場軸方向(スライス方向)に印加する場合を例示する。本図において、RF/SI、Gs、Grは、それぞれ、RFパルスおよびエコー信号、スライス選択傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場の軸である。ここでは、位相エンコード軸は図示しない。
【００７０】
本図に示すように、本実施形態のパルスシーケンスは、90°パルス401と、180°パルス402と、90°パルスとともに印加するスライス選択傾斜磁場411と、スライスリフォーカス傾斜磁場412と、180°パルスとともに印加するスライス選択傾斜磁場414と、スライス選択傾斜磁場414の前後に印加されるクラッシャー傾斜磁場413、415と、エコー信号441取得時に印加するリードアウト傾斜磁場431と、を備える。
【００７１】
なお、180°パルス402の前に印加するクラッシャー傾斜磁場413は、図8(b)のパルスシーケンス450に示すようにスライスリフォーカス傾斜磁場412と重畳させて416としても良い。
【００７２】
本実施形態では、事前計測またはプリスキャンにより血流速を決定し、それに基づいて、必要なクラッシャー傾斜磁場413、415の印加量の最大値を決定する。そして、k空間の周波数領域に応じて、クラッシャー傾斜磁場413、415の印加量およびそれに伴うリードアウト傾斜磁場431の印加時間、すなわち、データ取得率、AMIを変更する。ここで、必要なクラッシャー傾斜磁場413、415の印加量の最大値を、クラッシャー傾斜磁場413、415の基準印加量と呼ぶ。
【００７３】
再構成画像のコントラストに影響を与えるのは、k空間の低周波数領域に配置されるエコー信号である。従って、本実施形態では、k空間の低周波数領域に配置されるエコー信号取得時は、クラッシャー傾斜磁場413、415を必要な最大量(基準印加量)印加し、撮像面外の血液を十分抑制し、画像のコントラストを維持する。一方、高周波数領域に配置されるエコー信号は、画像のコントラストに低周波数領域ほど影響を与えない。しかし、画像のシャープさに影響を与える。従って、高周波数領域に配置されるエコー信号取得時は、クラッシャー傾斜磁場413、415の印加を減らし、その分、データ取得割合を上げ、画像のシャープさを維持する。
【００７４】
これを実現するため、本実施形態の制御部110は、図9に示すように、データ取得率決定部510と、シーケンス作成部520と、撮像部530と、に加え、流速決定部540と、を備える。これらの各部は、制御部110が備えるCPUが、記憶装置に予め保持されたプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。
【００７５】
流速決定部540は、注目血管内の血流の流速を決定する。具体的には、本撮像の撮像位置と同じ位置を、流速計測シーケンス(代表的にはPhase Contrastシーケンス)で撮像し、流速の分布を表す流速像701を取得する。ここで取得した流速像701の例を図10に示す。そして、流速決定部540は、取得した流速像701において、注目血管702の流速V1を特定する。なお、流速像701は、操作者が経験値からパラメータとして入力するよう構成してもよい。また、MRI装置100が固定値として保持するよう構成しても良い。
【００７６】
本実施形態のデータ取得率決定部510は、第一の実施形態同様、位相エンコード毎のデータ取得率を決定する。本実施形態においても、第一の実施形態同様、リードアウト傾斜磁場331の印加終了時刻は固定されているため、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsを決定する。
【００７７】
シーケンス作成部520は、第一の実施形態同様、設定された撮像条件と、データ取得率決定部510が決定したリードアウト傾斜磁場印加開始時間trsとを反映し、撮像に用いるパルスシーケンスを作成する。
【００７８】
撮像部530は、シーケンス作成部220が作成したパルスシーケンスに従って、撮像を実行し、画像を得る。
【００７９】
