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WO2012077543A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びコントラスト強調画像取得方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びコントラスト強調画像取得方法 Download PDF

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WO2012077543A1
WO2012077543A1 PCT/JP2011/077598 JP2011077598W WO2012077543A1 WO 2012077543 A1 WO2012077543 A1 WO 2012077543A1 JP 2011077598 W JP2011077598 W JP 2011077598W WO 2012077543 A1 WO2012077543 A1 WO 2012077543A1
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WO
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image
tissue
phase
pulse
contrast
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2011/077598
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English (en)
French (fr)
Inventor
甲亮 平井
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
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Priority to US13/989,203 priority patent/US20130241552A1/en
Priority to CN201180058981.XA priority patent/CN103260510B/zh
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Ceased legal-status Critical Current

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    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
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    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling

Definitions

  • the present invention enhances contrast between a desired tissue and other tissues when performing tomographic imaging (hereinafter referred to as “MRI”) using a nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) phenomenon.
  • MRI tomographic imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a technique for obtaining a captured image.
  • An MRI system that performs tomography using the NMR phenomenon measures the NMR signals generated by the nuclear spins that make up the body of the subject, especially the human body, and the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. It is a device for imaging in three dimensions.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field, frequency-encoded, and measured as time series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • a method for selectively suppressing magnetization of a desired tissue has been used (for example, Patent Document 1).
  • a SPEC-IR (SPECtrally selected Inversion Recovery) pulse is known as one of RF prepulses that selectively suppress magnetization of a desired tissue based on a difference in chemical shift (for example, Non-Patent Document 1).
  • the longitudinal magnetization of the desired tissue is flipped 180 ° (excitation) by using a SPEC-IR pulse having a desired tissue resonance frequency, and then flipped 180 ° by T1 relaxation.
  • the echo signal is measured when the longitudinal magnetization is restored to null. Thereby, an echo signal from a desired tissue is suppressed, and an image in which the contrast between the desired tissue and another tissue is enhanced is obtained.
  • an object of the present invention has been made in view of the above problems, and an MRI apparatus capable of acquiring an image in which contrast between different tissues is enhanced even when a SPEC-IR pulse is used as an RF prepulse. It is to provide a contrast-enhanced image acquisition method.
  • the present invention provides a first resonance on a subject comprising a first tissue having a first resonance frequency and a second tissue having a second resonance frequency.
  • An RF prepulse unit having an RF prepulse that negatively excites the longitudinal magnetization of the first tissue with a frequency, and a measurement that measures an echo signal before the longitudinal magnetization excited by the RF prepulse recovers to zero or more
  • An echo signal is measured from the subject using a pulse sequence including a sequence unit, and the image of the subject reconstructed using the echo signal is selected based on the phase information of the image.
  • a contrast-enhanced image is acquired by performing contrast enhancement processing that enhances one tissue with respect to the other tissue.
  • the MRI apparatus of the present invention provides a predetermined pulse sequence from a subject that includes a first tissue having a first resonance frequency and a second tissue having a second resonance frequency.
  • a measurement control unit that controls the measurement of the echo signal based on the signal, and an arithmetic processing unit that reconstructs the image of the subject using the echo signal, and the pulse sequence has the first resonance frequency.
  • An RF prepulse unit including an RF prepulse that negatively excites the longitudinal magnetization of the first tissue, and a measurement sequence unit that measures an echo signal before the longitudinal magnetization excited by the RF prepulse recovers to zero or more.
  • the arithmetic processing unit is configured to convert one of the tissues to the other tissue based on the phase information of the image reconstructed using the echo signal measured by the measurement sequence unit. High contrast weighting Subjected to a treatment and obtaining a contrast enhanced image.
  • the contrast-enhanced image acquisition method of the present invention includes an RF prepulse step of applying an RF prepulse having a first resonance frequency and negatively exciting the longitudinal magnetization of the first tissue to the subject, and an RF prepulse.
  • a contrast enhancement processing step is performed.
  • the MRI apparatus and the image contrast enhancement method of the present invention it is possible to acquire an image in which contrast between different tissues is enhanced while shortening an imaging time even when a SPEC-IR pulse is used as an RF prepulse. .
  • FIG. 2 (a) shows the application timing of the RF pulse (RF) and the generation timing of the echo signal (singnal) in the pulse sequence using the SPEC-IR pulse (201) as the RF prepulse.
  • FIG. 2 (b) shows an absolute value image and a phase image obtained by the pulse sequence of FIG. 2 (a).
  • Fig. 3 (a) shows the application timing of the RF pulse (RF) and the generation timing of the echo signal (singnal) in the pulse sequence using the SPEC-IR pulse (201) as the RF prepulse.
  • FIG. 3 (b) shows an absolute value image and a phase image obtained by the pulse sequence of FIG. 3 (a).
  • Fig. 4 (a) shows an example of the primary rephase gradient magnetic field waveform
  • Fig. 4 (b) shows an example of the secondary riding face gradient magnetic field waveform.
  • FIG. 5 (a) shows an example of a main-scan sequence.
  • FIG. 5 (b) shows an example of a pre-scan sequence
  • the functional block diagram of each function which the arithmetic processing part 114 of this invention has is shown Fig.
  • FIG. 3 shows a flowchart representing the processing flow of the invention.
  • the figure which shows an example of the result obtained by implementation of each step of the processing flow shown in FIG. 7 when the subject is a water sphere phantom with water at the center and a fat layer disposed around it.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject 101.
  • a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 109, and an RF transmission coil 104, an RF transmitter 110, an RF receiver coil 105, a signal detector 106, a signal processor 107, a measurement controller 111, an overall controller 108, a display / operation unit 113, and a subject 101 are mounted.
  • a bed 112 for taking the top plate into and out of the static magnetic field generating magnet 102.
  • the static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field that drives it.
  • a current is supplied to the power source 109.
  • the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil.
  • gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three-axis directions of X, Y, and Z.
  • a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other.
  • Phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and frequency encoding (leadout) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions, and position information in each direction is encoded in the NMR signal (echo signal). .
  • the RF transmission coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 and supplied with a high-frequency pulse current. As a result, an NMR phenomenon is induced in the spins of atoms constituting the living tissue of the subject 101.
  • the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, and the RF transmission coil 104 is arranged in proximity to the subject 101 after the high frequency pulse is amplitude-modulated and amplified. , The subject 101 is irradiated with an RF pulse.
  • the RF receiving coil 105 is a coil that receives an echo signal emitted by the NMR phenomenon of spin that constitutes the living tissue of the subject 101.
  • the received echo signal is connected to the signal detecting unit 106 and is received by the signal detecting unit 106. Sent.
  • the signal detection unit 106 performs detection processing of the echo signal received by the RF receiving coil 105. Specifically, in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, the signal detection unit 106 amplifies the received echo signal, divides the signal into two orthogonal signals by quadrature detection, For example, 128, 256, 512, etc.) are sampled, each sampling signal is A / D converted into a digital quantity, and sent to a signal processing unit 107 described later. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • echo data time-series digital data
  • the signal processing unit 107 performs various processes on the echo data, and sends the processed echo data to the measurement control unit 111.
  • the measurement control unit 111 mainly transmits various commands for collecting echo data necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106. And a control unit for controlling them. Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 108 described later, and controls the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 based on a predetermined sequence, Echo data necessary for reconstructing the image of the imaging region of the subject 101 by repeatedly performing the irradiation of the RF pulse and the application of the gradient magnetic field pulse to the subject 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 Control the collection.
  • the application amount of the phase encoding gradient magnetic field is changed in the case of two-dimensional imaging, and the application amount of the slice encoding gradient magnetic field is further changed in the case of three-dimensional imaging.
  • Values such as 128, 256, and 512 are normally selected as the number of phase encodings, and values such as 16, 32, and 64 are normally selected as the number of slice encodings.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111 and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit 114 having a CPU and a memory, an optical disc, And a storage unit 115 such as a magnetic disk.
  • the measurement control unit 111 is controlled to execute the collection of echo data, and when the echo data is input from the measurement control unit 111, the arithmetic processing unit 114 converts the encoded information applied to the echo data. Based on this, it is stored in an area corresponding to the k space in the memory.
  • the description that the echo data is arranged in the k space means that the echo data is stored in an area corresponding to the k space in the memory.
  • a group of echo data stored in an area corresponding to the k space in the memory is also referred to as k space data.
  • the arithmetic processing unit 114 performs processing such as signal processing and image reconstruction by Fourier transform on the k-space data, and displays the resulting image of the subject 101 on the display / operation unit 113 described later. And is recorded in the storage unit 115.
  • the display / operation unit 113 includes a display unit for displaying the reconstructed image of the subject 101, a trackball or a mouse and a keyboard for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 108. Etc., and an operation unit.
  • the operation unit is disposed in the vicinity of the display unit, and an operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit while looking at the display unit.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is the main constituent material of the subject, as is widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • the longitudinal magnetization direction before flipping is defined as a positive direction
  • the opposite direction is defined as a negative direction.
  • the longitudinal magnetization before flipping is in the maximum state facing the positive direction, and after flipping more than 90 °, it is in the state facing the negative direction.
