(57)【要約】【課題】磁化率効果を強調するための特別な演算処理を行わず、かつ血液のフローが画像に与える影響を除去し、かつ撮像時間の短い撮像が可能なＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】ＧＥ系ＥＰＩシーケンスを用いて３Ｄ撮像を行い、エコートレインの各エコーにおけるＴＥがそれぞれ異なることを利用して、受信エコーのk空間の配置順序を制御することによって目的領域の磁化率効果を強調する。このようなｋ空間データから、絶対値画像および位相画像のどちらかまたは両方を出力し、必要に応じて最小値投影等の投影処理を行う。【選択図】図２
2011030625.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスの印加と磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段と、磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する画像再構成手段とを備えた磁気共鳴撮像装置であって、
前記計測制御手段は、1回の高周波磁場パルス印加後に、読み出し傾斜磁場の極性を交互に反転させて印加するとともに極性の異なる読み出し傾斜磁場毎に位相エンコード傾斜磁場を印加し、位相エンコードの異なる複数の磁気共鳴信号を計測するエコープラナー法パルスシーケンスを備えるとともに、
前記エコープラナー法パルスシーケンスにおける位相エンコード傾斜磁場パルスを制御し、前記磁気共鳴信号のｋ空間における配置順序を制御するｋ空間配置順序制御手段と、
前記複数の磁気共鳴信号のうち、前記ｋ空間配置順序制御手段により設定された順序に応じて特定されるエコー番号の磁気共鳴信号のエコー時間を、実効エコー時間（実効ＴＥ）に制御するエコー時間制御手段とを備え、
前記画像再構成手段は、ｋ空間に配置された磁気共鳴信号を用いて絶対値画像および／又は位相画像を作成し出力することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記実効エコー時間は、磁化率効果を得るに十分な時間に設定されることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
一つの極性の読み出し傾斜磁場の印加時間（ＩＥＴ）および／または1回の高周波磁場パルス印加後に計測される磁気共鳴信号の数（ＥＴＬ）は、1番目に計測される磁気共鳴信号と最後に計測される磁気共鳴信号との間で、Ｔ２＊減衰により有意な信号強度差が生じる印加時間および／または磁気共鳴信号の数に設定されることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項４】
請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記ｋ空間配置順序制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号が、エコー番号が大きくなるに従い、ｋ空間の低周波領域から高周波領域に向かって配置されるように前記位相エンコード傾斜磁場を制御し、
前記エコー時間制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号のうちエコー番号の最も小さい磁気共鳴信号の取得時間を実効エコー時間とすることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項５】
請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記ｋ空間配置順序制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号が、エコー番号が大きくなるに従い、ｋ空間の高周波領域から低周波領域に向かって配置されるように前記位相エンコード傾斜磁場を制御し、
前記エコー時間制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号のうちエコー番号の最も大きい磁気共鳴信号の取得時間を実効エコー時間とすることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項６】
請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記ｋ空間配置順序制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号が、エコー番号が大きくなるに従い、ｋ空間の一方の高周波領域から他方の高周波領域に向かって配置されるように前記位相エンコード傾斜磁場を制御し、
前記エコー時間制御手段は、前記複数の磁気共鳴信号のうち時間的に中央又は略中央に位置する磁気共鳴信号の取得時間を実効エコー時間とすることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項７】
請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記ｋ空間配置順序および実効エコー時間に関する情報を、前記計測制御手段に入力する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項８】
請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記画像再構成手段は、磁気共鳴信号を用いて作成した位相画像に対し、ハイパスフィルタ効果を持つ処理を施すフィルタ手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項９】
請求項１又は８に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記画像再構成手段は、磁気共鳴信号を用いて作成した絶対値画像および／又は位相画像に対し投影処理を行なう投影処理手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記投影処理手段は、最小値投影を行なうことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁化率効果を強調した画像を撮像するのに適する磁気共鳴撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
あらゆる物質は磁場にさらされると磁化され、その磁化の程度を示すものが磁化率である。脳質、脂肪、筋肉等はそれぞれ磁化率が異なり、その境界において局所的な磁場の歪みを発生させ、磁気共鳴撮像（以下、ＭＲＩと称する）装置において得られる画像に信号低下を生じさせる。これを磁化率効果と呼び、磁化率効果は隣接する組織の磁化率の差が大きいほど強く表れる。
【０００３】
磁化率効果は、エコー時間の長いＴ２＊強調画像において鋭敏に現れるため、これを利用して磁化率の違いを画像化する撮像法が開発されている。例えば、非特許文献１、特許文献１、２には、Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ系（以下ＧＥ系と称する）シーケンスによるＴ２＊強調画像の位相画像を利用して磁化率効果を強調する手法が提案されている。
【０００４】
具体的には、長エコー時間の３Ｄ−ＧＥ系シーケンスで得たＴ２＊強調画像の位相画像から位相変化を選択的に強調する位相マスクを作成し、同じくＴ２＊強調画像の絶対値画像に掛け合わせることで、位相画像に表れる磁化率効果の情報を絶対値画像上に強調して反映する。最終的に、３Ｄ絶対値画像をＭｉｎＩＰ（最小値投影）処理することにより、静脈などの微細な血管を描出する。この際、血液のフローが画像に与える影響を除去するために、スライス、位相、周波数の３軸方向にフローによる位相乱れを戻す傾斜磁場を用いる手法（Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｍｏｍｅｎｔ  Ｎｕｌｌｉｎｇ法、以下ＧＭＮ法と称する）が用いられている。
【０００５】
また特許文献３には、フローによる信号低下を強調するディフェーズパルスを印加することで、磁化率効果とフローによる信号低下を組み合わせて、血管をより強調する手法が提案されている。