次に、これらの各部による、本実施形態の撮像処理の流れを、図11を用いて説明する。
【００８０】
まず、制御部110は、撮像法、撮像パラメータなど撮像条件の設定を受け付ける(ステップS2101)。本実施形態では、クラッシャー傾斜磁場パルスを除く、図8(a)または図8(b)に示す本実施形態のパルスシーケンス400、450を構成する各パルスの印加量の設定を受け付ける。
【００８１】
次に、流速決定部540は、流速計測シーケンスで本撮像の撮像位置の撮像を実行し、注目血管702の流速V1を算出する(ステップS2102)。
【００８２】
次に、データ取得率決定部510は、血流速V1に基づいて、位相エンコード毎のデータ取得率を決定するデータ取得率決定処理を行う(ステップS2103)。本実施形態の、このデータ取得率決定処理の出力は、位相エンコードn毎のリードアウト傾斜磁場431の印加開始時刻trsnである。本実施形態のデータ取得率決定処理の詳細は、後述する。
【００８３】
その後、シーケンス作成部520は、設定された撮像条件と、ステップS2103でデータ取得率決定部510が決定した各位相エンコードnのリードアウト傾斜磁場印加開始時刻trsnを用い、パルスシーケンスを作成する(ステップS2104)。
【００８４】
そして、撮像部530は、作成したパルスシーケンスを実行し、画像を取得する(ステップS2105)。具体的には、作成したパルスシーケンスに従って、エコー信号を計測し、k空間に配置し、画像を再構成する。
【００８５】
次に、本実施形態のデータ取得率決定部510によるデータ取得率決定処理の詳細を説明する。図12は、本実施形態のデータ取得率決定処理の処理フローである。
【００８６】
まず、データ取得率決定部510は、流速決定部540が決定した血流速を用い、必要なクラッシャー傾斜磁場印加量である基準印加量を決定する(ステップS2201)。決定した基準印加量と、TEとから、クラッシャー傾斜磁場を基準印加量印加する際のリードアウト傾斜磁場431の印加開始時刻を決定する。そして、このときの、AMIを算出する(ステップS2202)。クラッシャー傾斜磁場を基準印加量印加する際の、リードアウト傾斜磁場431の印加開始時刻を基準印加開始時刻、AMIを基準AMIと呼ぶ。
【００８７】
そして、データ取得率決定部510は、基準AMIと、予め定めたエッジ描出能の係数Qとを用い、位相エンコード毎のAMIの変化のさせ方(以下、重みと呼ぶ)を決定する(ステップS2203)。そして、データ取得率決定部510は、決定した重みに従って、位相エンコードn毎に実際に印加するクラッシャー傾斜磁場印加量(実印加量)と、実印加量を実現可能なリードアウト傾斜磁場印加開始時間trsnとを決定する(ステップS2204)。
【００８８】
上記ステップS2201の、基準印加量決定処理における、血流速V1から、必要なクラッシャー傾斜磁場印加量である基準印加量Sを求める具体例を図13(a)および図13(b)を用いて説明する。
【００８９】
血流速V[cm／s]と、血液の信号値SIAとは、TEやスラブ厚などの撮像条件を固定した場合、図13(a)に示すような反比例の関係にある。また、クラッシャー傾斜磁場の印加量S[sec＊T／m]と血液の抑制率α[％]とは、図13(b)に示すような反比例の関係にある。なお、抑制率αは、クラッシャー傾斜磁場を印加する場合の血液の信号値の、クラッシャー傾斜磁場を印加しない場合の血液の信号値に対する割合である。通常は、10％程度に抑制されていれば良い。
【００９０】
まず、データ取得率決定部510は、図13(a)のグラフを示す血流速Vと信号値SIAとの関係式に、算出した血流速V1を代入し、血液の予測信号値SIA(V1)を算出する。
【００９１】
次に、データ取得率決定部510は、血液を抑制するために必要なクラッシャー傾斜磁場印加面積(印加量)S1を算出する。具体的には、上記図13(b)のグラフを示す印加量Sと抑制率αとの関係式に、所望の抑制率α1を代入し、必要な傾斜磁場印加面積S(α1)を算出する。代入する抑制率α1は、例えば、上記10％の値を用いる。なお、α1は経験値を内部的に保持しても良よいし、操作者がパラメータとして入力しても良い。算出した印加量S1を基準印加量とする。