  • the direction of the transverse magnetization generated by flipping the longitudinal magnetization is a direction perpendicular to the longitudinal magnetization direction.
  • the present invention provides a subject having a first resonance frequency and a first tissue having a first resonance frequency and a second tissue having a second resonance frequency. It has an RF prepulse section with an RF prepulse that flips (excites) the longitudinal magnetization of the tissue negatively, and a measurement sequence section that measures the echo signal before the longitudinal magnetization excited by the RF prepulse recovers to zero or more. An echo signal is measured from the subject using the pulse sequence formed as described above. In order to negatively excite the longitudinal magnetization, it is only necessary to flip the longitudinal magnetization to more than 90 ° and 180 ° or less, so the RF prepulse excites the longitudinal magnetization of the first tissue to more than 90 ° and 180 ° or less. .
  • the RF prepulse excites only the longitudinal magnetization of the first tissue to greater than 90 ° and less than or equal to 180 °.
  • the measurement sequence unit has an RF pulse that excites both the magnetizations of the first tissue and the second tissue.
  • first tissue as a fat tissue and the second tissue as a tissue rich in water other than the fat tissue (hereinafter referred to as water tissue)
  • second tissue as a tissue rich in water other than the fat tissue
  • the contrast-enhanced image may be obtained by suppressing the water tissue signal and enhancing the fat tissue (second tissue) signal with respect to the water tissue.
  • the resonance frequency of fat (first resonance frequency) is 3.4 ppm different from the resonance frequency of water (second resonance frequency), and an RF pulse that has only the resonance frequency of one tissue Do not flip the longitudinal magnetization of That is, a SPEC-IR pulse having only the resonance frequency of fat flips only the magnetization of fat tissue.
  • the present invention is applicable to any tissue having different resonance frequencies, and is not limited to water and fat. That is, the present invention acquires a contrast-enhanced image in which any one tissue is emphasized with respect to the other tissue among arbitrary tissues having different resonance frequencies. Further, any RF pulse that excites the longitudinal magnetization of a desired tissue negatively (that is, greater than 90 ° and 180 ° or less) may be used as the RF prepulse.
  • a long waiting time (TI) from the SPEC-IR pulse in the pre-pulse part to the RF pulse for measurement of the echo signal for the image is set long, and the SPEC-IR
  • TI a long waiting time
  • FIG. 2 (b) shows an absolute value image and a phase image obtained by the pulse sequence of FIG. 2 (a).
  • the image in FIG. 2 (b) is an example of a case where a subject is a two-layer spherical phantom in which water is disposed at the center and a fat layer is disposed around the center.
  • the longitudinal magnetization of water does not resonate with the frequency of the SPEC-IR pulse (201), it is not flipped by the application of the SPEC-IR pulse (201), and the 90 ° RF pulse (202 Until the application of), the longitudinal magnetization is maintained in the maximum state (positive in the static magnetic field direction).
  • the magnetization of fat since the magnetization of fat resonates with the frequency of the SPEC-IR pulse (201), it is flipped 180 ° by the application of the SPEC-IR pulse (201) and becomes a negative (anti-static magnetic field direction) maximum longitudinal magnetization state. . After that, the longitudinal magnetization of the fat flipped by 180 ° returns to the original positive maximum longitudinal magnetization state from the negative maximum longitudinal magnetization state through an exponential recovery process determined by the T1 value of fat with time.
  • the longitudinal magnetization becomes positive at the application time point of the 90 ° RF pulse (202).
  • the longitudinal magnetization of water and fat are both positive, but the longitudinal magnetization of water is in the maximum state and the longitudinal magnetization of fat is in the positive state. There is a state that is smaller than the maximum.
  • an echo signal used for image reconstruction is measured by a measurement sequence unit starting with application of a 90 ° RF pulse (202).
  • the longitudinal magnetization of water is in the maximum positive state and the longitudinal magnetization of fat is in a state smaller than the maximum positive state, so it is generated by the 90 ° RF pulse (202).
  • Both the transverse magnetization of water and fat are in the same direction, and the phase difference is zero.
  • the transverse magnetization of water is large and the transverse magnetization of fat is small, the echo signal intensity from water is large and the echo signal intensity from fat is small.
  • pixels of water and fat have a long waiting time (TI) long enough that the longitudinal magnetization of fat flipped by the SPEC-IR pulse is restored to the positive state.
  • TI waiting time
  • the contrast between the water tissue and the fat tissue must be set only with the absolute value of the pixel value, and the contrast enhancement may not be sufficient.
  • the longitudinal magnetization of the water tissue is in a positive maximum state and the longitudinal magnetization of the fat tissue is smaller than the positive maximum state. It is understood that the signal strength is different but the contrast is not sufficient.
  • the phase image it is understood that the phase value is the same because the phase difference between the water tissue and the fat tissue is zero.
  • the echo signal is measured before the longitudinal magnetization, which is flipped (excited) by the RF prepulse of the prepulse portion in the measurement sequence portion following the prepulse portion, recovers to zero or more. That is, after applying the RF prepulse of the prepulse part, the waiting time (TI) is shortened so that a phase difference is generated between the transverse magnetizations of water and fat, and the measurement sequence part is executed. Therefore, the measurement sequence unit measures the echo signal in a state where the phase of the transverse magnetization of the first tissue and the phase of the transverse magnetization of the second tissue are different. Then, the absolute value image is weighted using the generated phase difference to enhance the contrast between the water tissue and the fat tissue.
  • the short waiting time (TI) means a time that is short enough for the longitudinal magnetization of fat that has been excited by the SPEC-IR pulse to be in a negative state to maintain a negative state.
  • RF pulse application in the measurement sequence section is started.
  • FIG. 3 (a) shows the application timing of the RF pulse (RF) and the generation timing of the echo signal (singnal) in the pulse sequence using the SPEC-IR pulse (201) as the RF prepulse. It is a figure which shows the behavior of magnetization of water and fat, respectively according to each timing.
  • FIG. 3 (b) shows an absolute value image and a phase image obtained by the pulse sequence of FIG. 3 (a).
  • the image in FIG. 3 (b) is an example in the case of a two-layer spherical phantom in which water is disposed at the center and a fat layer is disposed around the subject as in FIG. 2 (b).
  • a 90 ° RF pulse (202) for measuring the echo signal for an image is applied with a sufficiently short waiting time (TI).
  • the longitudinal magnetization of fat maintains a negative state during the waiting time (TI) almost immediately after T1 recovery because the waiting time (TI) is sufficiently short.
  • TI waiting time
  • a 90 ° RF pulse (202) for measuring the echo signal for image is applied, the longitudinal magnetization of water and fat is flipped by 90 °, respectively. Since it is in the positive maximum state immediately before the ° RF pulse (202), it changes to positive transverse magnetization (here, the transverse magnetization direction of water is the positive direction) by the 90 ° RF pulse (202).
  • the longitudinal magnetization of fat is in a negative state immediately before the 90 ° RF pulse (202)
  • the negative transverse magnetization that is, opposite to the transverse magnetization of water
  • the phase of transverse magnetization of water and fat is ⁇ (180 °) different (or the phase polarity is different)
  • the phase of transverse magnetization of water and fat is ⁇ (180 °) different (or the phase polarity is different)
  • the complex image reconstructed from the measured image echo signal water tissue
  • the phase of the pixel value and the phase of the pixel value of the adipose tissue are different by ⁇ (or the phase polarity is different).
  • the present invention relates to an image of a subject reconstructed using the echo signal measured in this way, and based on the phase information of the image, either one tissue is transferred to the other tissue.
  • a contrast enhancement process is performed to obtain a contrast enhanced image.
  • the absolute value image obtained by taking the absolute value of the complex image is weighted using the phase difference between the water tissue and the fat tissue in the complex image thus obtained.
  • the contrast between the water tissue and the fat tissue can be further enhanced as compared with the case of contrast enhancement based only on the absolute value of the pixel value described above.
  • each pixel value of the absolute value image is weighted based on the phase image in which the phase difference between the water tissue and the fat tissue is ⁇ , and the water tissue and the fat tissue in the absolute value image are weighted. Emphasize contrast. As a result, an image is obtained in which the contrast is further emphasized than the contrast between the water tissue and the fat tissue in the absolute value image shown in FIG. 2 (b).
  • phase error Removal of phase error due to other factors
  • a phase error generated by imaging is mixed in addition to the ⁇ phase difference (opposite phase polarity) imparted by the RF prepulse, and therefore it is necessary to remove this phase error.
  • phase error is caused by a hardware error such as a phase error accumulated during measurement of an echo signal for an image or a delay in gradient magnetic field application timing with respect to A / D due to resonance frequency deviation such as non-uniform static magnetic field or chemical shift. Phase errors due to completeness, and phase errors due to subject movement are included.
  • the phase error that accumulates in time due to the resonance frequency shift is the phase error in the spin echo system sequence that uses the 180 ° refocus RF pulse between the excitation by the 90 ° RF pulse and the echo time (TE).
  • TE echo time
  • the phase error accumulated in time can be removed by performing the difference processing on.