【０００６】
ところでＴ２＊強調画像を用いて磁化率効果を画像化する場合、一般的に３Ｄ撮像が広く用いられているが、その撮像時間の長さが臨床普及の課題となっている。非特許文献２にはエコーシフティング法を用いて、ＴＲより実効ＴＥを延ばすことで撮像時間を高速化する手法が開示されている。しかし、Ｔ２＊強調画像はＴＥを長くするほど磁化率効果をより反映した画像となるが、ＴＥを長くする程、撮像時間が延長されるというトレードオフの関係にある。非特許文献２に記載の手法では、ＴＥを長くする程、ＴＲの延長を余儀なくされるため、撮像時間の高速化を達成できない。
【０００７】
一方、ＭＲＩの撮像時間を高速化する手法としてエコープラナー法（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ：ＥＰＩ法）がある。ＥＰＩ法は１つのＲＦ波の照射後、エコートレインと呼ばれる少なくとも２つ以上の振動するリードアウトパルスによって、複数の信号を取得する手法であり、拡散強調イメージングやファンクショナルＭＲＩ（ｆＭＲＩ）に活用されている。非特許文献１ではＥＰＩ法による高速化の可能性に触れており、また非特許文献２では、エコーシフティング法と比較して、３Ｄ−ＥＰＩシーケンスを用いた実験例に触れているが、どちらも詳細には検討されていない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国特許第６６５８２８０号明細書
【特許文献２】米国特許第６５０１２７２号明細書
【特許文献３】特開２００８−９３４１８号公報
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  ５２：６１２−６１８、２００４
【非特許文献２】Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  Ｓｃｉ  ７（２）：７３−７７、２００８
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
非特許文献１等に記載された撮像方法では、磁化率効果の強調のために、位相コントラストを強調するマスクを作る演算が必要である。これは、再構成処理の高速化の制約となるため、演算処理の省略が望ましい。また、フローが画質に与える影響を除去するために、ＧＭＮ法を適用する必要があるが、ＧＭＮ法は傾斜磁場パルスの追加を必須とするため、ｄB／ｄｔ値の上昇等といったシーケンス設計上の制約になる。実用的にはこれらの制約が無い手法が望ましい。
【００１１】
本発明はこのような事情を考慮し、磁化率効果を強調するための特別な演算処理を行わず、かつ血液のフローが画像に与える影響を除去し、かつ撮像時間の短い撮像が可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記の課題を解決する本発明では、ＧＥ系ＥＰＩシーケンスを用いて３Ｄ撮像を行い、エコートレインの各エコーにおけるＴＥがそれぞれ異なることを利用して、受信エコーのk空間の配置順序を制御することによって目的領域の磁化率効果を強調する。このようなｋ空間データから、絶対値画像および位相画像のどちらかまたは両方を出力し、必要に応じて最小値投影等の投影処理を行う。
【００１３】
すなわち本発明のＭＲＩ装置は、高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスの印加と磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段と、磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する画像再構成手段とを備え、前記計測制御手段は、1回の高周波磁場パルス印加後に、読み出し傾斜磁場の極性を交互に反転させて印加するとともに極性の異なる読み出し傾斜磁場毎に位相エンコード傾斜磁場を印加し、位相エンコードの異なる複数の磁気共鳴信号を計測するエコープラナー法パルスシーケンスを備えるとともに、前記エコープラナー法パルスシーケンスにおける位相エンコード傾斜磁場パルスを制御し、前記磁気共鳴信号のｋ空間における配置順序を制御するｋ空間配置順序制御手段と、前記複数の磁気共鳴信号のうち、前記ｋ空間配置順序制御手段により設定された順序に応じて特定されるエコー番号の磁気共鳴信号のエコー時間を、実効エコー時間（実効ＴＥ）に制御するエコー時間制御手段とを備え、前記画像再構成手段は、ｋ空間に配置された磁気共鳴信号を用いて絶対値画像および／又は位相画像を作成し出力することを特徴とする。
【００１４】
実効ＴＥは、磁化率効果を得るに十分な時間に設定される。また一つの極性の読み出し傾斜磁場の印加時間（ＩＥＴ）および／または1回の高周波磁場パルス印加後に計測される磁気共鳴信号の数（ＥＴＬ）は、1番目に計測される磁気共鳴信号と最後に計測される磁気共鳴信号との間で、Ｔ２＊減衰により有意な信号強度差が生じる印加時間および／または磁気共鳴信号の数に設定される。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、受信エコーのk空間の配置順序を制御することによって、長ＴＥによる磁化率効果の強調に加えて、所望の領域について磁化率効果を強調することができる。これにより、磁化率効果を強調するための特別な演算処理を行わず、目的領域について磁化率効果を強調した画像が得られる。また位相画像を出力した場合には、血液のフローが与える影響を除去した画像が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図
【図２】本発明のＭＲＩ装置の動作フローを示す図
【図３】第１の実施の形態におけるパルスシーケンスの一例を示す図
【図４】第１の実施の形態におけるエコートレインとk空間配置順序を示す図
【図５】第１の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合の信号強度変化を示す図
【図６】第１の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の信号強度変化を示す図
【図７】第１の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合の組織コントラストの変化を示す図
【図８】第１の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の組織コントラスト変化を示す図
【図９】第２の実施の形態におけるパルスシーケンスの一例を示す図
【図１０】第２の実施の形態におけるエコートレインとショットによるk空間配置順序を示す図
【図１１】第２の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の信号強度変化を示す図
【図１２】第２の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の組織コントラスト変化を示す図
【図１３】第３の実施の形態におけるパルスシーケンスの一例を示す図
【図１４】第３の実施の形態におけるエコートレインとショットによるk空間配置順序を示す図
【図１５】第３の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の信号強度変化を示す図
【図１６】第３の実施の形態における位相エンコードパルスを考慮しない場合のｋｙ方向の組織コントラスト変化を示す図
【図１７】実施例１の撮像例で（ａ）は絶対値画像、（ｂ）は位相画像
【図１８】実施例２の撮像例で（ａ）は絶対値画像、（ｂ）は位相画像
【図１９】実施例３の撮像例で（ａ）は絶対値画像、（ｂ）は位相画像
【図２０】実施例４の撮像例で（ａ）は絶対値画像、（ｂ）は位相画像
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。このＭＲＩ装置は、静磁場コイル１０２、傾斜磁場コイル１０３、照射コイル１０４及び受信コイル１０５を備えたガントリ１０１と、傾斜磁場コイル１０３、照射コイル１０４及び受信コイル１０５を駆動・制御する計測制御系とから構成されている。
【００１８】
