JP5221570B2 - 磁気共鳴イメージング装置及びマルチコントラスト画像取得方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びマルチコントラスト画像取得方法 Download PDF

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Description

本発明は、核磁気共鳴(以下、「NMR」と略記する)現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」と略記する)装置において、ラディアルサンプリング法を用いたマルチエコーシーケンスの技術に関する。
MRI装置では、撮影中に被検体が動いた場合、その影響は画像全体に及び、位相エンコード方向に画像が流れた様なアーチファクト(以下、「体動アーチファクト」と略記する)が生じる。これは、一般的に計測空間(いわゆる「K空間」といわれる空間であり、以下K空間と略記する)上の各格子点のエコー信号をサンプリングするに際し、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す(以下、「直交系(Cartesian)サンプリング法」という)為である。
この直交系(Cartesian)サンプリング法に対して、非直交系(Non-cartesian)サンプリング法と呼ばれる手法があり、ラディアルサンプリング法([非特許文献1])が代表的なサンプリング法である。
ラディアルサンプリング法は、K空間の略一点(一般的には原点)を回転中心として回転角を変えながら放射状にエコー信号のサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を計測する技術である。ラディアルサンプリング法を用いた撮影により取得された画像では、放射状にエコー信号がサンプリングされることから、体動アーチファクトが画像の周辺に散らばる(つまり、注目すべき関心領域の外側へ出る)。そのため、ラディアルサンプリング法は、直交系サンプリング法の撮影と比較して、体動アーチファクトが目立たなくなり、体動に対してロバストといわれている。
一方、一回の高周波磁場の照射で複数のエコー信号を計測するマルチエコーシーケンスが提案されており、ファーストスピンエコーシーケンス(以下、FSEシーケンスと略記する)やエコープレナーシーケンス(以下、EPIシーケンスと略記する)として広く知られている。ラディアルサンプリング法とこれらマルチエコーシーケンスを組み合わせ、さらに位相エンコードを用いた、ハイブリッドラディアル法([非特許文献2]、この文献ではプロペラMRI法といわれている)は、ラディアルサンプリング法の特性を持ち、かつマルチエコーシーケンスのシーケンス形状に適用しやすい特徴がある。
マルチエコーシーケンスでは、各エコー信号は高周波磁場の照射からの経過時間が異なるため、各エコー信号が有する組織コントラスト情報が異なることになる。通常は計測した全てのエコー信号を用いて1枚の画像を再構成するが、計測したエコー信号のうち、エコー時間(高周波磁場の照射からそのエコー信号ピークまでの時間間隔)を基に複数のグループに分割し、グループ毎にそのエコー信号を用いて画像を作成する、マルチコントラスト法も提案されている(特許文献1、特許文献2)。
特開平11−89813号公報 特開平9−276249号公報 特開平7-31605号公報
G. H. Glover et. al., Projection Reconstruction Techniques for Redution of Motion Effects in MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275-289 (1992) James G. Pipe, Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging, Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969 (1999) J.I Jackson et.al.,Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding,IEEE Trans.Med.Imaging,vol.10,pp.473-478,1991
非ラディアルサンプリング法のマルチエコーシーケンスでは、K空間は、一回のショットで計測される一連のエコー信号(エコートレイン)の数と同数のブロックに分割されて、各ブロック内は各ショットで計測された同じエコートレイン番号のエコー信号のデータが配置される。その結果、特定のエコートレイン番号のエコー信号がK空間の特定領域を占める割合が大きくなる。そのため、その様なK空間データを分割することにより、特許文献1に記載のマルチコントラスト法を行いやすい。