  • the reference phase image obtained by the pre-scan includes a phase error due to hardware imperfection. That is, the reference phase image includes a phase error that accumulates in time due to a shift in resonance frequency and a phase error that results from incomplete hardware. Since these two types of phase errors have a gradual spatial phase change, the reference phase image can be obtained with sufficient accuracy even if the spatial resolution is low, and represents the two types of phase errors. For this reason, pre-scanning for acquiring a reference phase image is sufficient for low spatial resolution (for example, about 32 * 32 matrix) imaging with a short measurement time.
  • a frequency shift is calculated from the time difference and phase difference between the echo signals, and the target is calculated from the frequency shift. It is also possible to calculate and remove the phase error in the echo time (TE).
  • the primary and higher-order rephase gradient magnetic field pulses based on the known GMN (GradientradiMoment Nulling) method Can be added to the pulse sequence to eliminate the effects of motion.
  • An example of the rephase gradient magnetic field pulse is shown in FIG.
  • the configuration of three gradient magnetic field pulses as shown in Fig. 4 (a), with a constant intensity (absolute value) and an area ratio of 1: -2: 1 A gradient magnetic field pulse waveform with a ratio of is applied in the direction of constant velocity motion.
  • phase errors can be eliminated by combining prescan phase measurement, multi-echo measurement, and primary and higher-order rephase gradient magnetic field pulses. Therefore, between tissues with different resonance frequencies caused by RF prepulses. Only the phase difference based on the difference in resonance frequency can be extracted. Then, it is possible to enhance the image contrast using the phase difference.
  • FIG. 5 is a sequence chart showing an example of a pulse sequence of the present invention
  • FIG. 5 (a) is a measurement sequence unit that uses a fast spin echo (Fast-Spin Echo) sequence for measuring an image echo signal.
  • Fast-Spin Echo fast spin echo
  • Figure 5 (b) corresponds to low spatial resolution imaging by excluding the pre-pulse part (100) from Figure 5 (a) and increasing the amount of change in the slice / phase encoding gradient magnetic field pulse in the measurement sequence part (101).
  • the pulse sequence used in the measurement sequence unit of the present invention is not limited to the fast spin echo sequence, and may be another pulse sequence.
  • the RF prepulse of the present invention is not limited to the SPEC-IR pulse, and any RF pulse capable of flipping a desired magnetization from 90 ° to 180 ° by the RF prepulse is possible.
  • the pre-pulse unit (100) includes a SPEC-IR pulse (501) and a spoil gradient magnetic field pulse (503-1 to 503-3).
  • the SPEC-IR pulse (501) is an example of an RF pre-pulse, and uses only the chemical shift (Chemical-Shift) difference to selectively select only the longitudinal magnetization of adipose tissue having the fat resonance frequency (first resonance frequency). Invert 180 °.
  • a spoiling gradient magnetic field pulse (503-1) is provided in at least one axis direction of the slice direction (Gs), the phase encoding direction (Gp), and the reading direction (Gr), preferably in the three axis direction. ⁇ 503-3) is applied, and the transverse magnetization generated by being excited below 180 ° by the SPEC-IR pulse (501) is lost.
  • the measurement sequence unit (101) measures an echo signal based on the first spin echo sequence.
  • slice selection gradient magnetic field pulse (505) at the same time as 90 ° pulse (504) which flips longitudinal magnetization of water tissue and adipose tissue both by 90 °
  • the ratio of gradient magnetic field strength is Slicing the primary rephase gradient magnetic field pulses (506, 507) so that the area ratio is 1: -2: 1 by setting the ratio of 1: -1: 1 and the application time ratio to 1: 2: 1 Apply in the direction.
  • the slice selection gradient magnetic field pulse (512-1) is applied at the same time as the 180 ° refocus pulse (511-1), and the application time is 1/6 of the slice selection gradient magnetic field pulse (512-1) before and after that.
  • a rephase gradient magnetic field pulse (509-1, 513-1) in the slice direction is applied.
  • the secondary rephase is around the center of the 180 ° refocus pulse (511-1), and the gradient magnetic field polarity felt by transverse magnetization is reversed, so the ratio of the gradient magnetic field pulse application area is 1: -3: 3:-
  • a rephase gradient magnetic field pulse to be 1 is applied.
  • a secondary rephase gradient magnetic field pulse (508, 510, 516-1) and a read gradient magnetic field pulse (517-1) are also applied in the readout direction (Gr).
  • the slice encode gradient magnetic field pulse (514) in the slice direction (Gs) and the phase encode gradient magnetic field pulse (515) in the phase encode direction (Gp) are respectively applied.
  • the rewind gradient magnetic field pulses (520, 521) are applied in the slice direction (Gs) and the phase encoding direction (Gp).
  • Various encodings are performed by controlling the gradient magnetic field pulses 514, 515, 520, and 521 to change every 180 ° refocus pulse.
  • the echo signal (519-1) is measured by A / D (518-1).
  • the readout direction (Gr) is the same as that of 516-1 after applying the readout gradient magnetic field pulse, and 517-1 before the next 180 ° refocusing pulse (511-2).
  • the gradient field area ratio is 1: -3: 3: -1. Therefore, the secondary rephase is repeated.
  • FIG. 5 (b) shows the low spatial resolution by excluding the pre-pulse part (100) from Figure 5 (a) and increasing the amount of change of the slice / phase encoding gradient magnetic field pulse (531,532,533,534) in the measurement sequence part (101).
  • FIG. 6 is a functional block diagram of each function of the arithmetic processing unit 114 of the present invention.
  • Each calculation processing function according to the present invention includes a sequence execution unit 601, an image reconstruction unit 602, a phase image calculation unit 603, a phase difference image calculation unit 604, a mask processing unit 605, and a phase unwrap processing unit 606. And a contrast enhancement processing unit 607.
  • the sequence execution unit 601 causes the measurement control unit 111 to execute the pre-scan sequence and the main scan sequence.
  • the image reconstruction unit 602 performs Fourier transform on the echo signal data (echo data) measured in the pre-scan sequence and the main scan sequence, respectively, thereby reconstructing complex images. Also, an absolute value image is obtained by calculating the absolute value of each pixel of the complex image.
  • the phase image calculation unit 603 calculates a complex phase that is a pixel value for each pixel of the complex image, and obtains a phase image.
  • the phase difference image calculation unit 604 calculates a difference between the two phase images for each pixel to obtain a phase difference image.
  • the mask processing unit 605 compares the pixel value with a predetermined threshold value for each pixel of the input image, converts the pixel value to a value within a predetermined range (for example, a value between 0 and 1), and creates a mask image. . Further, the created mask image is applied to another image, that is, a mask process for multiplying each pixel is performed to obtain an image after the mask process.
  • a predetermined threshold value for each pixel of the input image
  • a predetermined range for example, a value between 0 and 1
  • the phase unwrap processing unit 606 performs a phase unwrap process for removing around the main value in each pixel value of the input phase image, and obtains a phase image after the unwrap process.
  • the contrast enhancement processing unit 607 performs the contrast enhancement processing by weighting the absolute value image based on the phase difference image (phase information). Specifically, the weight coefficient of the pixel is determined based on the pixel value (phase difference) of each pixel of the phase difference image, and the determined weight coefficient is multiplied by the pixel value of the corresponding pixel of the absolute value image. Weight the pixel values.
  • the weighting process based on this phase difference image is a contrast enhancement process, and the image after the contrast enhancement process is a contrast enhanced image.
  • FIG. 7 is a flowchart showing the processing flow of the present invention.
  • This processing flow is stored in advance in the storage unit as a program, and is executed by the arithmetic processing unit 114 reading and executing the program from the storage unit.
  • FIG. 8 shows an example of a result obtained by performing each step of the processing flow shown in FIG. 7 when the subject is a water sphere phantom having water at the center and a fat layer disposed around it. .
  • FIG. 8 shows an example of a result obtained by performing each step of the processing flow shown in FIG. 7 when the subject is a water sphere phantom having water at the center and a fat layer disposed around it.
  • step 701 the sequence execution unit 601 causes the measurement control unit 111 to execute the pre-scan sequence shown in FIG.
  • the measurement control unit 111 controls the measurement of the echo signal by executing the pre-scan sequence shown in FIG. 5B, and calculates the data (echo data) of the measured echo signal.
  • the image reconstruction unit 602 obtains a complex image with low spatial resolution by Fourier transforming the echo data.
  • the phase image calculation unit 603 obtains a low spatial resolution phase image (first phase image) (801) from the obtained complex image.
  • the first phase image collectively includes various phase errors other than the phase difference caused by the SPEC-IR pulse (501).
  • step 702 the sequence execution unit 601 causes the measurement control unit 111 to execute the main scan sequence shown in FIG.
  • the measurement control unit 111 controls the measurement of the echo signal by executing the main scan sequence shown in FIG. 5A, and calculates the data (echo data) of the measured echo signal.
  • the image reconstruction unit 602 obtains a complex image and its absolute value image (806) by Fourier transforming the echo data.
  • the phase image calculation unit 603 obtains the phase image (second phase image) (802) from the obtained complex image.
  • step 703 the phase difference image calculation unit 604 converts the first phase image obtained in step 701 into a phase image having the same spatial resolution as the second phase image, and then the second phase image obtained in step 702. Difference processing with the phase image (821) is performed to obtain a phase difference image (803).