静磁場コイル１０２は、超伝導コイルまたは常伝導コイルを用いて構成され、被検体１１６が置かれる空間に均一な静磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３は互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場を発生する３組のコイルからなり、それぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源１０８、Ｙ軸傾斜磁場電源１０９、Ｚ軸傾斜磁場電源１１０により駆動される。
【００１９】
照射コイル１０４は、送信系１０７に接続されており、被検体１１６の生体組織を構成する原子の原子核にＮＭＲ現象を起こさせる高周波パルス（以下、ＲＦパルスと称する）を所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する。このＮＭＲ現象により放出されるエコー信号を受信コイル１０５が受信する。受信コイル１０５は受信系１０６に接続されている。
【００２０】
計測制御系は、上述した受信系１０６および送信系１０７のほかに、３組の傾斜磁場コイル１０３をそれぞれ駆動するＸ軸傾斜磁場電源１０８、Ｙ軸傾斜磁場電源１０９、Ｚ軸傾斜磁場電源１１０、ＣＰＵ１１１、シーケンサ１１２および操作卓１１３を備えている。操作卓１１３には、グラフィカルユーザーインターフェース（以下ＧＵＩと称する）やＣＰＵ１１１で作成された画像等を表示するディスプレイ１１４が備えられている。
【００２１】
送信系１０７および傾斜磁場電源１０８〜１１０はシーケンサ１１２によって駆動され、所定のパルスシーケンスに従って傾斜磁場およびＲＦパルスを発生させる。
シーケンサ１１２はＣＰＵ１１１により駆動され、ユーザーが設定した撮像パラメータに従ってパルスシーケンスを計算する。パルスシーケンスにおける傾斜磁場は初めスライス、位相、周波数の論理軸で作成し、Ｘ、Ｙ、Ｚの物理軸に変換して各軸の傾斜磁場電源を制御する。論理軸における傾斜磁場は、それぞれ時間を横軸に取ると台形の形状をしたパルスである。
【００２２】
本実施の形態では、３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスが計算され、撮像条件に応じて、位相軸の傾斜磁場の印加タイミングや印加量などが決定される。
【００２３】
受信系１０６はＣＰＵ１１１により駆動され、エコー信号を直交検波するとともにＡ/Ｄ変換し、二系列のデジタルデータとしてＣＰＵ１１１へ送信する。デジタルデータは、ｋ空間と呼ばれる計測空間に配置され、ＣＰＵ１１１は、ｋ空間データに対し補正演算、画像再構成演算、フィルタ処理、投影処理等を行ない、画像を作成し出力する。エコー信号のｋ空間への配置は、エコー信号を計測する際に与えられた各論理軸の傾斜磁場の印加量によって決まる。従ってｋ空間への配置順序は、この傾斜磁場の印加量を制御することにより制御される。
【００２４】
操作卓１１３はディスプレイ１１４にグラフィカルユーザーインターフェース（以下ＧＵＩと称する）を表示しユーザーからの入力を受け付け、目的の画像を得るための撮像条件の入力を受け付け、またユーザーが撮像開始または停止の入力をした際にはＣＰＵ１１１を駆動し撮像のコントロールを行う。
【００２５】
上述した構成のＭＲＩ装置の撮像動作を簡単に説明する。図２に動作のフローの一例を示す。操作卓１１３を介して撮像開始が入力されると、ＣＰＵ１１１は、撮像条件の入力を受け付け（ステップ２０１）、ＣＰＵ１１１より駆動される撮像シーケンスをシーケンサ１１２に計算させる（ステップ２０２）。本実施の形態では、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスを用いた長ＴＥ撮像（磁化率効果を強調するのに十分なＴＥに設定した撮像）が選択され、入力された撮像条件に従いｋ空間配列順序が制御された撮像が行なわれる（ステップ２０３）。撮像条件は、パルスシーケンスのパラメータ（実効ＴＥ、ＩＥＴ、ＴＲ、フリップアングル、計測マトリクスサイズ、スライスエンコード数など）であり、目的とする画像に応じて適宜設定する。なお、各パラメータの入力は、パラメータそのものを入力するのみならず、デフォルトとして設定された値に対し、変更を加えるような条件の入力であってもよい。
【００２６】
計測された受信エコーは、所定のｋ空間配列順序に従いｋ空間に配置される。画像再構成に必要な受信エコーが収集されると、ＣＰＵ１１１は、受信エコー（ｋ空間データ）に対し、フーリエ変換等の画像再構成演算や補正演算、また受信コイルが複数の場合には合成演算などを施し３Ｄ画像データを作成する（ステップ２０４）。３Ｄ画像データには、絶対値画像と位相画像とがあり、画像化しようとする組織の性質に応じて、いずれかの画像或いは両方の画像を作成し、出力する（ステップ２０５）。出力はディスプレイ１１４への表示のほか、記録媒体への出力、遠隔地への転送を含む。またＣＰＵ１１１は得られた３Ｄ画像データに対し、必要に応じて最小値投影、最大値投影などの投影処理を施し、出力する。特に画像の対象が血管や信号強度の小さい組織である場合には、最小値投影が行なわれる。
【００２７】
以上の説明したＭＲＩ装置の構成は、本発明の各実施の形態に共通する構成であり、それを踏まえて、以下、本発明の各実施の形態を説明する。
【００２８】
＜第1の実施の形態＞
本実施の形態は、３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスにおいて、エコー計測順序を、ｋ空間の低周波領域から高周波領域に向かって計測するセントリックオーダーに制御するとともに、第1番目のエコーのエコー時間を実効ＴＥにセットして計測を行なうことが特徴である。本実施の形態は、低空間周波数の信号強度が高く且つ微細構造の磁化率効果を高コントラストで描出するのに適している。例えば、脳の白質と灰色質の描出能が高く且つ静脈が動脈に比べ周囲組織に対する高いコントラストで描出される画像を得ることができる。
【００２９】
本実施の形態で実行される３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスの一例を図３に示す。図中、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆは、スライス、位相、周波数の論理軸に印加する傾斜磁場である（以下、同じ）。図示するように、１つのＲＦパルス３０１の照射後に、スライスエンコードパルス３０２、位相エンコードパルス３０３を印加するとともに、複数の振動するリードアウトパルス３０４を印加し、複数のエコー３０５を発生させる。この際、リードアウトパルスごとに位相エンコード位置を変化させるためのブリップパルス３０６が印加される。
【００３０】
ＥＰＩ法には、１つのＲＦ波でｋ空間を埋める全ての受信エコーを取得する手法（シングルショット法）と、複数のＲＦ波でｋ空間を埋める全ての受信エコーを取得する手法（マルチショット法）があるが、本実施の形態ではマルチショット法を用いる。すなわち、図３で示すパルスシーケンスの、スライスエンコードパルス３０２及び位相エンコードパルス３０３の強度（印加量）を、それぞれ独立に変化させながら、所定の繰り返し時間で繰り返すことにより、ｋ空間の全データを取得する。なお１つのＲＦパルスの照射で得られる受信エコー数をエコートレイン数（ＥＴＬ）と称し、ＲＦ波の照射を繰り返す回数をショット数と称する。
【００３１】
図３に示す３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスは、一般的なＥＰＩのパルスシーケンスとほぼ同じであるが、本実施の形態では、ｋ空間を埋める受信エコーの取得順序（ｋ空間の配置順序）が、ｋ空間の中心（低周波領域）から高周波領域となるように、位相エンコードパルス３０３およびブリップパルス３０６の印加量が制御されており、且つ実効ＴＥが、撮像条件として設定されたＴＥ（例えば画像しようとする組織のＴ２＊）に決定されることが特徴である。さらに、本実施の形態では、周波数領域の強調効果を得るために、ＴＥを長くするのみでなく、受信エコー間でＴ２＊減衰による信号差が大きく発生するように、１つのリードアウトパルスの印加時間すなわち隣接するエコーとエコーとの間の時間（Ｉｎｔｅｒ  Ｅｃｈｏ  Ｔｉｍｅ：ＩＥＴと称する）およびエコートレイン数（ＥＴＬ）を設定する。
