JP2005152114A - Ｍｒｉ方法およびｍｒｉ装置 - Google Patents

Ｍｒｉ方法およびｍｒｉ装置 Download PDF

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Abstract

【課題】 希望する新たなコントラストの画像、たとえば、Ｔ１強調画像およびＴ２強調画像を同時に提供できるＭＲＩ装置およびＭＲＩ方法を提供することを目的とする。
【解決手段】 （１）下記の４種のパルスシーケンスダイアグラム（ＰＳＤ）を準備する（ステップ１１）。第１画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ１，ＴＲ１）、第２画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ１，ＴＲ２）、第３画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ２，ＴＲ１）、第４画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ２，ＴＲ２）、ただし、条件（ＴＥ１＜ＴＥ２，ＴＲ１＜ＴＲ２）である。（２）前記４つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集する（ステップ１２〜１５）。（３）各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号から４種のＭＲ画像Ｓ１〜Ｓ４を生成する（ステップ１６）。（４）画像相互の差分、（Ｓ３−Ｓ４）−（Ｓ１−Ｓ２）を求めて、求めた差分画像についてＴ１およびＴ２強調画像を得る。
【選択図】 図８

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）現象を用いて検出したＭＲ信号を用いて画像を構成する磁気共鳴画像処理（ＭＲＩ）方法と、それを実施するＭＲＩ装置に関する。
特に、本発明は、異なる複数のコントラストの画像から有用なコントラストの画像を生成する、ＭＲＩ方法とＭＲＩ装置に関する。
ＭＲ画像を用いた臨床において、被検体（人体）の被検部位の画像のコントラストを強調することが行われており、そのようなコントラストの強調としては、Ｔ１値が短い組織を強調するＴ１強調、Ｔ２値が長い組織を強調するＴ２強調、水素密度が高い組織を強調するプロトン密度強調が基本である。
そのような画像のコントラストを強調する方法としては、たとえば、スピンエコー法（ＳＥ）におけるＴ１強調、ファースト（高速）・スピンエコー法（ＦＳＥ）におけるＴ２強調、ＦＳＥ法におけるプロトン密度強調、グラディエント（勾配）エコー法（ＧＲＥ）におけるＴ２* 強調、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードにおけるＴ２／Ｔ１強調が試みられている。
しかしながら、上述した方法では、１つの情報のみに依存したコントラストの画像しか得られないという不利益に遭遇している。
たとえば、Ｔ１値が長く、かつ、Ｔ２値も長い組織だけを強調しようという要望があっても従来方法では実現できなかった。
また、たとえば、特定のＴ１値、Ｔ２値を持つ組織だけを強調しようとしても、従来方法では実現できなかった。
他方、ある特定の組織だけを選別する方法として計算画像処理方法が知られている。計算画像処理法とは、Ｔ１強調、Ｔ２強調、プロトン密度（ＰＤ）強調など、いくつかの画像から計算によりＴ１値、Ｔ２値を求める方法である。
しかしながらこの方法は、１ピクセル内の画像情報が複数種類の組織を含んでいる場合、正確な計算が行えないという問題に遭遇している。
さらにこの方法は、ノイズによる計算誤差の影響を大きく受ける上、計算誤差の影響を回避できないという不利益に遭遇している。
本発明の目的は、複雑な処理を付加せずに、希望する新たなコントラストの画像を提供できるＭＲＩ装置およびＭＲＩ方法を提供することを目的とする。
本発明の第１の観点によれば、エコー時間（ＴＥ）が同じと仮定され、繰り返し時間（ＴＲ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、前記２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号からＭＲ画像を生成し、２つのＭＲ画像の差分を求めた画像について特定のＴ１値を持つ組織を強調する、ＭＲＩ方法が提供される。
特定的には、求めた差分画像について長いＴ１値を持つ組織を強調する。
また特定的には、求めた差分画像について長いＴ１値および長いＴ２値を持つ組織を強調する。
本発明の第２の観点によれば、繰り返し時間（ＴＲ）が同じであり、エコー時間（ＴＥ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、
前記２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、
各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号から第１および第２ＭＲ画像を生成し、
２つのＭＲ画像の差分を求め、求めた差分画像から特定のＴ２値を持つ組織を強調する、
ＭＲＩ方法が提供される。
本発明の第３の観点によれば、エコー時間（ＴＥ）および繰り返し時間（ＴＲ）が異なる下記の４種のパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、
（１）第１ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ１、
（２）第２ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ２、
（３）第３ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ１、