  • this phase difference image (803) the phase error caused by the resonance frequency shift and the phase error caused by hardware imperfection are removed, and only the phase difference caused by the SPEC-IR pulse (501) is obtained.
  • the reflected phase image is obtained.
  • the mask processing unit 605 determines the threshold value (for example, the maximum value among the absolute values of each pixel value) with respect to the pixel value (absolute value) of each pixel of the absolute value image (806) obtained in step 702. 20% of the first mask image (808) for extracting only the subject region in the absolute value image (806) by excluding the pixel having a pixel value smaller than the threshold as the background.
  • a first mask image (808) is created by assigning 0 to pixels having a pixel value smaller than the threshold and 1 to pixels having a pixel value greater than the threshold.
  • step 705 the mask processing unit 605 performs the first mask image (808) created in step 704 on the phase difference image (803) obtained in step 703, that is, adds the first mask image (803) to the phase difference image (803).
  • Mask processing (822) for multiplying one mask image (808) for each pixel is performed to obtain a phase difference image (804) in which the background region is excluded from the phase difference image (803) and only the subject region is extracted.
  • a predetermined constant value for example, 0
  • step 706 the phase unwrap processing unit 606 performs phase unwrap processing for removing around the principal value on the phase difference image (804) masked in step 705. Further, the phase value of the water as a reference phase theta ref, by taking the difference ( ⁇ - ⁇ ref) of the reference phase theta ref from the phase value theta of all the pixels, that is, the reference phase from each pixel value of the phase difference image A corrected phase difference image drawn uniformly is created.
  • the corrected phase difference image is an image representing the differential phase from the water phase value, and the phase of the water tissue is zero and the phase of the fat tissue is ⁇ .
  • the contrast enhancement processing unit 607 determines the weighting factor of each pixel based on the pixel value (phase difference) of each pixel of the corrected phase difference image obtained in step 706, and determines the distribution of the determined weighting factor.
  • a second mask image (805) is created.
  • the phase of the fat tissue (first tissue) is converted into a weighting factor of [0 to 1], and the phase of the water tissue (second tissue) is converted into a weighting factor of [1].
  • a weighting factor is similarly determined for all the pixels of the corrected phase difference image, and a second mask image (805) representing the weighting factor distribution of each pixel is created.
  • This second mask image (805) becomes a contrast enhancement mask image.
  • the contrast enhancement processing unit 607 applies the second mask image (805) obtained in step 707 to the absolute value image (806) obtained in step 702 (823). Specifically, the pixel value of each pixel of the absolute value image (806) is obtained by multiplying the pixel value of the absolute value image (806) and the second mask image (805) by pixel values for each same pixel (823). Is weighted with the pixel value of the second mask image (805). The weighting process (823) using the second mask image (805), that is, based on the phase difference image (803) is the contrast enhancement process, and the contrast enhancement image (810) is obtained by this contrast enhancement process. In the contrast-enhanced image (810), the fat region in the absolute value image (806) is suppressed.
  • the absolute value image (806) is an image in which the contrast between the water tissue and the fat tissue is enhanced.
  • the contrast-enhanced image (810) shown in FIG. 8 it is understood that the fat tissue signal is suppressed and the luminance of only the water tissue is enhanced.
  • the phase error is extracted by prescan.
  • the phase error since the phase error is small, it may not be necessary to perform prescan. Omitted, the present invention can be realized even when only the main scan is performed. That is, in the highly adjusted MRI apparatus, the second mask image 805 may be obtained based on the phase image 804 obtained by directly applying the first mask image 808 to the phase image 802.
  • the weighting factor is determined so as to suppress the fat tissue signal with respect to the water tissue signal, but conversely, the water tissue signal is suppressed with respect to the fat tissue signal.
  • the present invention provides a first resonance frequency to a subject including a first tissue having a first resonance frequency and a second tissue having a second resonance frequency.
  • An RF prepulse unit having an RF prepulse for negatively exciting the longitudinal magnetization of the first tissue, and a measurement sequence unit for measuring an echo signal before the longitudinal magnetization excited by the RF prepulse recovers to zero or more
  • An echo signal is measured from the subject using a pulse sequence comprising: and an image of the subject reconstructed using the echo signal is selected based on the phase information of the image.
  • a contrast-enhanced image is obtained by performing a contrast enhancement process that enhances the tissue with respect to the other tissue.
  • the MRI apparatus of the present invention applies one tissue to the other on the basis of the phase information of the image reconstructed using the echo signal measured by the measurement sequence unit.
  • a contrast enhancement processing unit is provided that performs contrast enhancement processing for enhancing the tissue to acquire a contrast enhanced image.