【００３２】
傾斜磁場の印加量とは、受信エコーを計測するまでに加えられた傾斜磁場パルスの積分値であり、矩形パルスの場合、印加時間×振幅（高さ）である。通常は、振幅を制御することにより印加量を制御する。またＴ２＊は、横緩和時間Ｔ２に、磁化率効果によって生じる位相拡散を加味したものであり、目的とする組織により異なる。従って実効ＴＥを目的とする組織のＴ２＊と同程度に設定することにより、磁化率効果により信号が消失する領域とそれ以外の領域とを強調して描出することが可能になる。実効ＴＥは、ユーザーが目的とする領域に応じて、操作卓１３のＧＵＩを介して入力する。
【００３３】
上述したようなｋ空間の配置順序において、ｍ番目のショットにおいてｎ番目に発生するエコーに与えられる位相エンコードＰ（ｍ，ｎ）は次式で表される。式中、Ｐ１はｍ番目のショットにおいて位相エンコードパルス３０３によって与えられる位相、Ｐ２はブリップパルス３０６によって与えられる位相である。またはＭはショット数、γは磁気回転比、ＦＯＶは撮像視野を表す。
【数１】
2011030625.tif 000003
式（１）は、第Ｍ/２ショット目のエコートレイン第1番目の受信エコーにおいて位相エンコードＰはゼロであり、第1番目の受信エコー中心が実効ＴＥである。
【００３４】
シーケンサ１１２は、式（１）で示す位相エンコードとなるように傾斜磁場を制御しながら、図３の３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスを実行し、最終的にｋ空間を埋めるデータを得る。上記３Ｄ−ＥＰＩのパルスシーケンスによって得られた受信エコーのｋ空間への配置順の例を図４に示す。説明を簡略にするために、図４では２次元のｋ空間（ｋｘ−ｋｙ空間）を示しているが、実際にはスライス方向（ｋｚ方向）にデータが配置される３Ｄ空間である。また図４では、エコートレイン数が４、ショット数が６４のマルチショット法の場合を示しているが、エコートレイン数およびショット数は図示するものに限定されない。
【００３５】
図示するように、エコートレインの受信エコーは、リードアウト傾斜磁場３０４の極性に対応して、サンプリング方向（ｋｘ方向）を受信エコー毎に反転させながら、ｋｙ方向の中心から端へ、ショット数間隔で格納される。この計測順序（配置順序）はｋ空間の中心から高周波領域へ向かう配置であり、セントリックオーダーと呼ばれる。
【００３６】
ＣＰＵ１１１は、こうして得られたｋ空間データに対し、フーリエ変換等の画像再構成処理を行ない、画像を作成する。ここで得られる画像は、実効ＴＥを磁化率効果が反映されるに十分な長さの時間に設定することにより得られたＴ２＊強調画像であるが、本実施の形態においては、ｋ空間の低周波領域から高周波領域に向かって受信エコーのエコー時間（ＲＦパルス３０２からエコー発生まで）が実効ＴＥより長くなるため、通常のＴ２＊強調画像とは異なる性質を有する。この特徴について説明する。
【００３７】
一般に、Ｔ２＊強調画像における受信エコーの信号強度ＳＩとＴ２＊には式（２）の関係がある。
【数２】
2011030625.tif 000004
位相エンコードパルスによる信号変化の影響を無視すれば、本実施の形態のエコートレインにおける各受信エコーの信号強度はＴ２＊減衰曲線に従って低下していく。図５に位相エンコードパルスを無視した場合の信号強度の変化を示す。
【００３８】
ｋ空間上において、各受信エコーの信号強度の変化は、ｋｙ方向にＴ２＊減衰に従った信号変化となる。例えば、ＥＴＬ＝４、実効ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、計測マトリックス＝５１２×２５６の場合、第1エコーであるｋｙ＝−３２〜３１の信号強度と比較して、第２エコーであるｋｙ＝３２〜６３およびｋｙ＝−６４〜−３３の信号強度は、ＴＥが７ｍｓ長いため、ｅｘｐ（−７／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝６４〜９５およびｋｙ＝−９６〜−６５の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（−１４／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝９６〜１２７およびｋｙ＝−１２８〜−９７の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（−２１／Ｔ２）倍だけ小さくなる。図６に位相エンコードパルスを無視した場合のｋｙ方向の信号強度の変化を示す。図示するように、ｋｙ方向の中心から端に向かって信号強度が低下する。このことは、本実施形態のセントリックオーダーによる信号収集が、画像上における低周波数領域を強調するローパスフィルタ効果を持つことを意味する。
【００３９】
一方、Ｔ２＊強調画像における組織間のコントラストＣＮＲには式（３）の関係がある。
【数３】
2011030625.tif 000005
式（３）中、Ｔ２＊ＡおよびＴ２＊Ｂは、異なる２つの組織Ａ、ＢのＴ２＊である。ＳＩＡおよびＳＩＢは、組織Ａ、Ｂからの信号の信号強度である。
【００４０】
位相エンコードパルスによる信号変化の影響を無視すれば、本実施の形態のエコートレインにおける各受信エコーの組織間コントラストは組織間のＴ２＊減衰の差分曲線に従って上昇していく。図７にＴ２＊減衰の異なる２つの組織Ａ、ＢのＴ２＊減衰曲線と、組織間コントラストの変化を示す。
【００４１】
各受信エコーの組織間コントラストの変化は、ｋ空間上において、ｋｙ方向に組織間のＴ２＊減衰の差分に従った組織間コントラストの変化として表れる。例えば、上記の撮像条件において、第1エコーであるｋｙ＝−３２〜３１の組織間コントラストと比較して、第２エコーであるｋｙ＝３２〜６３およびｋｙ＝−６４〜−３３の組織間コントラストは、ＴＥが７ｍｓ長いため、ｅｘｐ｛−７×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝６４〜９５およびｋｙ＝−９６〜−６５の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛−１４×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝９６〜１２７およびｋｙ＝−１２８〜−９７の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛−２１×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。
【００４２】
この様子を図８に示す。図示するように、ｋｙ方向の組織間コントラストは、ｋｙ方向の中心から端に向かって組織間コントラストが上昇するように変化する。このことは、本実施形態のセントリックオーダーが、画像上における高周波数領域の組織間コントラストを強調する効果を持つことを意味する。
【００４３】
本実施の形態において白質のＴ２＊値を５０ｍｓ、灰白質のＴ２＊値を６５ｍｓとすると、第１エコーから第４エコーの白質の信号強度は第１エコーと比較してそれぞれ１００％、８９％、７６％、６５％の大きさとなり、また第１エコーから第４エコーの白質と灰白質の組織間コントラストは第１エコーと比較してそれぞれ１００％、１０３％、１０７％、１１１％となる。これらの数値が画像上に強調効果として働く。本実施形態の例ではＥＴＬ＝４、ＩＥＴ＝７ｍｓとしたが、ＥＴＬを増やすほど信号強度および組織間コントラストの変化数が増え、ＩＥＴを長くするほど信号強度および組織間コントラストの変化量が大きくなる。すなわち、ＥＴＬとＩＥＴを操作することでユーザーは強調効果の大きさを操作することが可能である。
【００４４】
このように、本実施の形態で得られるｋ空間データは、通常のＴ２＊強調画像に対し、低周波数領域の信号強度が強調され且つ高周波数領域の組織間コントラストが強調されたデータである。従って、画像再構成においては、従来の技術で、磁化率効果を強調するために必須であった処理、即ち絶対値画像に位相画像から抽出した位相強調画像（マスク画像）を掛け合わせるという処理をすることなく、磁化率効果を強調した画像が得られる。特に高周波数領域において組織間コントラストが強調されるので、微細な組織について磁化率効果が顕著に描出される。