一方、ラディアルサンプリング法は、K空間における計測軌跡が放射状となることから、計測した全てのエコー信号の軌跡が、画像コントラストに重要なK空間の中心付近(低空間周波数領域)を通ることになる。特に、FSEシーケンスやEPIシーケンスのようなマルチエコーシーケンスでは、エコー時間の異なるエコー信号のデータがK空間の中心付近に混在する。この様なK空間データを再構成して得られた画像は、そのコントラストが低下してしまう。
画像コントラストの低下を避けるためには、エコー信号間で高周波磁場パルス印加からの経過時間の差を少なくすればよい。これには、一回の高周波パルス印加後に計測するエコー信号の数を少なくする、或いは、一つのエコー信号を計測する時間間隔(インターエコータイム)を短く設定すればよいが、前者は高周波磁場の印加回数が増えるため総撮影時間が延長し、後者は受信バンド幅の増加による信号雑音比の低下や、取得マトリクス数の減少による空間分解能の低下などのデメリットがある。
上記特許文献1、2には、ラディアルサンプリング法のマルチエコーシーケンスに基づくマルチコントラスト法についての上記課題の認識及びその解決手段は開示されていない。
そこで本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、ラディアルサンプリング法に基づくマルチエコーシーケンスを用いた撮影により取得される画像のコントラストを改善することを目的とする。
前記課題を解決するために、本発明は、K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応する被検体からのエコー信号群の計測を、K空間の略一点を中心にしてブロックの回転角度を変えて繰り返し、エコー信号を用いて被検体の画像の再構成を含む演算を行う際に、一つ以上のブロックの一部のエコー信号を用いた画像の再構成を、用いるエコー信号の少なくとも一部を変えて繰り返し、コントラストの異なる複数の画像を得ることを特徴とする。
具体的には、本発明のMRI装置は、被検体へ印加するRFパルスと傾斜磁場して、該被検体から発生する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前記被検体の画像の再構成を含む演算を行う演算処理部と、を有し、計測制御部は、K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応するエコー信号群の計測を、K空間の略一点を中心にしてブロックの回転角度を変えて繰り返し、演算処理部は、一つ以上のブロックのエコー信号群をそれぞれ複数の部分エコー信号群に分割し、分割した部分エコー信号群を用いてコントラストの異なる複数の画像を再構成することを特徴とする。
また、本発明のマルチコントラスト画像取得方法は、K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応する、被検体からのエコー信号群の計測を、K空間の略一点を中心にしてブロックの回転角度を変えて繰り返す計測工程と、ブロック毎のエコー信号群を用いて被検体の画像の再構成を含む演算を行う演算処理工程と、を備え、演算処理工程は、一つ以上のブロックのエコー信号群を複数の部分エコー信号群に分割し、分割した部分エコー信号群を用いてコントラストの異なる複数の画像を再構成することを特徴とする。
これにより、本発明は、ラディアルサンプリング法に基づくマルチエコーシーケンスを用いた撮影において、一回の撮影のみで、撮影時間の延長が無く、コントラストの異なる複数の画像を同時に取得することができる。しかも、各画像のコントラストは、計測されたエコー信号群を分割せずにそのまま再構成して得た画像より改善される。
本発明の好ましい一実施形態は、演算処理手段は、ブロックのエコー信号群の内の一つ以上のエコー信号を複数の部分エコー信号群の内の二つ以上に重複させて、ブロックのエコー信号群の分割を行う。
これにより、取得するエコー信号の数を必要最小限に保ったまま、二つ以上の異なるコントラストを持つ画像を得ることができる。
また、本発明の好ましい一実施形態は、計測制御手段は、ブロックのエコー信号の分布が、該ブロックの回転中心に関して非対称となるように、該ブロックのエコー信号群の計測を行う。
これにより、対象とするエコー時間を反映したコントラストの画像を得ることができる。
また、本発明の好ましい一実施形態は、演算処理手段は、各部分エコー信号群に纏めるエコー信号数を異ならせて、ブロックのエコー信号群の分割を行う。