（４）第４ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ２、
ただし、第１エコー時間ＴＥ１＜第２エコー時間ＴＥ２、
第１繰り返し時間ＴＲ１＜第２繰り返し時間ＴＲ２
である、
前記４つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、
各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号から第１〜第４のＭＲ画像を生成し、
（第３画像−第４画像）−（第１画像−第２画像）を求めて、求めた差分画像について特定のＴ１値および特定のＴ２値を持つ組織を強調する、
ＭＲＩ方法が提供される。
好ましくは、前記画像の差分を演算するとき、一方の画像に特定の組織を消去するための消去係数を乗じる。
本発明の第４の観点によれば、本発明の第１観点のＭＲＩ方法を実施する装置、すなわち、ＭＲＩ装置が提供される。
ＭＲＩ装置は、エコー時間（ＴＥ）が同じと仮定され、繰り返し時間（ＴＲ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）に従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、前記収集したＭＲ信号から少なくとも２つのＭＲ画像を生成する画像生成手段と、前記生成された２つのＭＲ画像の差分を求め、求めた差分画像から特定のＴ１値を持つ組織を強調する、画像強調手段とを具備する。
特定的には、前記画像強調手段は、前記生成された第２画像と第１画像との差分の画像を求め、求めた差分画像について長いＴ１値を持つ組織を強調する。
また特定的には、前記画像強調手段は、求めた差分画像について長いＴ１値および長いＴ２値を持つ組織を強調する。
本発明の第５の観点によれば、本発明の第２観点のＭＲＩ方法を実施する装置、すなわち、ＭＲＩ装置が提供される。
ＭＲＩ装置は、繰り返し時間（ＴＲ）が同じであり、エコー時間（ＴＥ）が異なる下記２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、
前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、
前記収集したＭＲ信号から第１および第２のＭＲ画像を生成する、画像生成手段と、
前記生成された第２画像と第１画像との差分を求め、求めた差分画像について特定のＴ２値を持つ組織を強調する、画像強調手段と
を具備する。
本発明の第６の観点によれば、本発明の第３観点のＭＲＩ方法を実施する装置、すなわち、ＭＲＩ装置が提供される。
ＭＲＩ装置は、エコー時間（ＴＥ）および繰り返し時間（ＴＲ）が異なる下記の４種のパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、
（１）第１ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ１、
（２）第２ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ２、
（３）第３ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ１、
（４）第４ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ２、
ただし、第１エコー時間ＴＥ１＜第２エコー時間ＴＥ２、
第１繰り返し時間ＴＲ１＜第２繰り返し時間ＴＲ２
である、
前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、
前記収集したＭＲ信号から第１〜第４のＭＲ画像を生成する、画像生成手段と、
下記画像の差分、（第３画像−第４画像）−（第１画像−第２画像）を求め、求めた差分の画像について特定のＴ１値および特定のＴ２値を持つ組織を強調する、画像強調手段と
を具備する。
好ましくは、前記画像強調手段において、前記画像の差分を演算するとき、一方の画像に特定の組織を消去するための消去係数を乗じる。
本発明においては、エコー時間ＴＥと繰り返し時間ＴＲによって定まる、パルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）について、
（１）同じエコー時間と異なる繰り返し時間、または、
（２）異なるエコー時間と同じ繰り返し時間、または、
（３）異なるエコー時間と異なる繰り返し時間の
ＰＳＤを複数準備し、それらのＰＳＤについてマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、得られた画像の差分をとることにより、準備したＰＳＤのＴＲまたはＴＥに応じて、希望する組織についての強調画像を得る。
好ましくは、前記画像の差分を演算するとき、一方の画像に特定の組織消去係数を乗じて特定の組織を画像から消去する。
なお、このような、エコー時間と繰り返し時間を含むＰＳＤを実施する時、たとえば、スピンエコー（ＳＥ）法、ファスト・スピンエコー（ＦＳＥ）、または、グラディエント・エコー法などを用いることができる。
本発明においては、異なるＰＳＤを複数準備し、それらのＰＳＤについてマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、得られた画像の差分をとることにより、準備したＰＳＤの繰り返し時間ＴＲまたはエコー時間ＴＥに応じて、希望する強調画像を得ることができる。
すなわち、本発明によれば、エコー時間ＴＥ、繰り返し時間ＴＲの一方が同じで他方が異なる画像、あるいは、両者が異なる２以上のコントラストを持つ画像を合成して処理することにより、特定のＴ１値、Ｔ２値を持つ組織のみを強調できる。
たとえば、特定のＴ１を強調すると、水分と脂肪とを同時に画像から消去できる。本発明によると、特定のＴ１を調教できるので、水分と脂肪分とを同時に消去できるという利点がある。