【００９２】
次に、ステップS2202のデータ取得率決定部510による、リードアウト傾斜磁場431の基準印加開始時刻および基準AMIの決定を説明する。
【００９３】
データ取得率決定部510は、基準印加量S1に基づいて、これらの基準印加開始時刻および基準AMIを決定する。図14は、図8に示すパルスシーケンスの関連箇所を抽出したものである。180°パルス402の後に印加されるクラッシャー傾斜磁場415の基準印加量S1を、MRI装置100が印加するために必要な時間(Duration)を451とする。クラッシャー傾斜磁場415がリードアウト傾斜磁場431に重なる帯域452をカットする。すなわち、クラッシャー傾斜磁場415の印加終了時刻を、基準印加開始時刻trsとする。また、重なる時間間隔をTa、リードアウト傾斜磁場431印加時間をTGrとすると、基準AMIはTa／TGrで表される。
【００９４】
次に、ステップS2203のAMIの重みの決定手法を説明する。基準印加開始時刻trsと基準AMIとを決定すると、データ取得率決定部510は、基準印加量S1と、予め定めたエッジ描出能の係数Qとを用い、AMIの重みを決定する。
【００９５】
まず、周波数帯域とk空間におけるAMIの重みとの関係について、図15(a)〜図15(d)および図16を用いて説明する。図15(a)は、k空間の全ての信号を取得する場合、すなわち、AMI＝0[％]の場合(ケース1)の、k空間の様子である。このとき、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsは、予め定めたリードアウト傾斜磁場印加開始時間trs0となる。
【００９６】
図15(b)は、ハーフエコー法を用い、高周波領域の信号を一律A％カットする場合、すなわち、AMI＝A[％]の場合(ケース2)の、k空間の様子である。
【００９７】
図15(c)は、位相エンコード量が0の場合のAMIをA％とし、高周波数領域に向かってAMIが低下するよう、エコー信号を取得する場合(ケース3)のk空間の様子である。
【００９８】
また、図15(d)は、位相エンコード量が0の場合のAMIをA％とし、高周波数領域に向かってAMIが増大するよう、エコー信号を取得する場合(ケース4)のk空間の様子である。また、図16には、これらの各ケースについて、それぞれのk空間データから再構成した画像(実空間)上の微細の構造のエッジ部分のラインプロファイルの変化の様子を示す。なお、図15(b)〜図15(d)では、A％＝25％の場合を示す。
【００９９】
図16に示すように、ケース2のラインプロファイルは、ケース1に比べてブロードになる。一方、高周波領域のAMIを低減したケース3では、プロファイルは改善する。逆に、高周波領域のAMIを増加したケース4では、プロファイルは悪化する。つまり、微細な構造の描出能を改善する場合、図15(c)に示すケース3のように高周波領域のAMIを低減するとよいことがわかる。
【０１００】
本実施形態では、これに鑑み、ケース3のようなAMIの重み付けを実現する。すなわち、位相エンコード量が0の場合、必要なクラッシャー傾斜磁場印加量を全量印加可能な時間に、リードアウト傾斜磁場431の印加を開始し(このときの、AMIを基準AMIとする)、他の領域では、高周波領域にいくほど、クラッシャー傾斜磁場印加量を低減し、同時にAMIを低減させる。
【０１０１】
次に、上記ケース3の重み付けの決定法を説明する。ここでは、k空間のカットする領域を、図17に示すようにk空間に外接する半楕円とする場合について示す。
【０１０２】
楕円のkr方向の半径をΦrとした場合、Φrはクラッシャー傾斜磁場の基準印加量Sを印加可能な最小値、すなわち、上記図14の502(Ta)である。AMIの値Aを用いて表現すると、krの全帯域幅をWkrとした場合、Φr＝A×Wkrである。
【０１０３】