これにより、取得したい画像のコントラスト種に応じて、最適なコントラストの画像を得ることができる。
また、本発明の好ましい一実施形態は、演算処理手段は、部分エコー信号群に対応するブロックのデータに、重み付けするための空間周波数フィルタを適用する。
これにより、画像のコントラストをより向上することができる。
本発明のMRI装置は、ラディアルサンプリング法に基づくマルチエコーシーケンスにより計測されたエコー信号群を複数に分割し、分割された部分エコー信号群からそれぞれ画像を再構成することによって、コントラストの異なる画像を複数生成することができるようになる。しかも、各画像のコントラストは、計測されたエコー信号群を分割せずにそのまま再構成して得た画像よりもコントラストが改善される。さらに、一回の撮影でコントラストの異なる画像を複数取得できるので、複数回の撮影を繰り返すよりも撮影時間を短縮できる。
本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示すブロック図。 一般的なファーストスピンエコーシーケンスのパルスシーケンスを説明するシーケンス図。 撮影手法と計測空間(K空間)におけるエコーデータ配置を説明する図。 本発明が適用されるハイブリッドラディアル法のパルスシーケンスを説明するシーケンス図。 非直交系サンプリング法の再構成を説明する処理フロー図。 本発明の第1の実施形態における、エコー信号群の分割の概要を説明する図。 本発明の第1の実施形態における、分割後のエコーデータのK空間配置と、その分割後のエコーデータを用いて再構成される画像を説明する図。 本発明の第1の実施形態の処理フロー図。 本発明の第2の実施形態における、エコー信号群の分割の概要を説明する図。 本発明の第2の実施形態における、分割後のエコーデータのK空間配置を説明する図。 本発明の第3の実施形態における、エコー信号群の分割の概要を説明する図。 本発明の第4の実施形態における、エコー信号群の分割の概要を説明する図。 本発明の第5の実施形態の処理フロー図。 本発明の第6の実施形態における、空間選択フィルタの概要を説明する図。 本発明の第7の実施形態における、本発明に係るパラメータ群を設定するためのUIの一例を説明する図。
符号の説明
1 被検体、2 静磁場発生系、3 傾斜磁場発生系、4 シーケンサ、5 送信系、6 受信系、7 信号処理系、8 中央処理装置(CPU)、9 傾斜磁場コイル、10 傾斜磁場電源、11 高周波発振器、12 変調器、13 高周波増幅器、14a 高周波コイル(送信側)、14b 高周波コイル(受信側)、15 増幅器、16 直交位相検波器、17 A/D変換器、18 磁気ディスク、19 光ディスク、20 ディスプレイ
発明を実施するための形態
以下、本発明のMRI装置の各実施形態を図面に基づいて説明する。なお、本発明のMRI装置の各実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の一例の概略を図1に基づいて説明する。図1は本発明のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4(計測制御部)と、中央処理装置(CPU)8(演算処理部)と、を備えて構成される。
静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段(図示せず)が配置されている。
傾斜磁場発生系3は、X，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれか1方向の傾斜磁場をスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)として印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り二つの方向の傾斜磁場を位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(又は、読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)として印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスを、ある所定のパルスシーケンス(以下、単にシーケンスと略記する)に基づいて繰り返し被検体に印加して、エコー信号の計測を制御する計測制御部である。シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の再構成に必要なエコー信号の計測のための種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送って、これらの系を制御することにより、エコー信号の計測を制御する。