【００４５】
次にこのｋ空間データに対し、３Ｄフーリエ変換等の画像処理を施し、３Ｄ画像を再構成する。３Ｄ画像は、絶対値画像及び位相画像のいずれか又は両方を作成する。
【００４６】
受信エコーを直交検波することにより得られるｋ空間データは、実部データと虚部データからなり、実部データを再構成したものが実画像、虚部データを再構成したものが虚画像である。絶対値画像は、実画像と虚画像から画素毎に次式（４）により絶対値を求めて画素値としたものであり、位相画像は、実画像と虚画像から画素毎に次式（５）により位相値を求めて画素値としたものである。
【数４】
2011030625.tif 000006
式中、Ａ（ｉ，ｊ）は絶対値画像、θ（ｉ，ｊ）は位相画像、Ｒ（ｉ，ｊ）は実画像、Ｉ（ｉ，ｊ）は虚画像を示す。
【００４７】
絶対値画像と位相画像のいずれを出力するかは、ユーザーの設定した撮像条件に応じて決定する。ユーザーは、画像化しようとする組織が血流の速い動脈を含むか血流の遅い静脈を含むか等を考慮して、撮像条件を設定する。
【００４８】
一般に、絶対値画像では、速い血流の動脈は血流によるディフェイズによって信号値が下がる。一方、位相画像においては、磁化率差の大きい位置において位相が負に描出されるが、血流の速い位置において位相が０付近で且つランダムな値に描出されるため、血液のフローによる影響を抑制した画像を得ることが可能である。
【００４９】
ＣＰＵ１１１は位相画像を出力する際に、静磁場不均一等の影響により位相画像に表れる緩やかな位相変化を、ハイパスフィルタを掛けることにより除去する。このハイパスフィルタ処理は、ローパスフィルタを掛けた画像を元の画像から差分するといった、ハイパスフィルタ効果を持つ別処理によって代替しても構わない。
【００５０】
さらにＣＰＵ１１１は、ユーザーの設定した撮像条件に応じて、得られた画像に例えば最大値投影（ＭＩＰ）や最小値投影（ＭｉｎＩＰ）などの投影処理を施してもよい。これにより組織の連続した構造を表示することが可能である。特に最小値投影を施すことにより、絶対値画像において低信号および位相画像において負の位相に描出される磁化率差の高い組織を強調して表示することが可能である。
【００５１】
なお以上の説明では、受信コイルの数には言及していないが、受信コイルは単一の受信コイルであってもよいし、複数の小型ＲＦ受信コイルからなるマルチチャンネルＲＦアレイコイルであってもよいし、感度分布の異なる複数の受信コイルを組み合わせたものであってもよい。複数の受信コイルを用いて計測信号を取得した場合には、フーリエ変換による画像作成をコイル毎に実施し、コイル毎の位相画像／絶対値画像を作成し、合成してもよいし、まず計測信号を合成して１つの信号にした後、フーリエ変換による画像作成を行い位相画像／絶対値画像を作成してもよい。いずれの場合にも、投影処理はフーリエ変換後の３Ｄ画像に対し行なわれる。
【００５２】
また感度分布の異なる複数の受信コイルを組み合わせたものを用いた場合には、感度分布を利用してパラレルイメージング法を適用してもよい。パラレルイメージング法では、上述した３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスにおいて、スライスエンコード及び／又は位相エンコードを、撮像視野で決まるエンコード間隔よりも広い間隔とし、撮像時間を短縮する技術である。この場合には、ＣＰＵ１１１は、複数の受信コイルからの計測信号を合成する際に、画像の折り返しを除去する演算を行なう。
【００５３】
本実施の形態によれば、従来の３Ｄ−ＧＥ系シーケンスを用いたＴ２＊強調撮像に対し、信号のｋ空間配置順序（オーダリング）を考慮したＥＰＩパルスシーケンスを組み合わせたことにより、低周波領域を強調するローパスフィルタをかけたのと等しく且つ高周波領域の組織間コントラストを強調した画像を得ることができる。従って従来のような位相マスクの作成や絶対値画像と位相マスクとの掛け合わせ演算等を不要とすることができる。
【００５４】
本実施の形態によれば、特に頭部撮像において、脳の大部分を示す白質と灰白質の描出能が高く、また微細な構造の磁化率効果を高コントラストで描出可能である。
また本実施の形態において位相画像を出力する場合には、血液のフローによる影響を抑える効果が得られる。さらにＥＰＩシーケンスを基本としているので、撮像時間の短縮効果が得られる。
【００５５】
同撮像マトリックス条件にて、ＧＥ系シーケンスを用いた磁化率効果強調撮像法と本実施形態による撮像方法との撮像時間の比較を行うと、撮像時間短縮の効果Ｅは式（６）で表される。
【数５】
2011030625.tif 000007
式中、ＳｃａｎＴｉｍｅは全体の撮像時間、ＴＲはパルスシーケンスの繰り返し時間、Ｓｌｉｃｅ＃及びＰｈａｓｅ＃は、それぞれスライスエンコード数及び位相エンコード数、ＮＳＡは積算回数、ＥＴＬはエコートレイン数であり、それぞれの下付文字はＧＥがＧＥ系シーケンス、ＥＰＩが本実施の形態によるＥＰＩシーケンスであることを示している（以下、同じ）。
【００５６】
式（６）において、ＴＲについて比較すると、本実施の形態では、図３に示すシーケンスパターンに示すように、実効ＴＥが第１エコーの中心にあるため、ＧＥ系シーケンスと同ＴＥ条件では、エコートレイン数に対応してＴＲが延長される。一方、積算回数（ＮＳＡ）については、ＧＥ系シーケンスと同様の信号雑音比を得るには、ＮＳＡＥＰＩを上げる必要がある。これらＴＲ延長およびＮＳＡ増加は撮像時間を延長する要素であるが、エコートレイン数は撮像時間の短縮する要素である。従って、本実施の形態では、リードアウトパルスの印加時間とエコートレイン数を調整することで、撮像時間短縮の効果Ｅの拡大が可能である。また式（６）にＴＥは要素として入っていないが、ＧＥ系シーケンスではＴ２＊強調画像を得るために、十分な長さのＴＥとする必要がある。本実施の形態では、エコートレインを構成する受信エコー間に生じる減衰の効果も利用するため、ＴＥ自体を従来のＧＥ系シーケンスを用いたＴ２＊強調撮像よりも短くすることができ、更なる撮像時間短縮の効果Ｅの増大が可能である。
【００５７】
また、撮像時間を高速化するパラレルイメージング法を併用した場合には、撮像時間短縮の効果Ｅのさらなる増大が可能である。
【００５８】
＜第２の実施の形態＞
本実施の形態においても、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスによりＴ２＊強調撮像を行なうことは第1の実施の形態と同様である。本実施の形態においても、周波数領域の強調効果を得るために、ＴＥを長くするとともに、受信エコー間でＴ２＊減衰による信号差が大きく発生するように、ＩＥＴとＥＴＬを設定する。しかし第１の実施の形態では、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスにおけるｋ空間配置順序がセントリックオーダーであったのに対し、本実施の形態ではｋ空間配置順序をｋ空間の高周波領域から低周波領域に向かうように制御する点が異なる。
【００５９】
本実施の形態において、シーケンサ１１２で計算される３Ｄ計測ＥＰＩシーケンスのパルスパターンを図９に、この場合のｋ空間への配置を図１０に示す。図９において図３と同じ要素は同じ符号で示している。図９及び図１０に示す例でも、エコートレイン数４、ショット数６４のマルチショット法の例を示しているが、エコートレイン数やショット数は任意である。図９のパルスシーケンスでは、図３のパルスシーケンンスと比べて、位相エンコードパルス３０３’とブリップパルス３０６’の印加条件が異なっている。印加条件の詳細は後述する。
【００６０】
図１０に示すように、エコートレインの各受信エコーは、リードアウト傾斜磁場の極性に対応して、サンプリング方向（ｋｘ方向）を受信エコー毎に反転させながら、ｋｙ方向の高周波側端部から中心へ、ショット数間隔で格納される。この計測順序（配置順序）はｋ空間の高周波領域から中心へ向かう配置であり、アンチセントリックオーダーと呼ぶ。
【００６１】