また、特定のＴ２を強調すると、見たい組織を選択して見ることができる。本発明によると、さらに、特定のＴ２値を調整できるので、ユーザーが見たい組織を選択することができる。
さらに、ＴＲが十分長い画像と、ＴＲが短い画像とを合成（差分）することにより、脂肪の信号強度を低減することができる。
また好ましくは、２以上の画像を合成するとき、単純な差分ではなく、適切な係数を乗じて差分（合成）を行うことができる。そのような係数としては、合成すべき２枚の画像の比率を用いることもできるし、固定値を用いることもできる。
本発明においては、各データを用いて脂肪抑制ができるため、磁場が不均一なマグネットシステム、低磁場システムでも、脂肪抑制が可能となる。
同様に、核データを用いて脂肪抑制をするＦＳＥ法によるＩＲと比較すると、本発明はコントラストが計算しやすいという利点がある。
本発明は、従来のＴ１、Ｔ２計算画像とは異なり、１ピクセル内に複数の組織が存在する場合でも上述した効果を得ることができる。
本発明は、ＰＳＤを希望する強調が実現されるように設定すればよく、ＭＲＩ装置内の制御手段、データ処理手段などを変更する必要がない。
本発明の実施の形態のＭＲＩ装置およびこのＭＲＩ装置における信号処理方法について述べる。
ＭＲＩ装置の構成
まず、本発明のＭＲＩ装置の構成例について述べる。
図１は本発明の第１実施の形態としてのＭＲＩ装置の構成図である。
図１に図解したＭＲＩ装置は、マグネットシステム１００と、データ収集部１５０と、ＲＦコイル駆動部１４０と、勾配コイル駆動部１３０と、制御部１６０と、データ処理部１７０と、表示部１８０と、操作部１９０とを有する。
マグネットシステム１００は、主磁場コイル部１０２と、勾配コイル部１０６と、ＲＦコイル部１０８と有しており、電磁波および磁気に対する遮蔽を施したスキャンルームに設置されている。
主磁場コイル部１０２と、勾配コイル部１０６と、ＲＦコイル部１０８は概ね円筒状の形状に構成されており、マグネットシステム１００の内部空間（ボア）に被検体である人体３００が、クレードル５００に載置されて、図示しない搬送手段によってクレードル５００とともに被検部位に応じて、搬入、排出可能に移動される。
主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００のボアに静磁場を形成する。静磁場の方向は被検体である人体３００の体軸方向に概ね平行していて、水平磁場を形成している。
本実施の形態においては、主磁場コイル部１０２は、たとえば、超電導磁石などの磁石で構成した例を示している。
勾配コイル駆動部１３０は、制御部１６０の制御のもとで、勾配コイル部１０６を駆動して、マグネットシステム１００に形成された静磁場強度に勾配（傾斜）を持たせる。勾配コイル部１０６によって発生する勾配磁場としては、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、位相（フェーズ）エンコード勾配磁場の３種があり、勾配コイル部１０６は、これら３種の勾配磁場を発生させる３種の勾配コイルを有する。
ＲＦコイル部１０８は送信コイルと受信コイルとを有する。送信コイルと受信コイルはそれぞれ専用のコイルを２つ設けてもよいし、両者を共用して１つのコイルを設けるだけでもよい。本明細書においては、便宜上、ＲＦコイル部１０８を送信用ＲＦコイルと受信用ＲＦコイルの両者を含むものとして扱う。
ＲＦコイル駆動部１４０は、データ処理部１７０の制御のもとで、ＲＦコイル部１０８の送信コイル（送信用ＲＦコイル）を駆動して（励起して）、マグネットシステム１００の静磁場空間に被検体である人体３００内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。ＲＦコイル部１０８の受信コイル（受信用ＲＦコイル）が励起されたスピンが発生する電磁波である磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出する。
受信用ＲＦコイル部１０８（受信用ＲＦコイル）は、たとえば、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態では、自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号、スピンエコー（ＳＥ）信号、および、励起エコー（ＳＴＥ）信号などが重畳された、ＭＲ信号を検出する。
データ収集部１５０は、制御部１６０の制御のもとで、受信用ＲＦコイルで検出したＭＲ信号を入力して（収集して）データ処理部１７０に出力する。
データ処理部１７０はコンピュータを有しており、コンピュータのメモリに記憶された各種のプログラムに従って、制御部１６０と協働して、下記に詳述する方法で設定されたパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）に基づくＭＲ信号の収集処理、収集したＭＲ信号から画像を生成する処理、生成した画像相互の差分を算出して差分画像について各種強調処理を行う。また、データ処理部１７０はＭＲＩ処理に関する各種の動作を遂行する。
すなわち、データ処理部１７０は、たとえば、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号をデータ処理部１７０内の２次元フーリエ空間のデータ空間が規定されているメモリに保存し、そのメモリに保存したＭＲ信号を用いて、たとえば、最大輝度投影法（ＭＩＰ）などによる灌流画像処理を含む各種の信号処理を行う。
データ処理部１７０は、処理結果を被検体のＭＲＩ画像として表示部１８０に表示する。
制御部１６０は、データ処理部１７０と協働して、設定されたＰＳＤに従って、勾配コイル駆動部１３０、ＲＦコイル駆動部１４０、データ収集部１５０を制御し、被検体である人体３００の被検部位の撮像のための制御を行う。