一方、kp方向の半径をΦpとする。全帯域幅をWkpとした場合、半径Φp＝β×Wkpと表すものとする。このとき、βが無限大または無限大に近い場合、半径Φpも無限大となり、ケース2のように重み無し((図15(b))となる。また、β＝1の場合、半径ΦpがWkpとなり、ケース3と同様の重みが付されたもの(図15(c))となる。
【０１０４】
ここで、図16のエッジ部分のラインプロファイルの傾きをδとすると、βとδとの間には、図18に示す関係がある。すなわち、δはβに応じて変化する。
【０１０５】
ここで、AMI＝0[％]場合の傾きをδ0、図15(b)のAMI＝A[％]で重み無し(ケース2)の場合の傾きをδCとする。AMIがA[％]の場合、画質は、δ0からδCの間で改善可能である。ここで、δ0／δ(β)を画質改善の係数(エッジ描出能の係数)Qとする。本実施形態のデータ取得率決定部510は、予め設定されるエッジ描出能の係数Qに従って、δ(β)を決定し、図18に示すβとδCとの関係から、重み付けを特定するβを決定する。なお、Qはシステムが推奨値として保持しても良いし、操作者が入力しても良い。
【０１０６】
本実施形態のデータ取得率決定部510は、決定したβに従って、Φp＝β×Wkpを算出し、位相エンコード量n毎のAMIを決定し、リードアウト傾斜磁場印加開始時間trsnを決定する。また、TEとリードアウト傾斜磁場印加開始時間trsnとから、位相エンコード量n毎のクラッシャー傾斜磁場の実印加量Gcrnを決定する。
【０１０７】
なお、本実施形態では、2D撮像の場合を例にあげて説明したが、3D撮像時も同様である。すなわち、位相エンコードおよびスライスエンコードが0の場合に基準印加量を算出し、それに基づき、基準AMIを決定し、所定のエッジ描出能の係数Qを満たすよう重み付けを行い、位相エンコードおよびスライスエンコード毎のAMIを決定する。重み付けは、図19に示すように、2D撮像時と同様に決定する。
【０１０８】
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、パルスシーケンスに従ってエコー信号の計測を制御する制御部を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御部は、TE内に印加する傾斜磁場の印加量に応じて、k空間のデータ取得率を決定するデータ取得率決定部と、前記撮像条件と、前記データ取得率決定部が決定したデータ取得率とに従って、パルスシーケンスを作成するシーケンス作成部と、を備える。
【０１０９】
そして、撮像対象は、流体であって、前記パルスシーケンスは、前記流体の流速に応じて印加量が変化するクラッシャー傾斜磁場を備え、前記制御部は、前記撮像対象の流体の流速を決定する流速決定部をさらに備え、前記データ取得率決定部は、前記流速に応じて定まる前記クラッシャー傾斜磁場の印加量に応じたデータ取得率を算出後、位相エンコードおよびスライスエンコードの少なくとも一方毎に、所望の画質に応じて前記データ取得率に重みを付し、前記データ取得率を決定することを特徴とする。
【０１１０】
前記基準印加量は、前記流速に応じて定まる前記流体の信号値に基づき、所望の抑制率を実現するよう決定されてもよい。
【０１１１】
また、前記基準データ取得率は、予め定めたデータ取得時間をTGrとし、前記クラッシャー傾斜磁場を前記基準印加量だけ印加する場合の印加時間と前記予め定めたデータ取得時間TGrとが重なる時間をTaとすると、TaをTGrで除した値として算出されてもよい。
【０１１２】
前記重みは、予め設定される前記画質を特定する指標を用い、高周波領域にいくほど、前記クラッシャー傾斜磁場の印加量が低減するよう決定されてもよい。
【０１１３】
例えば、データ取得率決定部は、k空間の高周波領域におけるデータ取得率を低周波領域のデータ取得率よりも高くすることができる。
【０１１４】
画像のシャープさには、k空間の高周波領域が大きく寄与する。一方、低周波領域は画像の大まかなコントラストに大きく寄与する。本実施形態によれば、コントラストに寄与する低周波数領域では、十分なクラッシャー傾斜磁場を印加し、画像のシャープさに寄与する高周波数領域では、AMIを低減し、取得データを増大させる。従って、十分な血液抑制の効果を得ると共に、微細な構造の描出能低下や、全体的な画像のぼけを低減した画像を取得できる。