  • the contrast-enhanced image acquisition method of the present invention obtains a phase image from a reconstructed image of a subject, and based on the phase image, either one tissue with respect to the other tissue A step of performing contrast enhancement processing for performing enhanced contrast enhancement processing.
  • the MRI apparatus and the contrast-enhanced image acquisition method of the present invention obtain a phase difference image by setting a phase difference of ⁇ between the first tissue and the second tissue, and based on the phase difference image
  • the contrast between the first tissue and the second tissue is further enhanced compared to a method in which the waiting time (TI) is increased and the contrast is made only by the signal intensity difference.
  • a contrast-enhanced image can be acquired.
  • the waiting time (TI) from the application of the RF prepulse to the execution of the measurement sequence unit can be set short, the imaging time can be shortened.

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Abstract

　RFプリパルスとしてSPEC-IRパルスを用いても、撮像時間を短縮しつつ、異なる組織間のコントラストを強調した画像を取得することが可能なMRI装置及び画像コントラスト強調法を提供するために、第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体に、第1の共鳴周波数を有して第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成るパルスシーケンスを用いて、被検体からエコー信号を計測し、エコー信号を用いて再構成した被検体の画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及びコントラスト強調画像取得方法
　本発明は、核磁気共鳴(以下「NMR」と言う)現象を利用して断層像撮影(以下「MRI」と言う)を行なう際に、所望の組織とその他の組織との間でコントラストを強調した画像を取得する技術に関する。
　NMR現象を利用して断層像撮影を行なうMRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　上記MRI装置を用いた異なる組織間でコントラストを強調した画像を取得する撮像法の一つとして、先行パルス(RFプリパルス)を用いて、異なる組織間の、位置、T1/T2、或いはケミカルシフト(Chemical Shift)の違いを基に、所望の組織の磁化を選択的に抑制する方法が利用されてきた(例えば、特許文献1)。特にケミカルシフトの違いを基に、所望の組織の磁化を選択的に抑制するRFプリパルスの一つとして、SPEC-IR(SPECtrally selected Inversion Recovery)パルスが知られている(例えば非特許文献1)。このSPEC-IR  パルスを用いる方法は、所望の組織の共鳴周波数を有するSPEC-IR パルスを用いて、該所望の組織の縦磁化を180°フリップ(励起)した後、T1緩和によって180°フリップした縦磁化がnullに回復した時点でエコー信号の計測を行なう。これにより、所望の組織からのエコー信号を抑制し、所望の組織と他の組織との間のコントラストを強調した画像を得る。
特開2009-10113号公報
Lauenstein TC et al; Evaluation of optimized inversion-recovery fat-suppression techniques for T2-weighted abdominal MR Imaging : J Magn Reson Imaging 2008:27:1448-1454
　しかしながら、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルスを用いて、エコー信号の計測前に所望の組織の縦磁化をnullにするため、SPEC-IRパルスを用いて取得される画像においては、コントラスト強調が充分ではないという課題が残っていた。
　そこで、本発明の目的は、上記課題を鑑みてなされたものであり、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルスを用いても、異なる組織間のコントラストを強調した画像を取得することが可能なMRI装置及びコントラスト強調画像取得方法を提供することである。
　上記目的を達成するために、本発明は、第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体に、第1の共鳴周波数を有して第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成るパルスシーケンスを用いて、被検体からエコー信号を計測し、エコー信号を用いて再構成した被検体の画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得する。
　具体的には、本発明のMRI装置は、第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体から、所定のパルスシーケンスに基づいて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、被検体の画像を再構成する演算処理部と、を有し、パルスシーケンスは、第1の共鳴周波数を有して第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成り、演算処理部は、計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して重み付けするコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得することを特徴とする。
　また、本発明のコントラスト強調画像取得方法は、第1の共鳴周波数を有して、第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを被検体に印加するRFプリパルスステップと、RFプリパルスによって励起された第1の組織の縦磁化がゼロ以上となる前に被検体からエコー信号を計測する計測ステップと、エコー信号を用いて、被検体の画像を再構成する画像再構成ステップと、該再構成された画像から位相画像を求める位相画像算出ステップと、位相画像に基づいて、再構成された画像に対して、いずれか一方の組織を他方の組織に対して重み付けするコントラスト強調処理を施すコントラスト強調処理ステップと、を有してなることを特徴とする。
　本発明のMRI装置及び画像コントラスト強調法によれば、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルスを用いても、撮像時間を短縮しつつ、異なる組織間のコントラストを強調した画像を取得することが可能となる。
本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図 図2(a)は、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルス(201)を用いたパルスシーケンスの内で、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(singnal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて水と脂肪の磁化の挙動とをそれぞれ示す図。そして、図2(b)に、図2(a)のパルスシーケンスで得られる絶対値画像と位相画像を示す 図3(a)は、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルス(201)を用いたパルスシーケンスの内で、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(singnal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて水と脂肪の磁化の挙動とをそれぞれ示す図。そして、図3(b)に、図3(a)のパルスシーケンスで得られる絶対値画像と位相画像を示す リフェーズ傾斜磁場パルスの一例を示す図。図4(a)は1次のリフェーズ傾斜磁場波形の一例を、図4(b)は2次乗りフェース傾斜磁場波形の一例をそれぞれ示す 本発明のパルスシーケンスの一例を表すシーケンスチャート。図5(a)は、メインスキャン(Main-Scan)シーケンスの一例を示す。図5(b)は、プリスキャンシーケンスの一例を示す 本発明の演算処理部114が有する各機能の機能ブロック図を示す 発明の処理フローを表すフローチャートを示す 被検体として中心に水、その周りに脂肪層を配置した2層の球ファントムとした場合に、図7に示す処理フローの各ステップの実施により得られる結果の一例を示す図
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例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、本発明に係るMRI装置を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。
　このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、RF受信コイル105及び信号検出部106と、信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部108と、表示・操作部113と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド112と、を備えて構成される。
　静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
　傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。
2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの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(リードアウト)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスが振幅変調され、増幅された後に被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給されることにより、RFパルスが被検体101に照射される。
　RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号検出部106に接続されて受信したエコー信号が信号検出部106に送られる。
　信号検出部106は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号検出部106が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA／D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部107に送る。 従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
　信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。
　計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号検出部106に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部108の制御で動作し、ある所定のシーケンスに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号検出部106を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変えて行なう。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、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部108に出力する。