すなわち、本発明において、制御部１６０は、データ処理部１７０と協働して、設定されたＰＳＤに基づいて、下記に述べる処理を行う。ＰＳＤは本実施の形態においては、オペレータによって操作部１９０から設定され、データ処理部１７０を介して制御部１６０のメモリに記憶されているとする。
操作部１９０は、ＭＲＩ装置を使用する医師、技師など（以下、オペレータ）が所望の動作処理を指示するために使用する。操作部１９０において指示された内容をデータ処理部１７０と制御部１６０とが協働して処理する。
本実施の形態においては、オペレータがＰＳＤを操作部１９０を介して制御部１６０のメモリに設定する。
制御部１６０は、ＰＳＤに従って、マグネットシステム１００内の各種磁場発生コイルを付勢（励起）する。その励起例を下記に述べる。
ＭＲＩ装置の概略動作
ＭＲＩ装置を操作するオペレータが、操作部１９０から希望するＭＲＩ操作を指示する。ＭＲＩ操作に先立って、オペレータは、希望するＰＳＤを制御部１６０に設定する。
データ処理部１７０は操作部１９０の指示に応じて制御部１６０とともに、設定されたＰＳＤに従って、勾配コイル駆動部１３０を介して主磁場コイル部１０２によって発生されている静磁場内に、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、フェーズ（位相）エンコード勾配磁場などを発生させる。また、データ処理部１７０は操作部１９０の指示に応じて制御部１６０とともに、ＲＦコイル駆動部１４０を介して送信用コイルを励起してマグネットシステム１００の静磁場空間に被検体である人体３００内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。
データ処理部１７０および制御部１６０は被検体である人体３００の被検部位に応じて図示しない搬送手段を駆動してクレードル５００をマグネットシステム１００のボア内に移動させる。
たとえば、医師が被検体である人体３００にＭＲ造影剤、たとえば、ガドリニウム（Ｇｄ）化合物の造影剤を経静脈的に注入（静注）する。
ＧｄはＭＲ画像には直接には写らないが、組織中の水素の陽子の緩和を促進することになり、その存在が、データ処理部１７０における処理によって、間接的にＭＲ画像として表示部１８０に写ることになる。したがって、造影剤を注入した後に検出されたＭＲ信号は、間接的に、造影剤の位置と濃度を示している。
受信用ＲＦコイルは、励起されたスピンが発生する電磁波であるＭＲ信号（エコー信号）を連続して検出する。
データ収集部１５０は、受信用ＲＦコイルで連続的に検出したＭＲ信号を連続的に入力し、データ処理部１７０に連続的に出力する。
データ処理部１７０は、データ処理部１７０を構成するコンピュータのメモリに記憶されているＭＲＩ処理に関する各種のプログラムを動作させて、データ収集部１５０で収集したＭＲ信号をデータ処理部１７０内の２次元フーリエ空間のデータ空間が規定されているメモリに保存し、そのメモリに保存したＭＲ信号を用いて、たとえば、最大輝度投影法（ＭＩＰ）などの手法で灌流画像処理を行うなど、各種の信号処理を行う。データ処理部１７０は灌流画像を表示部１８０に表示する。
以下、制御部１６０における処理を中心に述べる。
なお、Ｔ１強調、Ｔ２強調することはＰＳＤによって規定されるから、オペレータは操作部１９０を用いて事前に制御部１６０またはデータ処理部１７０に所望のＰＳＤを設定しておく。制御部１６０は設定されたＰＳＤに基づいたマグネットシステム１００の駆動処理を行う。
本発明に関係するＭＲＩの基本内容
本発明のＭＲＩ装置およびＭＲＩ方法の詳細を述べる前に、ＭＲＩに関する技術のうち、本発明に関係する内容を述べる。
（１）ＴＲは繰り返し（反復）時間を言う。繰り返し時間ＴＲとは、共鳴信号を得るため使用するＲＦパルスが出力される時間間隔を言い、縦緩和（Ｔ１緩和、スピン・格子緩和）量を決定する。
（２）ＴＥはエコー（遅延）時間（以下、エコー時間）を言う。エコー時間ＴＥとは、スピンを励起する最初のＲＦパルスを出力した後エコー信号を得るまでの時間を言い、エコー時間ＴＥは横磁化のスピンの分散の程度（横緩和、Ｔ２緩和、スピン・スピン緩和）を決定する。
（３）Ｔ１は縦緩和時間（またはスピン格子緩和時間）をいう。
（４）Ｔ２は横緩和時間（またはスピン・スピン緩和時間）をいう。
（５）Ｔ２* はグラディエント・エコー法における自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号の減衰を表す指数関数の時定数をいう（ｅ-t/T 2 * ）。
縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間Ｔ２は組織に固有の特性であり、組織ごとＴ１、Ｔ２は決まっている。代表的な組織のＴ１、Ｔ２を下記に例示する。
Figure 2005152114
横緩和時間Ｔ２
組織の横緩和時間Ｔ２は組織中の水素原子核のスピンの位相分散する速さによって特徴づけられる。早く位相分散すればＴ２は短くなり、ゆっくり位相分散すればＴ２は長くなる。
水分子のＨ−Ｏ−Ｈという構造とその希薄さから、水素プロトン間のスピン・スピン相互作用は非常に小さいので、他の組織に比べ、水では位相分散は非常にゆっくりした速度で進行する。よって水のＴ２緩和時間は長い。
固体の分子構造は純粋な水と対称的であり、非常に緊密な構造で水素プロトン間の相互作用も頻繁に起こる。多くのスピン・スピン相互作用により位相分散は速く進むので、固体のＴ２時間は短い。
脂肪および蛋白質性物質の構造は、位相分散は固体より遅く、水より速いので、脂肪および蛋白質性物質のＴ２時間は、水と固体の中間に位置する。
縦緩和時間Ｔ１
組織の縦緩和時間Ｔ１は組織中の水素原子核がエネルギーを周囲の格子との間で授受できるか否かに影響される。最も高率のエネルギーの付与はプロトンの自由運動がラーモア周波数になるときに起こることが知られている。換言すれば、水素プロトンの歳差周波数は１テスラの磁場で４２．６ＭＨｚになる。しかし、自然運動周波数はその組織の物理的状態に依存し、結合原子や近傍にある原子によって大きな影響を受ける。