上述したようなｋ空間の配置順序において、ｍ番目のショットにおいてｎ番目に発生するエコーに与えられる位相エンコードＰ（ｍ，ｎ）は次式（７）で表される。式中、Ｐ１（ｍ）はｍ番目のショットにおいて位相エンコードパルス３０３’によって与えられる位相、Ｐ２はブリップパルス３０６’によって与えられる位相である。またはＭはショット数、Ｋは位相エンコード数、γは磁気回転比、ＦＯＶは撮像視野を表す。
【数６】
2011030625.tif 000008
式（７）は、第Ｍ/２ショット目の最後の受信エコーにおいて位相エンコードＰはゼロであり、最後の受信エコー中心が実効ＴＥである。
【００６２】
ＣＰＵ１１１は、こうして得られたｋ空間データに対し、フーリエ変換等の画像再構成処理を行ない、画像を作成する。ここで得られる画像は、実効ＴＥを磁化率効果が反映されるに十分な長さの時間に設定することにより得られたＴ２＊強調画像であるが、本実施の形態においては、ｋ空間の高周波領域から低周波領域に向かって受信エコーのエコー時間が実効ＴＥより長くなるため、通常のＴ２＊強調画像とは異なる性質を有する。この特徴について説明する。
【００６３】
第１の実施の形態において説明したように、エコートレイン各受信エコーの信号強度はＴ２＊減衰曲線に従って低下する。ｋ空間上において、各受信エコーの信号強度の変化を考慮すると、ｋｙ方向にＴ２＊減衰に従った信号変化が表れる。例えば、実効ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、計測マトリックス＝５１２×２５６の場合、第1エコーであるｋｙ＝９６〜１２７およびｋｙ＝−１２８〜−９７の信号強度と比較して、第２エコーであるｋｙ＝６４〜９５およびｋｙ＝−９６〜−６５の信号強度は、ＴＥが７ｍｓ長いため、ｅｘｐ（７／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝３２〜６３およびｋｙ＝−６４〜−３３の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（１４／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝−３２〜３１の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（２１／Ｔ２）倍だけ小さくなる。図１１に位相エンコードパルスを無視した場合のｋｙ方向の信号強度の変化を示す。図示するように、ｋｙ方向の中心から端に向かって信号強度が上昇する。このことは、本実施形態のアンチセントリックオーダリングが、画像上における高周波数領域を強調するハイパスフィルタ効果を持つことを意味する。
【００６４】
一方、各受信エコーの組織間コントラストの変化は、ｋ空間上において、ｋｙ方向に組織間のＴ２＊減衰の差分に従った組織間コントラストの変化として表れる。例えば、上記の撮像条件において、第1エコーであるｋｙ＝９６〜１２７およびｋｙ＝−１２８〜−９７の組織間コントラストと比較して、第２エコーであるｋｙ＝６４〜９５およびｋｙ＝−９６〜−６５の組織間コントラストは、ＴＥが７ｍｓ長いため、ｅｘｐ｛７×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝３２〜６３およびｋｙ＝−６４〜−３３の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛１４×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝−３２〜３１の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛−２１×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。この様子を図１２に示す。図示するように、ｋｙ方向の組織間コントラストは、ｋｙ方向の中心から端に向かって組織間コントラストが低下するように変化する。このことは、本実施形態のアンチセントリックオーダリングが、画像上における低周波数領域の組織間コントラストを強調する効果を持つことを意味する。
【００６５】
ここで、本実施の形態において白質のＴ２＊値を５０ｍｓ、灰白質のＴ２＊値を６５ｍｓとすると、第１エコーから第４エコーの白質の信号強度は第１エコーと比較してそれぞれ１００％、８９％、７６％、６５％の大きさとなり、また第１エコーから第４エコーの白質と灰白質の組織間コントラストは第１エコーと比較してそれぞれ１００％、１０３％、１０７％、１１１％となる。これらの数値が画像上に強調効果として働く。本実施形態の例ではＥＴＬ＝４、ＩＥＴ＝７ｍｓとしたが、ＥＴＬを増やすほど信号強度および組織間コントラストの変化数が増え、ＩＥＴを長くするほど信号強度および組織間コントラストの変化量が大きくなる。すなわち、ＥＴＬとＩＥＴを操作することでユーザーは強調効果の大きさを操作することが可能である。
【００６６】
本実施の形態で得られるｋ空間データは、通常のＴ２＊強調画像に対し、高周波数領域の信号強度が強調され且つ低周波数領域の組織間コントラストが強調されたデータである。従って、画像再構成においては、従来の技術で、磁化率効果を強調するために必須であった処理、即ち絶対値画像に位相画像から抽出した位相強調画像（マスク画像）を掛け合わせるという処理をすることなく、磁化率効果を強調した画像が得られる。特に低周波数領域において組織間コントラストが強調されるので、脳の大部分を占める白質および灰色質の磁化率効果を高コントラストで描出できる。また高周波領域の信号強度が強調されているので能の微細構造に対する描出能が高い。
【００６７】
次にこのｋ空間データに対し、３Ｄフーリエ変換等の画像処理を施し、３Ｄ画像を再構成する。３Ｄ画像は、ユーザーの設定した撮像条件に応じて、絶対値画像及び位相画像のいずれか又は両方を作成し、出力する。位相画像については、血液のフローによる影響を抑制した画像を得ることが可能であること、また静磁場不均一等の影響により位相画像に表れる緩やかな位相変化を除去するために、ハイパスフィルタを掛けるかハイパスフィルタ効果を持つ処理を行なってもよいことは第１の実施の形態と同様である。
【００６８】
また、ＣＰＵ１１１はユーザーの設定した撮像条件に応じて、得られた画像に例えば最大値投影や最小値投影といった投影処理を施すことによって、組織の連続した構造を表示することが可能である。特に最小値投影を施すことにより、絶対値画像において低信号および位相画像において負の位相に描出される磁化率差の高い組織を強調して表示することが可能である。
本実施の形態においても、受信コイルが複数の場合には所定の合成演算やパラレルイメージングを併用することが可能である。
【００６９】
本実施の形態によれば、高周波領域を強調するハイパスフィルタをかけたのと等しく且つ低周波領域の組織間コントラストを強調した画像を得ることができる。本実施の形態は、特に頭部撮像において、脳の微細構造に対する描出能が高く、また脳の大部分を占める白質および灰白質の磁化率効果を高コントラストで描出した画像を得ることができる。
【００７０】
本実施の形態においても撮像時間短縮効果を得られる。同撮像マトリックス条件にて、ＧＥ系シーケンスを用いた磁化率効果強調撮像法と本実施形態による撮像方法との撮像時間の比較を行うと、撮像時間短縮の効果Ｅは式（８）で表される。
【数７】
2011030625.tif 000009
【００７１】
本実施の形態では、図９のシーケンスパターンからわかるように、実効ＴＥが最終エコーの中心にあるため、ＧＥ系シーケンスと同ＴＥ条件では、ＴＲＥＰＩはＴＲＧＥと同値となる。一方、積算回数については、ＧＥ系シーケンスと同様の信号雑音比を得るには、ＮＳＡＥＰＩを上げる必要がある。ＮＳＡ増加により撮像時間が延長する可能性があるが、リードアウトパルスの印加時間とエコートレイン数を調整することで、撮像時間短縮の効果Ｅを増大することができる。ここでエコートレイン数については、ＩＥＴとの積がＴＥより小さくなるという制限があるが、Ｔ２＊強調撮像では、ＴＥは比較的長い時間が設定されるので、最後の受信エコー計測まで（実効ＴＥまで）に多くのリードアウトパルスを実行可能であり、上記制限内で十分に撮像時間短縮の効果Ｅを増大することが可能である。本実施の形態でもパラレルイメージングを併用することにより、撮像時間短縮の効果Ｅのさらなる増大が可能である。