【０１１５】
本実施形態によれば、撮像対象の流体の流速とk空間の周波数特性とから撮像効率を向上させ、TEが短くハーフエコー法を用いる場合であっても、画質の低下を軽減できる。
【０１１６】
なお、上記実施形態では、位相エンコード傾斜磁場の印加量が0の場合のクラッシャー傾斜磁場の基準印加量を、抑制率αを用いて決定している。しかし、基準印加量の決定手法は、これに限られない。例えば、信号値に換算し、基準印加量を算出しても良い。
【０１１７】
一般に、取得した画像の信号値を用いて解析する場合、血液と他の組織とを判別しやすくするため、血液の信号値がある一定値SI1以下になることが望ましい。従って、信号値に換算して基準印加量を算出する場合、α(S)×SIA(V1)がクラッシャー傾斜磁場を印加した際に予測される血液信号値であるため、SI1＝α(S)×SIA(V1)を満たすSを算出し、クラッシャー傾斜磁場印加面積S1とする。
【０１１８】
また、上記実施形態では、撮像範囲内の注目領域の位置によらず、重み付けを決定しているが、撮像範囲内の特定の組織を考慮して、AMIの重み付けを決定するよう構成してもよい。
【０１１９】
例えば、血管の診断においては、血管内腔、血管壁、など、特定の組織を明確に描出することが重要な場合がある。明確に描出したい組織を、予め特定し、それを考慮して、上記ステップS2203において、AMIの重みを決定するよう構成してもよい。
【０１２０】
微細な構造のぼけを改善する場合、微細な構造物を指定することで、より好適にk空間の重みを決定できる。以下、微細な構造物として血管壁を指定する場合について示す。
なお、構造物の指定は、システムが保持する値としても良いし、操作者が構造物のサイズや名称で指定可能としてもよい。
【０１２１】
図20は、血管壁710を模式的に示した図である。ここでは、血管壁710を、厚みがWxの構造とする。このような構造の組織は、図21に示すように、kx空間では1／Wx毎に0交差点をもつ信号となる。このような信号を、図21の711のような信号の山の位置でカットすると、再構成画像(実空間)においてリップルと呼ばれるアーチファクトが現れやすくなり、結果として微細な構造の視認性を悪くする。逆に712のような0交差点で信号をカットすると、再構成画像(実空間)でリップルは現れにくい。
【０１２２】
従って、上記ステップS2203において、重みを決定するに当たり、ΦrとΦpとを、1／Wxの整数倍に制限すれば、リップルの少ない結果画像を取得することが出来る。
【０１２３】
平均的な血管壁の厚みWxは部位にも依存するが、頸部では1.5[mm]程度である。この場合、ΦrとΦpとを667[m-1]の整数倍に制限すれば良い。
【０１２４】
このように、クラッシャー傾斜磁場の印加量を、高周波領域にいくほど低減するよう変化させるにあたり、この変化を、撮像対象の構造の厚みに応じた係数で特定することにより、上述のように、リップルの少ない結果画像を得ることができる。
【０１２５】
また、撮像視野の大きさをFOVxとした場合、k空間におけるピクセルサイズは1／FOVxとなる。従って、k空間におけるΦrとΦpとの制限を、ピクセル数で指定しても良い。
【０１２６】
上記各実施形態の手法では、画像のぼけが生じる方向及び改善できる方向は、リードアウト方向に限定される。この場合、結果画像は、リードアウト方向にのみ画像のぼけた、異方性をもった画像になる。これを改善するため、例えば、信号を複数回取得して積算する場合、k空間におけるデータ取得割合を低下させる領域を積算毎に変更するよう構成してもよい。この手法の詳細を図22に示す。
【０１２７】