水という小さな分子の中では、たとえば、固体中の水素プロトンに比べて、水素プロトンは比較的高い自然周波数を持っている。また水中の水素プロトンの自然運動周波数は水素のラーモア周波数よりずっと高い。よって水のＴ１時間は長い。
固体中の水素プロトンの自然運動周波数は水中よりも低い。固体中の水素プロトンの自然運動周波数は水素のラーモア周波数より幾分低い。よって固体のＴ１時間は水のＴ１時間より幾分短い。
脂肪の水素プロトンはＭＲＩで用いられるラーモア周波数とほぼ同じ自然運動周波数を持つ。脂肪における末端の炭素・炭素結合周囲にある炭素の回転運動周波数がラーモア周波数に近く、プロトンと格子とのエネルギー授受が増加するための生ずる結果であり、Ｔ１時間を短縮する。
蛋白質性物質のＴ１は、固体と水との間に位置する。
図２（Ａ）は脂肪、水、固体のＴ１回復曲線を示し、図２（Ｂ）は脂肪、水、固体のＴ２減衰曲線を示す。
図２（Ａ）、（Ｂ）から、脂肪は最も短いＴ１を持ち、もっとも急峻なＴ１回復曲線を示すことが分かる。同様に、蛋白質性液体は短いＴ１を示すことが分かる。水は最も長いＴ１を持ち、最も遅いＴ１回復曲線を示すことが分かる。固体は中間のＴ１を持つことが分かる。
上述したように、縦緩和時間Ｔ１は繰り返し時間ＴＲによって規定され、長いＴＲはＴ１の影響を減少させ、短いＴＲはＴ１の影響を増強させる（コントラストを強化する）。他方、横緩和時間Ｔ２はエコー（遅延）時間ＴＥによって規定され、短いＴＥはＴ２（Ｔ２* ）の影響を減少させ、長いＴＥはＴ２（Ｔ２* ）の影響を増強させる（コントラストを強化する）。
Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像はそれぞれ、ある組織を強調した画像である。
Ｔ１強調画像とは、たとえば、スピンエコー（ＳＥ）法において短い繰り返し時間ＴＲで撮像した画像である。ＳＥ法においてＴ１強調を行うと、短いＴＥ（たとえば、数ｍｓ）と、短いＴＲ（たとえば、３００〜５００ｍｓ）を設定することにより、Ｔ１値のより長い組織を高輝度で画像を生成することができる。
図３にＳＥ法の例を図解した。
Ｔ２強調画像とは、たとえば、スピンエコー（ＳＥ）法またはファスト・スピンエコー（ＦＳＥ）法において長い繰り返し時間ＴＲで撮像した画像である。その場合発生するエコー信号はＴ２減衰に従うのでそのような画像をＴ２強調画像と呼ぶ。
なおＳＥ法においてＴ２強調画像を得る場合は、縦磁化が十分回復するまで待って次のＲＦパルスを印加するから、繰り返し時間ＴＲが長くなる。繰り返し時間ＴＲが長いことは、撮像時間が非常に長くなるという問題があり、それを解決するため、ＦＳＥ法を用いる。
図４にＦＳＥ法の例を図解した。
ＦＳＥ法は、１個の励起用９０°パルスと、それに引き続く複数の収束用１８０°パルスを用いることにより、多数のスピン・エコーを発生させ、それらを別々に位相エンコード信号とすることにより、飛躍的な高速化を実現した撮像法をいう。
ＦＳＥ法においてＴ２強調を行うと、長いＴＥ（たとえば、１００〜２００ｍｓ）と長いＴＲ（たとえば、２０００〜５０００ｍｓ）を設定することにより、Ｔ２値のより長い組織を高輝度で画像を生成することができる。
ＦＳＥ法においてプロトン密度強調を行うと、短いＴＥ（たとえば、数ｍｓ）と長いＴＲ（たとえば、２０００〜５０００ｍｓ）を設定することにより、水素密度のより高い組織を高輝度で画像を生成することができる。
Ｔ２* 強調画像とは、グラディエント・エコー（ＧＲＥ）法においては自由誘導減衰（ＦＩＤ）のようなＴ２* 減衰に従って緩和が生じるので、そのような方法により得られる画像をＴ２* 強調画像と呼ぶ。
ＧＲＥ法においてＴ２* 強調を行うと、長いＴＥ（たとえば、２０ｍｓ）と、ＧＲＥ法としては長いＴＲ（たとえば、数１００ｍｓ）を設定することにより、Ｔ２* 値のより長い組織を高輝度で画像を生成することができる。
定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）モードにおいてＴ２／Ｔ１強調を行うと、グラディエントエコー法（ＧＲＥ法）にしては短いＴＥ（たとえば、数ｍｓ）と、ＧＲＥ法にしては短いＴＲ（たとえば、１０ｍｓ）を設定することにより、比率Ｔ２／Ｔ１の高い組織を高輝度で画像を生成することができる。
ＰＳＤの具体例
繰り返し時間ＴＲはＰＳＤによって規定される。換言すれば、ＭＲＩ装置のオペレータが、上述した知見に基づき、そして、希望する強調に基づいて、設定したＰＳＤによって規定される。
図５（Ａ）〜（Ｅ）に、ＳＳＦＰモードの具体的なＰＳＤの例を示す。
このようなＰＳＤは、図１を参照して述べる制御部１６０に、操作部１９０を介して設定される。
図５（Ａ）は、送信用ＲＦコイルに印加される励起信号の周波数の波形図であり、１ＴＲ間で（サイクル間で）、連続するＲＦ信号は制御部１６０の制御のもとで、反復時間ＴＲの周期で送信用ＲＦコイルに印加される。上述したように、勾配コイル駆動部１３０は、制御部１６０の制御のもとで、勾配コイル部１０６を駆動して、マグネットシステム１００に形成された静磁場強度に勾配（傾斜）を持たせる。勾配コイル部１０６によって発生する勾配磁場としては、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場、位相エンコード勾配磁場の３種があり、勾配コイル部１０６は、これら３種の勾配磁場を発生させる３種の勾配コイルを有する。
図５（Ｂ）は上記スライス勾配磁場を生成するためのスライス（ＳＬＩＣＥ）パルスの波形図である。
図５（Ｃ）は上記リードアウト勾配磁場を生成するためのリードパルスＲＤの波形図である。
図５（Ｄ）は上記位相エンコード磁場を生成するためのワープ（Ｗａｒｐ）パルスの波形図であり、ワープパルスも、実線で例示したように、１ＴＲ間で（サイクル間で）中心ワープパルスＷＷ0 を挟んで上下の信号の積分が０となる波形をしている。たとえば、第１ワープパルスＷＰ１は上下対称の波形をしている。第２ワープパルスＷＰ２、第３ワープパルスＷＰ３も同様である。