【００７２】
＜第３の実施の形態＞
本実施の形態においても、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスによりＴ２＊強調撮像を行なうことは第1および第２の実施の形態と同様である。しかし第１および第２の実施の形態では、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスにおける信号取得順序がセントリックオーダリング或いはアンチセントリックオーダリングであったのに対し、本実施の形態では信号取得順序をｋ空間の一方の高周波領域から他方の高周波領域に向かうように制御される点が異なる。
【００７３】
本実施の形態において、シーケンサ１１２で計算される３Ｄ計測ＥＰＩシーケンスのパルスパターンを図１３に、この場合のｋ空間への配置を図１４に示す。図１３において図３と同じ要素は同じ符号で示している。図１３及び図１４に示す例では、エコートレイン数５、ショット数５２のマルチショット法の例を示しているが、エコートレイン数やショット数は任意である。
図１３のパルスシーケンスでは、図３のパルスシーケンンスと比べて、位相エンコードパルス３０３”とブリップパルス３０６”の印加条件が異なっている。印加条件の詳細は後述する。
【００７４】
図１４に示すように、エコートレインの各受信エコーは、リードアウト傾斜磁場の極性に対応して、サンプリング方向（ｋｘ方向）を受信エコー毎に反転させながら、ｋｙ方向の高周波側端部から中心を経て他端部へ、ショット数間隔で格納される。この計測順序（配置順序）はｋ空間の一方の（例えば−ｋｙ側の）高周波領域から他方の（例えば＋ｋｙ側の）高周波領域へ向かう配置であり、シーケンシャルオーダーと呼ぶ。
【００７５】
上述したようなｋ空間の配置順序において、ｍ番目のショットにおいてｎ番目に発生するエコーに与えられる位相エンコードＰ（ｍ，ｎ）は次式（９）で表される。式中、Ｐ１（ｍ）はｍ番目のショットにおいて位相エンコードパルス３０３”によって与えられる位相、Ｐ２はブリップパルス３０６”によって与えられる位相である。またはＭはショット数、Ｋは位相エンコード数、γは磁気回転比、ＦＯＶは撮像視野を表す。
【数８】
2011030625.tif 000010
【００７６】
式（９）において、第Ｍ/２ショット目の中央の受信エコーにおいて位相エンコードＰがゼロとなる。したがってエコートレインの中央に位置する受信エコー中心が実効ＴＥである。
【００７７】
ＣＰＵ１１１は、こうして得られたｋ空間データに対し、フーリエ変換等の画像再構成処理を行ない、画像を作成する。ここで得られる画像は、実効ＴＥを磁化率効果が反映されるに十分な長さの時間に設定することにより得られたＴ２＊強調画像であるが、エコートレインの中心の受信エコーのエコー時間が実効ＴＥであることにより、第１および第２の実施の形態の画像とは異なる性質を有する。
【００７８】
図１５に位相エンコードパルスを無視した場合のｋｙ方向の信号強度の変化を、図１６にｋｙ方向の組織間コントラストの変化を示す。図１５に示すように、ｋ空間上における各受信エコーの信号強度の変化については、ｋｙ方向に一端から他端に向かってＴ２＊減衰に従って信号強度が低下する。例えば、実効ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、計測マトリックス＝５１２×２５６の場合、第1エコーであるｋｙ＝７６〜１２７の信号強度と比較して、第２エコーであるｋｙ＝２５〜７５の信号強度は、ＴＥが７ｍｓ長いため、ｅｘｐ（７／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝−２６〜２４の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（１４／Ｔ２＊）倍だけ小さくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝−７７〜−２７の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（２１／Ｔ２）倍だけ小さくなる。同様にして、第５エコーであるｋｙ＝−１２８〜−７８の信号強度は、第１エコーと比較してｅｘｐ（２８／Ｔ２）倍だけ小さくなる。
【００７９】
すなわち、ｋ空間中心について対称な位置の信号は組み合わせた再構成画像においては、信号強度のばらつきが無くなる。すなわち全周波数領域を同程度の信号強度で描出する効果を持つ。
【００８０】
一方、ｋ空間上における各受信エコーの組織間コントラストの変化については、ｋｙ方向の一端から他端に向かって組織間のＴ２＊減衰の差分に従って組織間コントラストが大きく。例えば、上記の撮像条件において、第1エコーであるｋｙ＝７６〜１２７の組織間コントラストと比較して、第２エコーであるｋｙ＝２５〜７５の組織間コントラストは、ＴＥが７ｍｓ短いため、ｅｘｐ｛７×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第３エコーであるｋｙ＝−２６〜２４の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛１４×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第４エコーであるｋｙ＝−７７〜−２７の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛−２１×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。同様にして、第５エコーであるｋｙ＝−１２８〜−７８の組織間コントラストは、第１エコーと比較してｅｘｐ｛−２８×（１／Ｔ２＊Ａ−１／Ｔ２＊Ｂ）｝倍だけ大きくなる。
【００８１】
ｋ空間中心について対称な位置の組織間コントラストを組み合わせた再構成画像においては、組織間コントラストのばらつきが無くなる。すなわち全周波数領域を同程度の組織間コントラストで描出する効果を持つ。
【００８２】
従って、本実施の形態によれば、全周波数領域に対し信号強度、磁化率効果ともに同程度に描出した画像が得られる。特に頭部撮像において、中心エコーのＴＥにおけるコントラストで白質、灰白質および微細構造の描出が可能である。また本実施の形態においても、位相画像において血液のフローによる影響を抑える効果と、撮像時間の短縮が可能である。
【００８３】
同撮像マトリックス条件にて、本実施の形態とＧＥ系シーケンスとを比較した場合の撮像時間短縮の効果Ｅは式（１０）で表される。
【数９】
2011030625.tif 000011
本実施の形態では、図１３のシーケンスパターンからわかるように、実効ＴＥが中心エコーの中心にあるため、ＧＥ系シーケンスと同ＴＥ条件では、エコートレイン数に合わせてＴＲＥＰＩが延長される。また積算回数については、同様の信号雑音比を得るにはＮＳＡＥＰＩを上げる必要がある。ＴＲ延長およびＮＳＡ増加により撮像時間が延長する可能性があるが、リードアウトパルスの印加時間とエコートレイン数の調整に加えて、中心エコーの計測までに（実効ＴＥまでに）エコートレインを追加することにより、撮像時間短縮の効果Ｅを増大することが可能である。特に、長ＴＥ時においては実効ＴＥまでに多くのエコートレインを実行可能であるため、撮像時間短縮の効果Ｅの大幅な増大が可能である。また、本実施の形態でもパラレルイメージングを併用することにより、撮像時間短縮の効果Ｅのさらなる増大が可能である。
【００８４】
以上説明したように、上記各実施の形態によれば、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスにおけるｋ空間配置順序を変えることで、任意の組織のコントラストを強調したり、磁化率効果を強調したりすることができる。また作成する画像として位相画像を用いることにより、血流の影響を抑制した画像を得ることができる。さらに、いずれにおいても、従来のＧＥ系シーケンスを用いたＴ２＊強調撮像法に比べ撮像時間の短縮効果が得られる。
【００８５】