ここでは、信号を取得する度に、信号をカットする領域を変更する。例えば、2回信号を取得して積算する場合、1回目は、上記各実施形態同様、図22(a)に示すように、リードアウト方向の1端部側をカットし、信号を取得する。そして、2回目は、図22(b)に示すように、信号を取得しない領域(カットする領域)を、リードアウト方向の、図22(a)と逆の端部に変更する。なお、図22(b)のような信号の取得は、図22(a)の信号の取得を実現するパルスシーケンスの、リードアウト傾斜磁場Grの極性を反転することで実現できる。
【０１２８】
さらに、リードアウト傾斜磁場Gr221の印加軸を変更しても良い。変更した場合に得られる領域を、図22(c)および図22(d)に示す。これらは、図22(a)および図22(b)の信号取得を実現するパルスシーケンスの、リードアウト傾斜磁場Grと位相エンコード傾斜磁場との印加軸を変更することで実現できる。
【０１２９】
そして、例えば、4回信号を取得して積算する場合、図22(a)、図22(b)、図22(c)、図22(d)、それぞれに示すように信号を取得し、これらを積算し、画像を再構成する。
【０１３０】
このように、繰り返し毎に、信号取得領域が変わるよう、リードアウト傾斜磁場を変化させるようパルスシーケンスを構成し、得られたk空間データを積算し、画像を再構成することにより、それぞれカットされた領域を補完することができ、画像のぼけを低減することができる。またカットされる領域がそれぞれことなるものを積算するため、全体としてカットされる領域は等方的になり、得られる画像のぼけも等方的となる。
【０１３１】
以上説明したように、本発明の各実施形態によれば、TE内に印加される傾斜磁場の印加量に応じて、所望の画質を実現可能なように、部分エコーの取得割合を決定し、k空間のデータ取得率を決定する。従って、流体の撮像において、十分な抑制効果が得られるとともに、ハーフエコーで生じる微細な構造の描出能低下や、全体的な画像のぼけを低減できる。また、複数積算する場合には、描出能の低下する方向を等方的にできる。
【０１３２】
また、上記各実施形態の各部は、MRI装置100が備える制御部110以外で実現されてもよい。例えば、MRI装置100の制御部110とデータの送受信が可能なMRI装置110とは独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。
【符号の説明】
【０１３３】
100  MRI装置、101  被検体、102  磁石、103  傾斜磁場コイル、104  RFコイル、105  RFプローブ、106  傾斜磁場電源、107  RF送信部、108  信号検出部、109  信号処理部、110  制御部、111  表示部、112  操作部、113  ベッド、210  データ取得率決定部、220  シーケンス作成部、230  撮像部、300  パルスシーケンス、301  RFパルス、311  スライス選択傾斜磁場、321  位相エンコード傾斜磁場、322  GMNパルス、331  リードアウト傾斜磁場、341  エコー信号、350  パルスシーケンス、400  パルスシーケンス、401  90°パルス、402  180°パルス、411  スライス選択傾斜磁場、412  スライスリフォーカス傾斜磁場、413  クラッシャー傾斜磁場、414  スライス選択傾斜磁場、415  クラッシャー傾斜磁場、431  リードアウト傾斜磁場、441  エコー信号、450  パルスシーケンス、451  Duration、452  帯域、510  データ取得率決定部、520  シーケンス作成部、530  撮像部、540  流速決定部、610  低周波数領域、620  高周波数領域、701  流速像、702  注目血管、710  血管壁、711  信号の山、712  0交差点
【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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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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