図５（Ｅ）は受信用ＲＦコイルがＭＲ信号として検出するエコー信号の波形図である。データ処理部１７０は受信用ＲＦコイルからのＭＲ信号を入力して、被検体のＭＲＩ像ＭＲIMAGE を生成して、表示部１８０に表示する。
本発明の強調処理の例
本発明に用いるＰＳＤとしては、たとえば、図３に例示したスピンエコー（ＳＥ）法用のＰＳＤ、図４および図５に例示したファースト・スピンエコー（ＦＳＥ）法用のＰＳＤ、グラディエント・エコー（ＧＲＥ）法用のＰＳＤ、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）法用のＰＳＤなどを用いる。
第１実施の形態、Ｔ１強調
まず、本発明の強調処理の第１実施の形態としてＴ１強調について述べる。
たとえば、ＳＥ法またはＦＳＥ法におけるＭＲ信号の信号強度Ｓは下記式１で与えられる。
Figure 2005152114
したがって、エコー時間ＴＥが同じで、異なる繰り返し時間ＴＲ、すなわち、第１および第２繰り返し時間ＴＲ１とＴＲ２についての画像生成に用いるＭＲ信号（エコー信号）は下記の信号強度Ｓ１、Ｓ２となる。ただし、ＴＲ１＜ＴＲ２である。
Figure 2005152114
上記ＳＥ法またはＦＳＥ法における２つのＭＲ信号の信号強度Ｓ１、Ｓ２の差分（Ｓ１〜Ｓ２）を求めると下記式３となる。ただし、差分の例として（Ｓ２−Ｓ１）を例示する。
Figure 2005152114
上記信号強度の差分についての式３をＴ１値で微分してＴ１値の極大値を求めると、極大値は下記式４で示される。
Figure 2005152114
たとえば、式４において、ＴＲ１＝３００ｍｓ、ＴＲ２＝１０００ｍｓとすると、図６（Ａ）に図解したように、Ｔ１＝５８１ｍｓの組織が最も強調され、その他の組織はＴ１が５８１ｍｓから離れるに従って信号強度が低下する。したがって、Ｔ１＝５８１ｍｓの組織が最も強調された画像を得ることができる。
本発明の第１実施の形態のＭＲＩ装置においては、たとえば、図７のフローチャートに示した下記の処理が行われる。
（１）ステップ１
オペレータは、エコー時間ＴＥが同じで、第１繰り返し時間ＴＲ１と第２繰り返し時間ＴＲ２とが異なる、下記２つのＰＳＤを準備し、操作部１９０を介して制御部１６０に設定する。
操作部１９０は本発明におけるＰＳＤを準備する手段に該当する。
（ａ）第１画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ，ＴＲ１）、
（ｂ）第２画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ，ＴＲ２）、
ただし、第１繰り返し時間ＴＲ１＜第２繰り返し時間ＴＲ２である。
なお、第１画像を撮像するために用いる第１画像用ＰＳＤにおけるエコー時間と第１の繰り返し時間とを、第１画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ，ＴＲ１）として示し、第２画像を撮像するために用いる第２画像用ＰＳＤにおけるエコー時間と第２の繰り返し時間とを、第２画像用ＰＳＤ（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ，ＴＲ２）として示した。
このようなＰＳＤを実施する時、たとえば、スピンエコー（ＳＥ）法、ファスト・スピンエコー（ＦＳＥ）、グラディエント・エコー法、ＳＳＦＰ法などを用いることができる。
（２）ステップ２
制御部１６０において第１繰り返し時間ＴＲ１の第１ＰＳＤでマグネットシステム１００を励起し、データ収集部１５０がＭＲ信号を収集する。
制御部１６０が本発明のマグネットシステムを駆動する手段に該当し、データ収集部１５０が本発明のデータ収集手段に該当する。
（３）ステップ３
制御部１６０において再度、第２繰り返し時間ＴＲ２の第２ＰＳＤでマグネットシステム１００を励起し、データ収集部１５０でＭＲ信号を収集する。
（４）ステップ４
データ処理部１７０は、データ収集部１５０において収集した２度のＭＲ信号から２つの画像ａ、ｂを生成する。
データ処理部１７０が本発明の画像生成手段に該当する。
（５）ステップ５
データ処理部１７０が２つの画像ａ、ｂの差分を取り、求めた差分の画像について特定のＴ１値を持つ組織を強調する画像を生成する。その結果は、たとえば、操作部１９０に表示される。
データ処理部１７０が本発明の強調画像生成手段に該当する。
第２実施の形態、Ｔ２強調
本発明の強調処理の第２実施の形態として、Ｔ２強調について述べる。
ある特定のＴ２値についても上記第１実施の形態と同様の方法により強調することができる。
繰り返し時間ＴＲが同じで、エコー時間ＴＥが異なる、すなわち、第１および第２エコー時間ＴＥ１、ＴＥ１が異なる（但し、ＴＥ１＜ＴＥ２）の２つのＰＳＤを実行すると、異なるエコー時間ＴＥ１、ＴＥ１については下記式５で表される信号強度Ｓａ、Ｓｂとなる。
Figure 2005152114
２つのＭＲ信号の信号強度Ｓａ、Ｓｂの差分（Ｓａ〜Ｓｂ）をとると下記式３となる。ただし、差分の例として、（Ｓａ−Ｓｂ）を例示する（したがって、ＴＥ１＜ＴＥ１）。
Figure 2005152114
式６をＴ２値で微分してＴ２値の極大値を求めると下記式７となる。
Figure 2005152114
たとえば、ＴＥ１＝５０ｍｓ、ＴＥ１＝３００ｍｓとすると、図６（Ｂ）に図解したように、Ｔ２＝１５０ｍｓの組織が最も強調され、その他の組織はＴ２が１５０ｍｓから離れるに従って信号強度が低下する。したがって、Ｔ２＝１５０ｍｓの組織が最も強調された画像を得ることができる。
第３実施の形態、一般的強調
本発明の強調処理の第３実施の形態においては、好ましくは、２つのコントラストから特定のＴ１、Ｔ２値のみを持つ組織を強調する画像を生成する。
第３実施の形態に用いるＰＳＤとしては、たとえば、ＳＥ法用のＰＳＤ、または、ＦＳＥ法用のＰＳＤを用いる。