　全体制御部108は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、CPU及びメモリを内部に有する演算処理部114と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部115とを有して成る。具体的には、計測制御部111を制御してエコーデータの収集を実行させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ内のk空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ内のk空間に相当する領域に記憶させることを意味する。また、メモリ内のk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。そして演算処理部114は、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部113に表示させると共に記憶部115に記録させる。
　表示・操作部113は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部108で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　現在MRI装置の撮像対象核種は、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水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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。
　(本発明に係る磁化とその位相の説明)
　次に、本発明の基礎となる、RFプリパルスを用いて、異なる組織の横磁化に位相差を設定する原理について説明する。なお、以降の説明では、縦磁化の方向に関して、フリップ(励起)される前の縦磁化方向を正方向としその反対方向を負方向とする。この方向設定では、フリップされる前の縦磁化は正の方向を向く最大状態であり、90°より大きくフリップされた後は、負の方向を向く状態となる。そして、縦磁化がフリップされて生成される横磁化の方向は、この縦磁化方向に垂直な方向となる。
　本発明は、第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体に、第1の共鳴周波数を有して第1の組織の縦磁化を負にフリップ(励起)するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成るパルスシーケンスを用いて、被検体からエコー信号を計測する。縦磁化を負に励起するためには、縦磁化を90°より大きく180°以下にフリップすればよいので、RFプリパルスは、第1の組織の縦磁化を90°より大きく180°以下に励起する。好ましくは、RFプリパルスは、第1の組織の縦磁化のみを90°より大きく180°以下に励起する。一方、計測シーケンス部は、第1の組織と第2の組織の磁化を共に励起するRFパルスを有する。
　以降の本発明の説明では、
－第1の組織を脂肪組織とし、第2の組織を脂肪組織以外の水を豊富に含む組織(以下、水組織という)として、
－RFプリパルスとして脂肪組織(第1の組織)の磁化のみをフリップするように周波数(第1の共鳴周波数)を設定されたSPEC-IRパルスを用いて、
－脂肪組織の信号を抑制し、水組織(第2の組織)の信号を脂肪組織に対して強調したコントラスト強調画像を得る、場合を説明する。ただし、逆に、
－第1の組織を水組織とし、第2の組織を脂肪組織として、
－RFプリパルスとして水組織(第1の組織)の磁化のみをフリップするように周波数(第1の共鳴周波数)を設定されたSPEC-IRパルスを用いて、
－水組織の信号を抑制し、脂肪組織(第2の組織)の信号を水組織に対して強調したコントラスト強調画像を得る、としてもよい。
　脂肪の共鳴周波数(第1の共鳴周波数)は水の共鳴周波数(第2の共鳴周波数)と3.4ppm異なることが知られており、一方の組織の共鳴周波数のみを有するRFパルスは、他方の組織の縦磁化をフリップしない。つまり、脂肪の共鳴周波数のみを有するSPEC-IRパルスは、脂肪組織の磁化のみをフリップする。
　なお本発明は、共鳴周波数の異なる任意の組織間に対して適用可能であり、水と脂肪に限定されない。つまり、本発明は、共鳴周波数の異なる任意の組織の内で、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調したコントラスト強調画像を取得する。また、所望の組織の縦磁化を負(つまり90°より大きく180°以下)に励起するRFパルスであれば何れをRFプリパルスとして用いても良い。
　最初に、比較のために、プリパルス部におけるSPEC-IRパルスから画像用エコー信号の計測のための(つまり計測シーケンス部における)RFパルスまでの待ち時間(TI)を長く設定して、SPEC-IRパルスによりフリップされた脂肪の縦磁化が負の状態から正の状態にT1回復する場合の磁化の挙動を、図2を用いて説明する。図2(a)は、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルス(201)を用いたパルスシーケンスの内で、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(singnal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて水と脂肪の磁化の挙動とをそれぞれ示す図である。そして、図2(b)に、図2(a)のパルスシーケンスで得られる絶対値画像と位相画像を示す。図2(b)の画像は、被検体として中心に水、その周りに脂肪層を配置した2層の球ファントムとした場合の例である。
　水の磁化は、SPEC-IRパルス(201)の周波数と共鳴しないので、SPEC-IRパルス(201)の印加によってもフリップされず、SPEC-IRパルス(201)の印加から90°RFパルス(202)の印加まで、縦磁化が正(静磁場方向)の最大状態を維持する。一方、脂肪の磁化は、SPEC-IRパルス(201)の周波数と共鳴するので、SPEC-IRパルス(201)の印加によって180°フリップされ、負(反静磁場方向)の最大縦磁化状態となる。その後、180°フリップされた脂肪の縦磁化は、時間の経過と共に脂肪のT1値で定まる指数関数な回復過程を経て負の最大縦磁化状態から元の正の最大縦磁化状態に戻っていく。図2に示す様に、待ち時間(TI)が十分に長ければ、90°RFパルス(202)の印加時点で縦磁化は正の状態となる。つまり、90°RFパルス(202)の印加直前で、水と脂肪の縦磁化は共に正の状態となっているが、水の縦磁化が最大状態であり、脂肪の縦磁化が正の状態ではあるが最大より小さい状態となっている。
　このような水と脂肪の縦磁化状態で、90°RFパルス(202)の印加で始まる計測シーケンス部により、画像再構成に用いるエコー信号が計測される。90°RFパルス(202)の印加直前で、水の縦磁化が正の最大状態であり脂肪の縦磁化が正の最大状態より小さい状態であることから、90°RFパルス(202)によって生成された水と脂肪の横磁化は共に同じ方向を向き、その位相差はゼロとなる。しかし、水の横磁化が大きく脂肪の横磁化が小さいことから、水からのエコー信号強度が大きく脂肪からのエコー信号強度が小さくなる。従って、SPEC-IRパルスによりフリップされて負の状態となった脂肪の縦磁化が正の状態に回復する程度に長い待ち時間(TI)の場合には、再構成画像において、水と脂肪の画素値に関して絶対値の差は生じるが位相の差は生じない。そのため、画素値の絶対値のみで水組織と脂肪組織間のコントラストをつけざるを得ず、コントラスト強調が十分とならない場合もありえる。図2(b)に示す絶対値画像においては、水組織の縦磁化が正の最大状態であり脂肪組織の縦磁化が正の最大状態より小さい状態であることから、水組織と脂肪組織間の信号強度は異なっているがコントラストが十分でないことが理解される。一方、位相画像においては、水組織と脂肪組織の位相差がゼロであることから同じ位相値となっていることが理解される。
　そこで、本発明では、プリパルス部の後に続く計測シーケンス部がプリパルス部のRFプリパルスによってフリップ(励起)された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する。つまり、プリパルス部のRFプリパルスの印加後、水と脂肪の横磁化間に位相差が生じるように待ち時間(TI)を短くして、計測シーケンス部を実行する。従って、計測シーケンス部は、第1の組織の横磁化の位相と第2の組織の横磁化の位相とが異なる状態でエコー信号の計測を行うことになる。そして、該生じた位相差を利用して絶対値画像を重み付けして、水組織と脂肪組織間のコントラストを強調する。ここで、短い待ち時間(TI)とは、SPEC-IRパルスにより励起されて負の状態となった脂肪の縦磁化が負の状態を維持する程度に短い時間を意味し、好ましくは、プリパルス部におけるSPEC-IRパルス印加後に直ぐに計測シーケンス部におけるRFパルス印加を開始する。このように、SPEC-IRパルスから画像用エコー信号を計測するためのRFパルスまでの待ち時間(TI)をなるべく短く設定した場合の、SPEC-IRパルスによりフリップされた脂肪の縦磁化の挙動を、図3を用いて説明する。
　図3(a)は、RFプリパルスとしてSPEC-IRパルス(201)を用いたパルスシーケンスの内で、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(singnal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて水と脂肪の磁化の挙動とをそれぞれ示す図である。そして、図3(b)に、図3(a)のパルスシーケンスで得られる絶対値画像と位相画像を示す。図3(b)の画像は、図2(b)と同様に、被検体として中心に水、その周りに脂肪層を配置した2層の球ファントムとした場合の例である。
　SPEC-IRパルス(201)の印加によって、脂肪の縦磁化のみが180°フリップされて、負の最大縦磁化状態となる。その後、十分に短い待ち時間(TI)を空けて画像用エコー信号の計測のための(つまり計測シーケンス部における)90°RFパルス(202)が印加される。脂肪の縦磁化は、待ち時間(TI)が十分に短いので、殆どT1回復する間もなく、待ち時間(TI)の間負の状態を維持する。そのような状態で、画像用エコー信号の計測のための90°RFパルス(202)が印加されると、水と脂肪の縦磁化はそれぞれ90°フリップされるが、水の縦磁化は、90°RFパルス(202)の直前では正の最大状態であることから、90°RFパルス(202)により正の横磁化(ここでは、水の横磁化方向を正方向とする)へと変化する。
　他方、脂肪の縦磁化は、90°RFパルス(202)の直前では負の状態であることから、90°RFパルス(202)により負の横磁化(つまり、水の横磁化に対して反対方向を向く横磁化)へと変化する。その結果、水と脂肪の横磁化の位相はπ(180°)異なる(或いは、位相の極性が異なる)ことになり、計測された画像用エコー信号から再構成された複素画像においては、水組織の画素値の位相と脂肪組織の画素値の位相がπ異なる(或いは位相の極性が異なる)ことになる。図3(b)に示す絶対値画像においては、水組織の縦磁化が正の最大状態であり脂肪組織の縦磁化が負の略最大状態であることから、絶対値が略同じ最大信号強度となっていることが理解される。一方、位相画像においては、水組織と脂肪組織の位相差がπとなっていることが理解される。
　そこで、本発明は、このようにして計測されたエコー信号を用いて再構成した被検体の画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得する。具体的には、このようにして得られた複素画像における水組織と脂肪組織間の位相差を利用して、複素画像の絶対値をとった絶対値画像を重み付ける。これにより、前述の画素値の絶対値のみによるコントラスト強調の場合よりも、水組織と脂肪組織との間のコントラストをさらに強調することができる。つまり、待ち時間(TI)を長くする場合と比較して、待ち時間を短く(好ましくは最短に)しつつ、水組織と脂肪組織間のコントラストをさらに強調した画像を得ることが可能になる。図3(b)に示す例においては、水組織と脂肪組織間の位相差がπの位相画像に基づいて絶対値画像の各画素値を重み付けて、絶対値画像における水組織と脂肪組織間のコントラストを強調する。これにより、図2(b)に示す絶対値画像における水組織と脂肪組織間のコントラストよりも、さらにコントラストを強調した画像を得る。
　(他の要因の位相誤差の除去について)
　一般的に、複素画像には、RFプリパルスによって付与したπ位相差(反対位相極性)以外に撮像によって発生する位相誤差が混入するので、この位相誤差を除去する必要がある。
　この位相誤差には、静磁場不均一やケミカルシフトなどの共鳴周波数ズレによって、画像用エコー信号の計測中に蓄積される位相誤差、A/Dに対する傾斜磁場印加タイミングの遅れ等のハードウェアの不完全性に起因した位相誤差、更には、被検体の動きに起因した位相誤差、が含まれる。
　共鳴周波数のズレに起因して時間的に蓄積する位相誤差は、90°RFパルスによる励起とエコー時間(TE)までの間に180°再収束RFパルスを用いるスピンエコー系のシーケンスでは、位相誤差がキャンセルされることが一般に知られるため、時間的に蓄積する位相誤差を無視できるが、グラジエントエコー系のシーケンスでは、180°再収束RFパルスが無いために、時間的に蓄積する位相誤差を無視できない。そのため、RFプリパルスを加えない場合の位相画像(リファレンス位相画像)を予め事前計測(プリスキャン；Pre-Scan)にて撮像して求めておき、RFプリパルスを用いた場合の位相画像からリファレンス位相画像を差分処理することで、時間的に蓄積する位相誤差を除去することができる。また、プリスキャンにより得られるリファレンス位相画像にはハードウェアの不完全性に起因した位相誤差も含まれることになる。即ち、リファレンス位相画像には、共鳴周波数のズレに起因して時間的に蓄積する位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが含まれる。これら二種の位相誤差は、空間的な位相変化が緩やかであるため、リファレンス位相画像は低空間分解能であっても十分な精度でこられ二種の位相誤差を表すことになる。そのため、リファレンス位相画像取得のためのプリスキャンは、計測時間の短い低空間分解能(例えば32*32マトリクス程度)撮像で十分である。