本発明の実施の形態として、ｋ空間配置順序をそれぞれ異ならせて、セントリックオーダー、アンチセントリックオーダー、シーケンシャルオーダーとした実施の形態を説明したが、上記各実施の形態は、それぞれが単独で本発明の一実施の形態をなすものであると同時に、各実施の形態を選択的に実行するように構成されたＭＲＩ装置も本発明の実施形態である。
【００８６】
＜第４の実施の形態＞
以下、本実施の形態の動作を説明する。
まず操作卓１１３を介して撮像開始が入力されると、ＣＰＵ１１１は、撮像条件の入力を受け付け（図２：ステップ２０１）、ＣＰＵ１１１より駆動される撮像シーケンスをシーケンサ１１２に計算させる（ステップ２０２）。撮像条件には、ｋ空間配列順序および出力する画像の種類が含まれ、ユーザーは画像化する組織の性質に応じて、ｋ空間配列順序と画像の種類すなわち絶対値画像又は位相画像又は両者を選択する。例えば、微細な組織における組織間コントラストの高い画像を描出したいときにはセントリックオーダーを、また微細な組織の描出能を高めたいときにはアンチセントリックオーダーを選択する。また血液のフローの影響を抑制した画像を得る場合には位相画像を選択する。このような撮像条件は、磁化率効果を強調した組織が微細組織か否かなどを選択することによりＣＰＵ１１１がｋ空間配列順序を決めるようにしてもよい。
【００８７】
撮像条件が入力されると、入力された撮像条件、ｋ空間配列順序に従い、３Ｄ−ＥＰＩパルスシーケンスを用いた磁化率効果強調撮像が行なわれる（ステップ２０３）。ＣＰＵ１１１は、選択されたｋ空間配列順序に従いｋ空間に配置された受信エコー（ｋ空間データ）に対し、フーリエ変換等の画像再構成演算や補正演算、また受信コイルが複数の場合には合成演算などを施し、選択された種類の３Ｄ画像、絶対値画像および／又は位相画像、を作成し、出力する（ステップ２０４、２０５）。またＣＰＵ１１１は得られた３Ｄ画像データに対し、ユーザーの指示に応じて最小値投影、最大値投影などの投影処理を施し、出力する。
【００８８】
ユーザーは必要に応じて、ＴＥなどの撮像条件や、ｋ空間配置順序あるいは出力する画像の種類を変えて、上記ステップ２０１〜２０５を繰り返す。
本実施の形態によれば、ユーザーが目的とする組織の性質に応じて、その組織のコントラストを強調したり、磁化率効果を強調したりすることができる。
【００８９】
以上、本発明の実施の形態を説明したが、これら実施の形態で説明した構成や撮像条件等は単なる例示であって、本発明は、発明の趣旨の範囲で、適宜変更することができる。
【実施例】
【００９０】
＜実施例１＞
第1の実施の形態（セントリックオーダー）による撮像方法で、ボランティアにて撮像し、絶対値画像および位相画像（いずれもＭｉｎＩＰ処理後の画像）を得た。撮像条件は、ＥＴＬ＝４、実効ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、ＴＲ＝７５、フリップアングル＝２０、計測マトリックス＝５１２×２５６、スライスエンコード数＝４０、計測スライス厚＝２ｍｍ、再構成スライス厚＝１ｍｍ、ＮＳＡ＝２および最小値投影厚＝１０ｍｍとした。
【００９１】
絶対値画像および位相画像をそれぞれ図１７（ａ）、（ｂ）に示す。図１７（ａ）及び（ｂ）から、両画像において、白質と灰白質の描出が高く、また微細な静脈の磁化率効果を高コントラストで描出可能であることがわかる。絶対値画像と位相画像を比較すると、位相画像では絶対値画像に描出された動脈の描出が抑えられることがわかる。また、位相画像は白質・灰白質のコントラストが優れ、且つ静脈の描出能が高いことがわかる。
【００９２】
本実施例の撮像時間は６分２４秒であり、ＧＥ系シーケンス（ＴＲ＝５０、ＮＳＡ＝１に変更）での撮像時間８分３２秒に対し、約１．３倍の高速化である。
【００９３】
＜実施例２＞
第２の実施の形態（アンチセントリックオーダー）による撮像方法で、ボランティアにて撮像し、絶対値画像および位相画像（いずれもＭｉｎＩＰ処理後の画像）を得た。撮像条件は、ＥＴＬ＝４、実効ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、ＴＲ＝５０、フリップアングル＝２０、計測マトリックス＝５１２×２５６、スライスエンコード数＝４０、計測スライス厚＝２ｍｍ、再構成スライス厚＝１ｍｍ、ＮＳＡ＝２および最小値投影厚＝１０ｍｍとした。
【００９４】
絶対値画像および位相画像をそれぞれ図１８（ａ）、（ｂ）に示す。図１８（ａ）及び（ｂ）から、両画像において、脳の微細構造に対する描出能が高く、また白質および灰白質の磁化率効果を高コントラストで描出可能であることがわかる。絶対値画像と位相画像を比較すると、位相画像では絶対値画像に描出された動脈の描出が抑えられたことがわかる。また、位相画像は白質・灰白質のコントラストが優れ、且つ静脈の描出能が高いことがわかる。
【００９５】
本実施例の撮像時間は４分１６秒であり、ＧＥ系シーケンス（ＴＲ＝５０、ＮＳＡ＝１に変更）での撮像時間８分３２秒に対し、約２倍の高速化である。
【００９６】
＜実施例３＞
第３の実施の形態（シーケンシャルオーダー）による撮像方法で、ボランティアにて撮像し、絶対値画像および位相画像（いずれもＭｉｎＩＰ処理後の画像）を得た。撮像条件は、ＥＴＬ＝４、ＴＥ＝４０ｍｓ、ＩＥＴ＝７ｍｓ、ＴＲ＝６１、フリップアングル＝２０、計測マトリックス＝５１２×２５６、スライスエンコード数＝４０、計測スライス厚＝１ｍｍ、再構成スライス厚＝０．５ｍｍ、ＮＳＡ＝２および最小値投影厚＝１０ｍｍとした。
【００９７】
絶対値画像および位相画像をそれぞれ図１９（ａ）、（ｂ）に示す。実施例３の絶対値画像及び位相画像は、実施例１と比べると、白質と灰白質の描出は劣るが微細構造の描出が高く、また微細な静脈の磁化率効果のコントラストは劣るが白質および灰白質の磁化率効果のコントラストに優れる画像であることがわかる。また実施例２の画像と比べると、微細構造の描出は劣るが白質と灰白質の描出が高く、また白質および灰白質の磁化率効果のコントラストは劣るが微細構造の磁化率効果のコントラストに優れる画像であることがわかる。すなわち実施例１と実施例２の中間的な画像であることがわかる。また絶対値画像と位相画像を比較すると、位相画像では絶対値画像に描出された動脈の描出が抑えられ、白質・灰白質のコントラストが優れ、且つ静脈の描出能が高いことがわかる。
【００９８】
本実施例の撮像時間は４分９秒であり、ＧＥ系シーケンス（ＴＲ＝５０、ＮＳＡ＝１に変更）での撮像時間８分３２秒に対し、約２倍の高速化である。
【００９９】
＜実施例４＞
実施例３と異なる撮像条件で、第３の実施の形態（シーケンシャルオーダー）による撮像方法で、ボランティアにて撮像し、絶対値画像および位相画像（いずれもＭｉｎＩＰ処理後の画像）を得た。撮像条件は、ＥＴＬ＝９、実効ＴＥ＝７０、ＩＥＴ＝７．０、ＴＲ＝１０５、フリップアングル＝２０、計測マトリックス＝５１２×３８４、スライスエンコード数＝４０、計測スライス厚＝１ｍｍ、再構成スライス厚＝０．５ｍｍ、ＮＳＡ＝２および最小値投影厚＝１０ｍｍとした。
【０１００】
絶対値画像および位相画像をそれぞれ図２０（ａ）、（ｂ）に示す。図１９（ａ）、（ｂ）と比較すると、絶対値画像では信号雑音比は下がるが、髄質静脈の描出に高い効果があり、また位相画像では白質・灰白質が高いコントラストで描出されていることがわかる。
本実施例での撮像時間は５分５８秒であり、ＧＥ系シーケンス（ＴＲ＝８０、ＮＳＡ＝１に変更）での撮像時間２０分２８秒に対し、約４倍の高速化である。
【０１０１】
また図１９と図２０との比較から、同じシーケンシャルオーダーでも実効ＴＥを変えることで白質と灰白質のコントラストを変えることができることがわかる。
【産業上の利用可能性】
【０１０２】
本発明は、少ない演算量かつ比較的短い撮像時間で、任意の組織について磁化率効果を強調した画像を得ることができる。
【符号の説明】
【０１０３】
１０１・・・ガンドリ、１０２・・・静磁場コイル、１０３・・・傾斜磁場コイル、１０４・・・照射コイル、１０５・・・受信コイル、１０６・・・受信系、１０７・・・送信系、１０８〜１１０・・・傾斜磁場電源、１１１・・・ＣＰＵ、１１２・・・シーケンサ、１１３・・・操作卓、１１４・・・ディスプレイ。
【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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