第３実施の形態においては、特定のコントラストの画像を生成するため、それぞれ異なるＴＲ、ＴＥを持つ画像を複数回測定する。その後、それらの画像を合成してある特定のＴ１値、Ｔ２値の組織のみ強調する。
たとえば、ＳＥ法のコントラストは一般的に下記式で表される。
Figure 2005152114
この方法ではｎ、すなわち、１ピクセル内に存在する組織の種類が１（ｎ＝１）である必要はなく、１ピクセル内に複数の組織が存在（混在）していても問題なく計算できる。この点において、本発明は従来方法に対して優れている。
図８を参照して第３実施の形態について述べる。
図８、ステップ１１：オペレータは下記の４種のＰＳＤを準備して制御部１６０に設定する。
（１）第１画像用ＰＳＤ１（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ１，ＴＲ１）、
（２）第２画像用ＰＳＤ２（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ１，ＴＲ２）、
（３）第３画像用ＰＳＤ３（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ２，ＴＲ１）、
（４）第４画像用ＰＳＤ４（ＴＥ，ＴＲ）＝（ＴＥ２，ＴＲ２）
ただし、条件（ＴＥ１＜ＴＥ２，ＴＲ１＜ＴＲ２）。
ステップ１２〜１５：制御部１６０およびデータ処理部１７０が上記第 1〜第４ＰＳＤ１〜ＰＳＤ４を順次行う。
すなわち、たとえば、ＰＳＤ１に基づいて制御部１６０がマグネットシステム１００の励起（駆動）を行い、データ処理部１７０がその結果のＭＲ信号を収集する。この処理をＰＳＤ２〜ＰＳＤ４について行う。
ステップ１６：データ処理部１７０がＰＳＤ１〜４に基づいて収集したＭＲ信号から画像１〜４を生成する。
ステップ１７：データ処理部１７０が、（画像３−画像４）−（画像１−画像２）を計算する。その結果として、下記のコントラストが得られる。
Figure 2005152114
上式９を、Ｔ１、Ｔ２で偏微分すると、Ｔ１、Ｔ２各々の極大値が得られる。Ｔ１、Ｔ２各々の極大値から離れるにしたがって信号強度は低下する。その結果、Ｔ１値、Ｔ２値を持った組織を強調することができる。
第４実施の形態
本発明の第４実施の形態において、たとえば、特定の組織、たとえば、脂肪の信号（画像）を消去する方法としては、十分に長いＴＲを用いたＰＳＤにより得られた画像と、短いＴＲを用いたＰＳＤにより得られた画像との差分をとることにより、脂肪の信号を抑えることができる。
ある特定のＴ１を強調する場合において、異なる繰り返し時間ＴＲ１、ＴＲ２の画像の差分は、下記式で表されるコントラストになる。
Figure 2005152114
この場合、ＴＲ２が十分長いと、たとえば、２０００〜４０００ｍｓ程度のＴＲｂの場合、ｅｘｐ（−ＴＲ２／Ｔ１ｎ）はほぼ０になり、下記式１１で近似できる。
Figure 2005152114
式１１から、Ｔ１とＴ２とが共に長い組織に強調できることが分かる。
つまり、脂肪は、Ｔ１＝２００ｍｓ、Ｔ２＝１００ｍｓ程度であるため、信号強度が低下する傾向になる。逆に、Ｔ１、Ｔ２が共に長め、たとえば、Ｔ１＞１０００ｍｓ、Ｔ２＞１００ｍｓの腫瘍、血管、脳脊髄液などの組織が強調できる。
第５実施の形態
上述した実施の形態において、２つの画像の差分をとる場合、単純な差分をとっていたが、何らかの係数を乗じて減算を行うこともできる。その係数をａとすると、たとえば、下記式になる。
Figure 2005152114
係数ａは固定であってもよい。
また、ある特定の組織、たとえば脂肪（ファット）を消去したい場合、脂肪のＴ１値をＴ１ｆとすると、ａ＝ｅｘｐ（−ＴＲ１／Ｔ１ｆ）／ｅｘｐ（−ＴＲ２／Ｔ１ｆ）となるように、ファット消去係数ａを最適化すると、効率よく脂肪の画像を消去することができる。ファット消去係数ａをオペレーターが調整しても良い。
上述した例示は、脂肪について述べたが、他の特定の組織の画像を消去する事も可能である。そのときは、その特定の組織の消去に適した消去係数を用いる。
その他の実施の形態
以上の方法は、ＳＥ法、ＦＳＥ法などを用いた場合について述べたが、本発明の実施の形態に際しては、ＳＥ法、ＦＳＥ法などに限定されず、たとえば、ＧＲＡＳＳ、スポイルドＧＲＡＳＳ、ＳＳＦＰ法などの異なるコントラストの画像を合成しても、上述した本発明の実施の形態と同様の結果を得ることができる。
図１は本発明の第１実施の形態としてのＭＲＩ装置の構成図である。 図２（Ａ）は主要な組織のＴ１回復曲線、図２（Ｂ）は主要な組織のＴ２減衰曲線を示すグラフである。 図３はＳＥ法を説明するグラフである。 図４はＦＳＥ法を説明するグラフである。 図５（Ａ）〜（Ｅ）はＦＳＥ法のＰＳＤの１例を図解するグラフである。 図６（Ａ）はＴ１強調を例示するグラフであり、図６（Ｂ）はＴ２強調を例示するグラフである。 図７は本発明の第１実施の形態のＭＲＩ装置で行われる制御処理を示す第１のフローチャートである。 図８は本発明の第２実施の形態のＭＲＩ装置で行われる制御処理を示す第２のフローチャートである。
符号の説明
１００・・マグネットシステム
１０２・・主磁場コイル部、１０６・・勾配コイル部
１０８・・ＲＦコイル部
１３０・・勾配コイル駆動部 １４０・・ＲＦコイル駆動部
１５０・・データ収集部 １６０・・制御部
１７０・・データ処理部 １８０・・表示部
１９０・・操作部、３００・・被検体、５００・・クレードル

Claims (12)

  1. エコー時間（ＴＥ）が同じと仮定され、繰り返し時間（ＴＲ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、
    前記２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、
    各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号からＭＲ画像を生成し、