送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。
受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答の電磁波(エコー信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。以下、ディジタル量に変換されたエコー信号のデータを単にエコーデータという。
信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置(記憶部)と、CRT等からなるディスプレイ20とを有している。受信系6からのエコーデータがCPU8(演算処理部)に入力されると、CPU8は、K空間に対応するメモリを内部に備えており、このエコーデータをそのメモリに記憶する(以下、エコー信号またはエコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する)。そして、CPU8はこのK空間データに対して、信号処理、画像再構成等を含む各種演算処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。
操作系25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作系25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作系25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
現在MRI装置の撮影対象スピン種は、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、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
次に、マルチエコーシーケンスの一例であって、後述するハイブリッドラディアル法FSEシーケンスの基礎となる、FSEシーケンスのシーケンスを図2に示す。図2のRF、Gs、Gp、Gf、A/D、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、AD変換、エコー信号の軸を表す。
201は撮影面内のスピンに高周波磁場を与える励起RFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライス選択傾斜磁場パルスにより拡散したスピンの位相を戻すためのスライスリフェーズパルス、204は周波数エンコード傾斜磁場パルスでエコー信号を生成させるために、あらかじめスピンの位相を分散させておく、周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス、205はスピンをスライス面内で反転するための反転RFパルス群であり、206〜210は、各反転RFパルスのそれぞれにおいて、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス群(206)、位相エンコード傾斜磁場パルス群(207)、周波数エンコード傾斜磁場パルス群(208)、サンプリングウインド群(209)、エコー信号群(210)である。
図2では、一回の励起RFパルス201毎に、6個のエコー信号からなるエコー信号群210が計測される例であり、シーケンサ4は、図2に示すシーケンスを、時間間隔(繰り返し時間TR)211で、位相エンコード傾斜磁場パルス群207の面積を変えながら、繰り返し実行し、時間間隔212(つまり撮影時間)で画像再構成に必要な全てのエコー信号群の計測を制御する。
エコー信号数は通常1枚の画像あたり64、128、256、512等の値が選ばれる。計測された各エコー信号210は、それぞれが受信系6でデジタルデータに変換され、例えば128、256、512、1024個等のサンプリングデータからなる時系列データとして取得される。
また、213は励起RFパルス201印加後に、スピンの横磁化成分が減少する様子を模式的に示した緩和曲線であり、計測された各エコー信号210の信号強度は、この緩和曲線に従って減少する。なお、図2では、エコー信号の信号強度に応じて振幅を変えて示した。以下、信号強度について同様に図示する。