　また、エコー時間(TE)の異なる2つ以上のエコー信号を連続的に取得するマルチエコーシーケンスを用いることで、エコー信号間の時間差と位相差とから周波数ズレを算出し、その周波数ズレから目的のエコー時間(TE)における位相誤差を算出して除去することも可能である。
　また、血流など被検体自身の動き又はその内部の動き(等速運動や加速度運動)に起因した位相誤差に関しては、公知のGMN(Gradient Moment Nulling)法に基づく1次以上のリフェーズ傾斜磁場パルスをパルスシーケンスに加えることで、動きの影響を除去することが可能である。リフェーズ傾斜磁場パルスの一例を図4に示す。等速度運動(1次)による位相誤差を抑制するためには、図4(a)のような3つの傾斜磁場パルスの構成で、強度(絶対値)一定で面積比が1:-2:1の比率になるような傾斜磁場パルス波形を等速度運動方向に印加する。また、加速度運動(2次)による位相誤差を抑制するためには、図4(b)のような4つの傾斜磁場パルスの構成で、強度一定で面積比が1:-3:3:-1の比率になるような傾斜磁場パルス波形を加速度運動方向に印加する。
　上記のようにプリスキャンによる位相計測、マルチエコー計測、1次以上のリフェーズ傾斜磁場パルスを組み合わせることで各種位相誤差を除去することができるので、RFプリパルスによって生じた、共鳴周波数の異なる組織間の共鳴周波数の違いに基づく、位相差のみを抽出することができる。そして、その位相差を用いて画像コントラストを強調することが可能となる。
　(本発明のパルスシーケンス)
　次に、図5を用いて本発明のパルスシーケンスを説明する。図5は、本発明のパルスシーケンスの一例を表すシーケンスチャートであり、図5(a)は、画像用エコー信号を計測するためのファーストスピンエコー(Fast-Spin Echo)シーケンスを用いる計測シーケンス部 (101)の前に、RFプリパルスとしてのSPEC-IRパルスを印加するプリパルス部(100)を加えたメインスキャン(Main-Scan)シーケンスの一例を示す。図5(b)は、図5(a)からプリパルス部(100)を除き、計測シーケンス部 (101)におけるスライス・位相エンコード傾斜磁場パルスの変化量を大きくすることで、低空間分解能撮像に対応したプリスキャンシーケンスの一例を示す。なお、本発明の計測シーケンス部に用いるパルスシーケンスは、ファーストスピンエコーシーケンスに限定されるものではなく、他のパルスシーケンスでもよい。また、本発明のRFプリパルスもSPEC-IRパルスに限定されず、RFプリパルスによって所望の磁化を90°より大きく180°以下にフリップできる全てのRFパルスが可能である。
　最初に、プリパルス部(100)と計測シーケンス部(101)とを有して成るメインスキャンシーケンスの一例を図5(a)に基づいて説明する。
　プリパルス部(100)は、SPEC-IRパルス(501)とスポイル傾斜磁場パルス(503-1～503-3)とを有して成る。SPEC-IRパルス(501)は、RFプリパルスの一例であり、ケミカルシフト(Chemical Shift)差を利用して、脂肪の共鳴周波数(第1の共鳴周波数)を有する脂肪組織の縦磁化だけを選択的に180°反転する。このSPEC-IRパルス(501)の後に、スライス方向(Gs)、位相エンコード方向(Gp)、読み出し方向(Gr)の少なくとも1軸方向に、好ましくは3軸方向にスポイル傾斜磁場パルス(503-1～503-3)を印加して、該SPEC-IRパルス(501)で180°未満に励起されることで生じた横磁化を消失させる。
計測シーケンス部(101)は、ファーストスピンエコーシーケンスに基づいてエコー信号の計測を行なう。水組織と脂肪組織の縦磁化を共に90°フリップする90°パルス(504)と同時にスライス選択傾斜磁場パルス(505)を印加した後、動きによる影響を補正するために、傾斜磁場強度の比率が1:-1:1、印加時間の比率が1:2:1とすることで、面積の比率が1:-2:1となるような１次のリフェーズ傾斜磁場パルス(506、507)をスライス方向に印加する。次に180°リフォーカスパルス(511-1)と同時にスライス選択傾斜磁場パルス(512-1)を印加し、その前後にも印加時間がスライス選択傾斜磁場パルス(512-1)の1/6になるようなスライス方向のリフェーズ傾斜磁場パルス(509-1、513-1)を加える。2次のリフェーズは、180°リフォーカスパルス(511-1)の中心前後で、横磁化が感じる傾斜磁場極性は反転するため、傾斜磁場パルスの印加面積の比率が1:-3:3:-1となるリフェーズ傾斜磁場パルスを印加する。読み出し方向(Gｒ)にも2次のリフェーズ傾斜磁場パルス(508、510、516-1)と読み出し傾斜磁場パルス(517-1)を印加する。読み出し傾斜磁場パルス(517-1)の中心で、エコー信号のピークを検出するため、508,510,516-1と517-1の中心までの傾斜磁場パルスを1つの傾斜磁場パルスのユニットとすると、印加時間を同一、傾斜磁場強度比を1:-3:-3:1とする。このようにすることで、180°リフォーカスパルス(511-1)の中心前後で、横磁化が感じる磁場が反転するため、面積比率が1:-3:3:-1となるような2次のリフェーズ傾斜磁場パルスとすることができる。
　また、読み出し方向(Gr)のリフェーズ傾斜磁場パルス516-1のタイミングで、スライス方向(Gs)にスライスエンコード傾斜磁場パルス(514)と、位相エンコード方向(Gp)に位相エンコード傾斜磁場パルス(515)を、それぞれ印加する。そして、読み出し傾斜磁場パルス(517)印加後は、スライス方向(Gs)と位相エンコード方向(Gp)にリワインド傾斜磁場パルス(520、521)を印加する。514、515、520、521の傾斜磁場パルスは180 °リフォーカスパルス毎に変化するように制御することで各種エンコードが実施される。
　また、読み出し傾斜磁場パルス(517-1)印加時には、A/D(518-1)することでエコー信号(519-1)を計測する。読み出し方向(Gr)は、読み出し傾斜磁場パルス印加後に516-1と同じ形のリフェーズ傾斜磁場パルス(522-1)を印加し、次の180°リフォーカスパルス(511-2)前の517-1の右半分と522-1、後に再度繰り返される516-2と517-2の左半分の傾斜磁場を1つの傾斜磁場パルスのユニットとすると、1:-3:3:-1の傾斜磁場面積比が成立するため、2次のリフェーズが繰り返されることになる。
　次に、計測シーケンス部(101)のみを有するプリスキャンシーケンスを図5(b)に基づいて説明する。図5(b)は、図5(a)からプリパルス部(100)を除き、計測シーケンス部(101)におけるスライス・位相エンコード傾斜磁場パルス(531,532,533,534)の変化量を大きくすることで、低空間分解能撮像に対応したプリスキャンシーケンスの一例である。他は、図5(a)のメインスキャンシーケンスと同じなので、詳細な説明を省略する。このプリスキャンシーケンスにより計測されたエコー信号を用いて位相画像を取得することにより、前述したように、RFプリパルスとしてのSPEC-IRパルス(501)によって生じた、共鳴周波数の異なる組織間の共鳴周波数の違いに基づく、位相差以外の色々な位相誤差を纏めて取得することが可能となる。
　(本発明の機能処理部の説明)
　次に、本発明の演算処理部114が有する、本発明に係る各演算処理機能を図6に基づいて説明する。図6は、本発明の演算処理部114が有する各機能の機能ブロック図である。本発明に係る各演算処理機能は、シーケンス実行部601と、画像再構成部602と、位相画像演算部603と、位相差画像演算部604と、マスク処理部605と、位相アンラップ処理部606と、コントラスト強調処理部607と、を有してなる。
　シーケンス実行部601は、プリスキャンシーケンスとメインスキャンシーケンスを計測制御部111に実行させる。
　画像再構成部602は、プリスキャンシーケンスとメインスキャンシーケンスとでそれぞれ計測されたエコー信号のデータ(エコーデータ)に対してフーリエ変換を施して、複素画像をそれぞれ再構成する。また、複素画像の各画素の絶対値を演算して絶対値画像を得る。
　位相画像演算部603は、複素画像の画素毎にその画素値である複素数の位相を演算し、位相画像を得る。
　位相差画像演算部604は、2つの位相画像を画素毎に差分演算して、位相差画像を得る。
　マスク処理部605は、入力画像の画素毎にその画素値と所定閾値とを比較演算し、画素値を所定範囲の値(例えば、0～1の値)に変換して、マスク画像を作成する。また、作成したマスク画像を他の画像に施して、つまり、画素毎に掛け合わせるマスク処理を行い、マスク処理後の画像を得る。
　位相アンラップ処理部606は、入力された位相画像の各画素値において主値周りを除去する位相アンラップ処理を行い、アンラップ処理後の位相画像を得る。
　コントラスト強調処理部607は、位相差画像(位相情報)に基づいて絶対値画像を重み付けしてコントラスト強調処理を行う。具体的には、位相差画像の各画素の画素値(位相差)に基づいてその画素の重み係数を決定し、決定した重み係数を絶対値画像の対応する画素の画素値に掛け合わせてその画素値を重み付ける。この位相差画像に基づいた重み付け処理がコントラスト強調処理であり、コントラスト強調処理後の画像がコントラスト強調画像となる。
　以下、上記各機能部が連携して行なう本発明の処理フローの具体的な説明を通して、これらの各機能部の具体的処理を説明する。
　(本発明の処理フロー)
　次に、図7を用いて本発明の処理フローを説明する。図7は、本発明の処理フローを表すフローチャートである。本処理フローは、予めプログラムとして記憶部に記憶されており、演算処理部114が記憶部からそのプログラムを読み込んで実行することにより実施される。また、図8に、被検体として中心に水、その周りに脂肪層を配置した2層の球ファントムとした場合に、図7に示す処理フローの各ステップの実施により得られる結果の一例を示す。以下、各ステップの処理の詳細を説明する。
　ステップ701で、シーケンス実行部601は、図5(b)に示したプリスキャンシーケンスを計測制御部111に実行させる。計測制御部111は、その指示を受けて、図5(b)に示したプリスキャンシーケンスを実行してエコー信号の計測を制御し、計測したエコー信号のデータ(エコーデータ)を演算処理部114に通知する。画像再構成部602は、エコーデータをフーリエ変換して低空間分解能の複素画像を得る。そして、位相画像演算部603は、得られた複素画像からその低空間分解能の位相画像(第1の位相画像)(801)を求める。この第1の位相画像は、前述したように、SPEC-IRパルス(501)によって生じる位相差以外の色々な位相誤差を纏めて含む。
　ステップ702で、シーケンス実行部601は図5(a)に示したメインスキャンシーケンスを計測制御部111に実行させる。計測制御部111は、その指示を受けて、図5(a)に示したメインスキャンシーケンスを実行してエコー信号の計測を制御し、計測したエコー信号のデータ(エコーデータ)を演算処理部114に通知する。画像再構成部602は、そのエコーデータをフーリエ変換して複素画像及びその絶対値画像(806)を得る。そして、位相画像演算部603は、得られた複素画像からその位相画像(第2の位相画像)(802)を求める。
　ステップ703で、位相差画像演算部604は、ステップ701で得られた第1の位相画像を第2の位相画像と同じ空間分解能の位相画像に変換した後に、ステップ702で得られた第2の位相画像との差分処理(821)を行い、位相差画像(803)を得る。この位相差画像(803)は、共鳴周波数のずれに起因した位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが除去されて、SPEC-IRパルス(501)によって生じた位相差のみが反映された位相画像となる。
　ステップ704で、マスク処理部605は、ステップ702で得られた絶対値画像(806)の各画素の画素値(絶対値)に対して閾値(例えば、各画素値の絶対値の内の最大値の20%)を設定して、その閾値より小さい画素値を持つ画素を背景として除外することで、絶対値画像(806)における被検体領域のみを抽出するための第1のマスク画像(808)を作成する。具体的には、閾値より小さい画素値を持つ画素には0を、閾値より大きい画素値を持つ画素には1を、それぞれ割り当てて第1のマスク画像(808)を作成する。
　ステップ705で、マスク処理部605はステップ703で得られた位相差画像(803)に、ステップ704で作成した第1のマスク画像(808)を施して、つまり、位相差画像(803)に第1のマスク画像(808)を画素毎に掛け合わせるマスク処理(822)を行い、位相差画像(803)から背景領域を除外し被検体領域のみを抽出した位相差画像(804)とする。除外した背景領域の画素値(位相値)には、所定の一定値(例えば0)を割り当てる。なお、第1のマスク画像(808)の背景領域の値は0なので、画素毎に掛け合わせれば必然的に0になる。