    ２つのＭＲ画像の差分を求めた画像について特定のＴ１値を持つ組織を強調する、
    ＭＲＩ方法。
  2. 前記求めた差分画像について長いＴ１値を持つ組織を強調する、
    請求項１記載のＭＲＩ方法。
  3. 前記求めた差分画像について長いＴ１値および長いＴ２値を持つ組織を強調する、
    請求項１記載のＭＲＩ方法。
  4. 繰り返し時間（ＴＲ）が同じであり、エコー時間（ＴＥ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、
    前記２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、
    各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号から第１および第２ＭＲ画像を生成し、
    ２つのＭＲ画像の差分を求め、求めた差分画像から特定のＴ２値を持つ組織を強調する、
    ＭＲＩ方法。
  5. 第１および第２のエコー時間（ＴＥ）と第１および第２の繰り返し時間（ＴＲ）との組み合わせた４種のパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）を準備し、
    （１）第１ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ１、
    （２）第２ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ２、
    （３）第３ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ１、
    （４）第４ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ２、
    ただし、第１エコー時間ＴＥ１＜第２エコー時間ＴＥ２、
    第１繰り返し時間ＴＲ１＜第２繰り返し時間ＴＲ２
    である、
    前記４つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動し、そのときのＭＲ信号を収集し、
    各ＰＳＤに従って収集したＭＲ信号から第１〜第４のＭＲ画像を生成し、
    （第３画像−第４画像）−（第１画像−第２画像）を求めて、求めた差分画像について特定のＴ１値および特定のＴ２値を持つ組織を強調する、
    ＭＲＩ方法。
  6. 前記画像の差分を演算するとき、一方の画像に特定の組織を消去するための消去係数を乗じる、
    請求項１〜５いずれか記載のＭＲＩ方法。
  7. エコー時間（ＴＥ）が同じと仮定され、繰り返し時間（ＴＲ）が異なる少なくとも２つのパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）に従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、
    前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、
    前記収集したＭＲ信号から少なくとも２つのＭＲ画像を生成する画像生成手段と、
    前記生成された２つのＭＲ画像の差分を求め、求めた差分画像から特定のＴ１値を持つ組織を強調する、画像強調手段と
    を具備する、
    ＭＲＩ装置。
  8. 前記画像強調手段は、前記求めた差分画像について長いＴ１値を持つ組織を強調する、
    請求項７記載のＭＲＩ装置。
  9. 前記画像強調手段は、前記求めた差分画像について長いＴ１値および長いＴ２値を持つ組織を強調する、
    請求項７記載のＭＲＩ装置。
  10. 繰り返し時間（ＴＲ）が同じであり、エコー時間（ＴＥ）が異なる２つのＰＳＤに従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、
    前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、
    前記収集したＭＲ信号から第１および第２のＭＲ画像を生成する、画像生成手段と、
    前記生成された第２画像と第１画像との差分を求め、求めた差分画像について特定のＴ２値を持つ組織を強調する、画像強調手段と
    を具備する、ＭＲＩ装置。
  11. 第１および第２のエコー時間（ＴＥ）と第１および第２の繰り返し時間（ＴＲ）との組み合わせた下記の４種のパルスシーケンスデータベース（ＰＳＤ）に従ってＭＲＩ装置のマグネットシステムを駆動する駆動手段と、
    （１）第１ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ１、
    （２）第２ＰＳＤのエコー時間はＴＥ１で、繰り返し時間はＴＲ２、
    （３）第３ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ１、
    （４）第４ＰＳＤのエコー時間はＴＥ２で、繰り返し時間はＴＲ２、
    ただし、第１エコー時間ＴＥ１＜第２エコー時間ＴＥ２、
    第１繰り返し時間ＴＲ１＜第２繰り返し時間ＴＲ２
    である、
    前記マグネットシステムを駆動したときのＭＲ信号を収集する収集手段と、
    前記収集したＭＲ信号から第１〜第４のＭＲ画像を生成する、画像生成手段と、
    下記画像の差分、（第３画像−第４画像）−（第１画像−第２画像）を求め、求めた差分の画像について特定のＴ１値および特定のＴ２値を持つ組織を強調する、画像強調手段と
    を具備する、ＭＲＩ装置。
  12. 前記画像強調手段において、前記画像の差分を演算するとき、一方の画像に特定の組織を消去するための消去係数を乗じる、
    請求項７〜１１いずれか記載のＭＲＩ装置。
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