図3(a)は、図2に示すシーケンスを用いて計測された各エコーデータが、K空間301に配置された様子を示す。図3(a)の矢印は一つのエコー信号に対応し、矢印の向きがK空間上でエコー信号を走査した方向を示す。また、矢印の実線部の長さが、図2で示したエコー信号の信号強度と対応する(全て実線から細い点線に向うにつれて(図3(a)では-Ky側から+Ky側方向)、信号強度が減少する。以下同様である)。図3(a)は、一回の励起RFパルス201で6個のエコー信号からなるエコー信号群210が計測され、これを8回繰り返すマルチショットのFSEシーケンスにより取得されたK空間データを示している。
一般的に、K空間へエコーデータを配置する順序は、各位相エンコード傾斜磁場パルス207の印加量(パルス波形と時間軸との囲む面積)を変えることによって、制御される。図3(a)は、エコー信号群のデータをK空間のKy方向の上から下に(即ち、-Ky側から+Ky側に)向って配置する、シーケンシャルオーダーの場合を示す。さらに、図3(a)は、302で示すブロック毎に、同じエコー時間(励起RFパルス201照射からの経過時間)に計測されたエコーデータが並ぶように、各位相エンコード傾斜磁場パルス207が制御された場合を示す。ここで、302の添え字が計測されたエコー信号のエコー番号に対応し、添え字が大きくなるほどエコー時間が長くなることを意味している。
図3(b)は、302で示したブロックのうち、ある一つのブロックについてエコーデータの配置を抜き出し、拡大したものを示す。303の添え字は、時間間隔211の繰り返しの番号(ショット番号)に対応しており、図3(b)は、上から順に(つまり、Ky方向の-Ky側から+Ky側に向けて)エコー信号が計測された様子を示す。
MRI画像のコントラストには、K空間301の低空間周波数領域(つまり原点(Kx=Ky=0)を中心として、その近傍領域)に配置されたエコーデータが有するコントラスト情報が大きく反映される。図3(a)の場合では、Ky方向にはブロック302-3、302-4のエコーデータが低空間周波数領域に配置されているので、画像のコントラストには、これらエコーデータが計測された時点のコントラスト情報が反映される。
一般的に、1．5テスラのMRI装置の頭部撮影において、スピンエコー系のシーケンスを用いてT1強調画像を得るためのエコー時間(TE)は15ms程度、シーケンスの繰り返し時間(TR)は500ms程度であり、T2強調画像を得るためのTEは、80ms程度、TRは4000ms程度、プロトン強調画像を得るためのTEは15ms程度、TRはT2強調撮影と同程度である。これらの時間を実現するために、シーケンスの各パラメータが調整される。
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法が備える、ラディアルサンプリング法の一種であって、位相エンコードを組み合わせたハイブリッドラディアル法のFSEシーケンスの例を図4に示す。図2のFSEシーケンスとの大きな違いは、位相エンコード傾斜磁場軸Gpと周波数エンコード傾斜磁場軸Gfの区別が無いことである(図4では便宜上にG1、G2軸として示した)。
直交系サンプリング法との違いは、シーケンサ4が、スライス面内の2軸(G1、G2軸)に印加する、周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス401と402、及び、傾斜磁場パルス群403、404の各振幅を、パルスシーケンスの繰り返し211毎に変更してエコー信号群405を計測することである。このように制御することで、K空間の略一点(一般的には原点)を中心として放射状に回転した関係となる各ブロックに属する複数のエコー信号が計測される。そして、シーケンサ4は、図4のシーケンスをブロック数の分だけ繰り返し、画像取得時間212で1枚の画像再構成に必要なK空間データを取得する。
図3(c)は、図4のシーケンスを用いて計測され、K空間301に配置された各エコーデータの例である。各ブロック304は、一回の励起RFパルス201の照射で計測されたエコー信号群405のエコーデータで構成され、図3(a)と同様に、矢印は一つのエコー信号に対応し、矢印の向きがエコー信号を走査した方向を示す。また、矢印の実線部の長さが、図4で示したエコー信号の信号強度と対応する。さらに、304の添え字が時間間隔211の繰り返しの番号(ショット番号)に対応しており、図3(c)は、K空間の半周角度(180°)内でブロックを反時計回りに8ステップで回転させてK空間301のエコーデータを取得するように図4のシーケンスが制御された場合である。
図3(c)はハイブリッドラディアル法で取得されたK空間データであり、画像コントラストに重要なK空間の中心付近で、各ブロック304のエコーデータが重なって配置されている。これにより、K空間の中心付近ではエコーデータ計測時点の体動の影響が平均化されて、画像において体動アーチファクトが目立ちにくくなる反面、図3(a)の直交系サンプリングと比べ、特定のエコー時間で取得されたエコーデータのコントラスト情報を画像に反映することが難しくなってしまう。