　ステップ706で、位相アンラップ処理部606は、ステップ705でマスク処理された位相差画像(804)に対して、主値周りを除去する位相アンラップ処理を行う。さらに、水の位相値を基準位相θrefとして、全画素の位相値θから基準位相θrefとの差分(θ-θref)をとることで、つまり位相差画像の各画素値から基準位相を一様に引いた修正位相差画像を作成する。修正位相差画像は、水の位相値からの差分位相を表す画像であり、水組織の位相はゼロ、脂肪組織の位相はπとなる。
　ステップ707で、コントラスト強調処理部607は、ステップ706で得られた修正位相差画像の各画素の画素値(位相差)に基づいてその画素の重み係数を決定し、決定した重み係数の分布を表す第2のマスク画像(805)を作成する。具体的には、ステップ706で得られた修正位相差画像の各画素の画素値に対して、所定の閾値(例えば±π/2)を設定して、画素値である位相値θの絶対値がその閾値未満の場合(つまり、-π/2＜θ＜＋π/2)に1、それ以外の場合(つまり、[θ＜= -π/2] or [＋π/2 ＜=θ])に[0～1]の値に変換してその画素の重み係数とする。例えば、大きく信号を抑制する場合には、0に近い値とする。この変換により、脂肪組織(第1の組織)の位相が[0～1]の重み係数に、水組織(第2の組織)の位相が[1]の重み係数に、それぞれ変換されることになる。修正位相差画像の全画素に対して同様に重み係数を決定し、各画素の重み係数分布を表す第2のマスク画像(805)を作成する。この第2のマスク画像(805)がコントラスト強調用マスク画像となる。
　ステップ708で、コントラスト強調処理部607は、ステップ707で得た第2のマスク画像(805)をステップ702で得られた絶対値画像(806)に施す(823)。具体的には、絶対値画像(806)と第2のマスク画像(805)とを同一画素毎に画素値同士を掛け合わせる(823)ことで、絶対値画像(806)の各画素の画素値を、第2のマスク画像(805)の画素値で重み付け処理を行う。この第2のマスク画像(805)を用いた、即ち位相差画像(803)に基づいた、重み付け処理(823)がコントラスト強調処理であり、このコントラスト強調処理によりコントラスト強調画像(810)を得る。コントラスト強調画像(810)においては、絶対値画像(806)における脂肪領域が抑制された画像となる。即ち、絶対値画像(806)において、水組織と脂肪組織との間のコントラストが強調された画像となる。図8に示すコントラスト強調画像(810)の例では、脂肪組織の信号が抑制されて、水組織のみの輝度が強調された画像となっていることが理解される。
　以上までが、本発明のコントラスト強調画像取得方法の処理フローの説明である。
　以上、本発明の実施例を述べたが、本発明はこれらに限定されるものではない。
　前述の説明では、プリスキャンにより位相誤差を抽出する例を説明したが、高度に調整されたMRI装置においては、位相誤差が少ないので、プリスキャンの必要が無い場合もあり得るので、プリスキャンを省略して、メインスキャンのみの実施でも本発明は成立する。即ち、高度に調整されたMRI装置においては、位相画像802に直接第1のマスク画像808を施して得た位相画像804に基づいて第2のマスク画像805を得ても良い。
　また、前述のステップ707では、脂肪組織の信号を水組織の信号に対して抑制するように重み係数を決定したが、逆に、水組織の信号を脂肪組織の信号に対して抑制するように重み係数を決定してもよい。具体的には、修正位相差画像の各画素の画素値(位相値)θの絶対値が閾値未満の場合(つまり、-π/2＜θ＜＋π/2)に[0～1]、それ以外の場合(つまり、[θ＜= -π/2] or [＋π/2 ＜=θ])に1の値に変換してその画素の重み係数としてもよい。
　以上説明したように、本発明は、第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体に、第1の共鳴周波数を有して第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前にエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成るパルスシーケンスを用いて、被検体からエコー信号を計測し、エコー信号を用いて再構成した被検体の画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得する。具体的には、本発明のMRI装置は、計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得するコントラスト強調処理部を備える。また、本発明のコントラスト強調画像取得方法は、被検体の再構成画像から位相画像を求め、該位相画像に基づいて、再構成画像に対して、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調したコントラスト強調処理を施すコントラスト強調処理を行うステップを有する。
　以上の構成により、本発明のMRI装置及びコントラスト強調画像取得方法は、第1の組織と第2の組織とでπの位相差を設定して位相差画像を得て、該位相差画像に基づいて、絶対値画像を重み付けすることで、待ち時間(TI)を長くして信号強度差のみでコントラストをつける手法と比較して、第1の組織と第2の組織間のコントラストが更に強調されたコントラスト強調画像を取得することができる。さらに、RFプリパルスの印加から計測シーケンス部実行までの待ち時間(TI)を短く設定できるので、撮像時間を短縮できる。
　101　被検体、102　静磁場発生磁石、103　傾斜磁場コイル、104　送信RFコイル、105　RF受信コイル、106　信号検出部106、107　信号処理部、108　全体制御部、109　傾斜磁場電源、110　RF送信部、111　計測制御部、112　ベッド、113　表示・操作部、114　演算処理部、115　記憶部

Claims (15)

  1. 　第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体から、所定のパルスシーケンスに基づいてエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    　前記エコー信号を用いて、前記被検体の画像を再構成する演算処理部と、
    を有する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、前記第1の共鳴周波数を有して前記第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がゼロ以上に回復する前に前記エコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成り、
    　前記演算処理部は、前記計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して重み付けするコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像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。
  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RFプリパルスは、前記第1の組織の縦磁化のみを90°より大きく180°以下に励起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、
    　前記計測シーケンス部は、90°RFパルスを有して、前記第1の組織と前記第2の組織の縦磁化を共に90°励起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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測シーケンス部は、スライス方向と読み出し方向の少なくとも一方向に、GMN法に基づくリフェーズ傾斜磁場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。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測シーケンス部は、前記第1の組織の横磁化の位相と前記第2の組織の横磁化の位相とが異なる状態で、前記エコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　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RFプリパルス部は、前記RFプリパルスの後に、少なくとも1軸方向に、スポイル傾斜磁場パルス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。
  7. 　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、前記計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像に基づいて、前記コントラスト強調処理を施すための画素毎の重み係数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。
  8. 　請求項7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RFプリパルス部の無い計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像と、前記RFプリパルス部の有る計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像と、の位相差画像に基づいて前記画素毎の重み係数を決定し、該重み係数の分布を表す前記コントラスト強調処理を施すためのコントラスト強調用マスク画像を作成し、該コントラスト強調用マスク画像を前記再構成された画像の絶対値画像に画素毎に掛け合わせて前記コントラスト強調画像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。
  9. 　請求項7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、前記位相差画像において、前記第1の組織の位相を[0～1]の値に、第2の組織の位相を[1]に変換して前記重み係数と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8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、前記再構成した画像の絶対値画像の各画素値が所定の閾値より大きい領域を抽出するマスクを作成し、該マスクを前記位相差画像に掛け合わせて、該位相差画像における背景ノイズ領域の位相差を除去す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8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、前記位相差画像の各画素値に対して位相アンラップ処理を施すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　第1の共鳴周波数を有する第1の組織と、第2の共鳴周波数を有する第2の組織と、を含んで成る被検体の画像を、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調して、取得するコントラスト強調画像取得方法であって、
    　前記第1の共鳴周波数を有して、前記第1の組織の縦磁化を負に励起するRFプリパルスを前記被検体に印加するRFプリパルスステップと、
    　前記RFプリパルスによって励起された前記第1の組織の縦磁化がゼロ以上となる前に前記被検体からエコー信号を計測する計測ステップと、
    　前記エコー信号を用いて、前記被検体の画像を再構成する画像再構成ステップと、
    　前記再構成された画像から位相画像を求める位相画像算出ステップと、
    　前記位相画像に基づいて、前記再構成された画像に対して、いずれか一方の組織を他方の組織に対して重み付けするコントラスト強調処理を施すコントラスト強調処理ステップと、
    　を有してなることを特徴とするコントラスト強調画像取得方法。
  13. 　請求項12記載のコントラスト強調画像取得方法において、
    　前記コントラスト強調処理ステップは、前記再構成した画像の位相画像に基づいて、前記コントラスト強調処理を施すことを特徴とするコントラスト強調画像取得方法。
  14. 　請求項13記載のコントラスト強調画像取得方法において、
    　前記コントラスト強調処理ステップは、前記RFプリパルスの無い計測シーケンス部のみを用いたプリスキャンで取得した位相画像と、前記再構成した画像の位相画像と、の位相差画像に基づいて、いずれか一方の組織を他方の組織に対して強調するためのコントラスト強調用マスクを作成し、該コントラスト強調用マスクを前記再構成した画像の絶対値画像に掛け合わせて前記コントラスト強調画像を取得することを特徴とすることを特徴とするコントラスト強調画像取得方法。
  15. 　請求項14記載のコントラスト強調画像取得方法において、
    　前記コントラスト強調処理ステップは、前記位相差画像において、前記第1の組織の位相を[0～1]の値に、第2の組織の位相を[1]に変換して、前記コントラスト強調用マスクを作成することを特徴とするコントラスト強調画像取得方法。
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