図5は図3(c)のような、ハイブリッドラディアル法により取得されたK空間データを用いた画像再構成の処理フロー例である。以下、この処理フローの概要を説明する。なお、フローチャートの太枠は処理結果を、細枠は処理を表しており、この表記は以下説明するフローチャートにおいても同様である。
ハイブリッドラディアル法のシーケンスで、ブロック毎にエコーデータ群501が計測された後に、
ステップ502で、一つのブロックのエコーデータ群(以下、単にブロックデータと略記する)501に対してグリッディング処理が行われる。計測直後の各ブロックデータ501は、その各サンプル点の座標が、K空間の規則正しい格子点の座標に一致しない。そこで、CPU8は、このような一つのブロックデータ501を、一般的にはグリッディングと呼ぶ補間処理502を適用して、K空間の各格子点上に再配列してK空間データ504を作成する。
ステップ503で、グリッディング処理502が全てのブロックデータに対して行われたか否か判断し、行われていない場合はステップ502に戻り、行われた場合は、再配列されたK空間データ504が生成されて、ステップ505に移行する。グリッディング処理502は、エコーデータ毎に実行可能であるが、マルチエコーシーケンスでは、ブロックとショットの区切りが同じに設定される場合が多く、ブロックデータ毎に行うのが効率良い。本処理フローは、ブロックデータ毎にグリッディング処理が行われる場合を示しており、CPU8が、グリッディング502を全てのブロックデータに対して行ったか否かを判断し、最終ブロックまで各ブロックデータのグリッディング処理502を行う。このグリッディング処理は、例えばSinc関数やKaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行う([非特許文献3])。
ステップ505で、K空間データ504に対して二次元フーリエ変換処理が適用されて画像が再構成される。CPU8は、グリッディング処理後の再配列されたK空間データ504を、直交系サンプリング法により取得されたK空間データと同様に、二次元フーリエ変換処理を適用して、画像506を再構成する。
以上までが、ハイブリッドラディアル法により取得されK空間データを用いた画像再構成の処理フローの説明である。
なお、ハイブリッドラディアル法では、各ブロックでK空間の低空間周波数領域のデータがサンプリングされるので、これら低空間周波数データから、低空間分解能の画像を作成できる特徴がある。そこで、この低空間周波数の画像を用いて、相関処理などによりブロック間の被検体の動きを補正する方法が提案されている(非特許文献2)。この場合、体動補正処理はグリッディング処理502の前に行われる、又はグリッディング処理に組み入れられる。
(第1の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、ハイブリッドラディアル法のシーケンスにより計測された一つ以上のブロックのエコー信号群の各々を、複数の部分エコー信号群に分割し、分割された部分エコー信号群の各々を用いて、それぞれコントラストの異なる画像を再構成する。さらに、一つ以上のブロックのエコー信号群の分割の際には、そのエコー信号群の内の一つ以上のエコー信号を、複数の部分エコー信号群の内の二つ以上に重複させる。以下、添付図面を用いて、本実施形態を詳細に説明する。
最初に、図6、7を用いて、本実施形態の概要について説明する。
図6(a)は、図4に示したハイブリッドラディアル法のシーケンスを実行して計測された、一回の繰り返し211内のエコー信号群601であり、一回の繰り返し211内で14個のエコー信号が計測された場合を示している。なお、本実施形態は、14個に限らず、13個以下又は15個以上であっても良い。また、図6(a)にエコー時間TEで示した位置が、K空間の中心(即ちKy=0)に対応する位置である。他の軸については図4と同様なので表示及び説明を省略する。
前述したように、ハイブリッドラディアル法では、一回の繰り返し内で計測されたエコー信号群601のデータは、ひとつのブロックを形成するようにK空間に配置される。これを示したのが、図6(b)である。図6(b)では、縦軸をKy、横軸をKxとしてブロックデータ示したが、ハイブリッドラディアル法のシーケンスでは、ブロック毎にK空間上での回転角度が異なるので、これに伴って傾斜磁場の合成後の出力方向とKy、Kx軸との対応関係が回転角度に応じて変わる。しかし、本実施形態では、簡単のため傾斜磁場の合成後の出力方向は考慮せず、ブロックデータを、位相エンコード方向をKy、周波数エンコード方向をKxとする座標系で示した。以下、ブロックデータの座標系を同様に示す。
このように計測されたエコー信号群601をもとに、CPU8は、TE近傍の1以上のエコー信号が両方の部分エコー信号群に含まれるようにする。つまり、CPU8は、K空間の低周波数領域に対応するエコー信号を両方の部分エコー信号群に重複させるエコー信号として選択する。そして、CPU8は、TEを基準にして、エコー信号群601を前側の8個と後側の8個とに、つまり相互に略同じエコー信号数となるように、分割して、二つの部分エコー信号群602-1、602-2を作成する。つまり、エコー信号群601は、RFパルス201の照射からの経過時間が、短いエコー信号を纏めた部分エコー信号群602-1と、長いエコー信号を纏めた部分エコー信号群602-2と、に分割される。なお、分割の基準はTEでなく、他のタイミングでも良い。また、異なるエコー信号数となるように分割しても良い(非同数分割の例は後述する)。
上記の様な分割により、図6(c)に示すブロックデータ603と図6(d)に示すブロックデータ604とが作成される。ブロックデータ603、604で、斜線で示した領域は、エコーデータが配置されていない領域である。これら二つのブロックでは、Ky=0近辺でTE付近の1以上のエコーデータが共用されている。即ち、ブロックデータ603と604におけるKy=0近辺の1以上のエコーデータは同じデータとなっている。なお、同じエコー信号を複数の部分エコー信号群に重複させるブロック数は、一つ以上であれば良い。
非ラディアルサンプリング法のマルチエコーシーケンスによる計測では、前述したように、K空間の中心付近には、各ショットで計測された同じエコートレイン番号のエコーデータが配置される。そのため、本実施形態のように同じエコー信号を重複させて分割した場合、分割により生成された部分エコー信号群から作成された画像のコントラストは、これら重複選択されたエコーデータが有するコントラスト情報に大きく影響されることとなる。
これに対して、ラディアルサンプリング法のマルチエコーシーケンスによる計測では、上記非ラディアルサンプリング法のマルチエコーシーケンスによる計測の場合と比較して、各ブロックでは各エコーデータが極めて隣接して配置されるため、重複選択されたエコーデータの領域の外側部にあるエコーデータが有するコントラスト情報も、画像に大きく寄与する。更に、ブロック毎にK空間を回転させているので、各ブロックの中心付近の重複選択領域には、他のブロックの重複選択領域の外側のエコーデータが加算されることになる。これにより、分割により生成された各部分エコー信号群のそれぞれから作成された画像のコントラストは、大きく異なるものとなる。
図7に異なる部分エコー信号群から作成された画像の例を示す。図7は、図6のハイブリッドラディアル法で計測されたエコー信号群のデータをK空間に配置した模式図と、そのK空間データを再構成して得た画像の例であり、図7の模式図では、説明のため4回の繰り返しで56個のエコー信号が計測された場合を示した。
図7(a)は従来のハイブリッドラディアル法で計測されたエコー信号群の全てを用いて作成されたK空間データ701とこのK空間データ701を用いて再構成された画像704である。図7(b)は、図6(c)と同じく、エコー信号群601のうち、前側8個の部分エコー信号群602-1から作成されたブロックデータ603のみを用いて作成されたK空間データ702とこのK空間データ702を用いて再構成された画像705である。また、図7(c)は、図6(d)と同じく、エコー信号群601のうち、後側8個の部分エコー信号群602-2から作成されたブロックデータ604のみを用いて作成されたK空間データ703とこのK空間データ703を用いて再構成された画像706である(図7の各K空間データは説明のためブロック数を少なく記載したが、画像はより多くのブロック数から成るK空間データを用いて再構成したものである)。
図7(b)、(c)では、画像のコントラストが大きく異なる。これは、計測されたブロックのエコー信号群を分割して、異なるエコー時間のエコー信号を選択的に使用した結果であり、二つの画像の基となったそれぞれの部分エコー信号群間のエコー時間の差が大きければ、それだけ二つの画像間のコントラスト差が大きくなる。
非ラディアルサンプリング法を用いた撮影で、Ky方向に非対称にK空間データが取得された場合は、その非対称データを用いて再構成された画像の空間分解能が低下する。これは、Ky方向片側のK空間データが欠損してゼロになっているため、正しく空間周波数の情報が得られないためである。一方、ハイブリッドラディアル法では、図7(b)、(c)に示すように、各ブロックデータが非対称に取得されても、各ブロックがK空間の略一点を中心に回転しているため、特定方向にデータが欠損することは無い。これにより、各ブロックデータが非対称に取得された結果、そのブロックデータがK空間において非対称となっても、ハイブリッドラディアル法を用いた撮影では、非ラディアルサンプリング法を用いた撮影の場合と比べて、空間分解能の低下が少ない特徴がある。
次に、以上の本実施形態の概要を踏まえて、本実施形態の処理フローを図8に示すフローチャートに基づいて説明する。本実施形態の処理フローは、前述の図5に示したラディアルサンプリング法により取得されたK空間データを用いた画像再構成の処理フローを基本とし、これに本実施形態特有の処理ステップを追加したものである。以下、図8に基づいて各処理ステップを詳細に説明する。
ステップ801で、各ブロックに対応するエコー信号群の計測が行われる。シーケンサ4は、ハイブリッドラディアル法のシーケンスに基づいて、傾斜磁場発生系3、送信系5、及び、受信系6を制御して、K空間の略一点を中心にしてブロックを回転させて、ブロック毎に対応するエコー信号群の計測を行う。その結果、全ブロックについて、ブロック毎のエコー信号群802が得られる。このブロック毎のエコー信号群802は、図5のブロック毎のエコー信号群501と同様である。
ステップ803で、一つのブロックに対応するエコー信号群が二つに分割される。CPU8は、ステップ801で計測された全ブロックのエコー信号群802の内から、一つのブロックに対応するエコー信号群を選択し、予め設定されたエコー時間TEを基準にして、TE近傍の1以上のエコー信号が両方の部分エコー信号群に含まれるように、前側の部分エコー信号群と後側の部分エコー信号群に分割する。そして、CPU8は、前側の部分エコー信号群から画像1用ブロックデータ804を、後側の部分エコー信号群から画像2用ブロックデータ805を、それぞれ作成する。このとき、分割後のブロックデータ804、805は、図6のブロックデータ603、604にそれぞれ対応する。
なお、エコー信号群の分割は、少なくとも一つのブロックについて行えば良いので、このステップ803は、分割処理を行わないブロックについてはスキップして良い。分割されない場合は、CPU8は、そのブロックのエコー信号群のデータをそのまま画像用ブロックデータ804,805とみなして、以後の処理を行う。
ステップ502で、補間処理により、画像毎のK空間データが作成される。このステップは、図5のステップ502と同様である。CPU8は、グリッディングと呼ぶ補間処理により、画像1用ブロックデータ804を画像1用K空間の格子点上に再配列して画像1用K空間データ806を作成する。同様に、CPU8は、画像2用ブロックデータ805から画像2用K空間データ807を作成する。
ステップ503で、グリッディング処理502が全てのブロックに対して行われたか否かが判断される。このステップは、図5のステップ503と同様である。CPU8は、グリッディング処理502を全てのブロックデータに対して行ったか否かを判断し、未処理ブロックがあるならばその内の一つのブロックを選択してステップ803に戻って、その未処理ブロックのブロックデータに対してグリッディング処理502を行う。全てのブロックについてグリッディング処理502が行われたならば、ループを抜ける。このステップ503は、画像1用処理フローと画像2用処理フロートとで同一である。
ステップ505で、各画像用K空間データを用いて画像が再構成される。このステップは、図5のステップ505と同様である。CPU8は、作成された画像1用K空間データ806と画像2用K空間データ807に対して、それぞれ2次元フーリエ変換してコントラストの異なる二つの画像1(808)と画像2(809)を得る。
以上迄が本実施形態の処理フローの説明である。なお、上記処理フローでは、全てのブロックに対応するエコー信号群の計測を行った後に、ブロック毎にエコー信号群の分割を行う例を示したが、ブロック毎にエコー信号群の計測とその分割を繰り返しても良い。この場合は、ステップ503の判断ステップの戻り先は、ステップ803ではなく、ステップ801となり、ステップ801のエコー信号群の計測は特定のブロックに対応するエコー信号群の計測になり、802のエコー信号群は、その計測されたブロックのエコー信号群となる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、ハイブリッドラディアル法のシーケンスにより計測された少なくとも一つのブロックのエコー信号群を、複数の部分エコー信号群に分割し、各部分エコー信号群のエコーデータを用いて画像をそれぞれ作成することにより、従来のハイブリッドラディアル法のシーケンス及びそのエコーデータを用いて再構成した画像と比較して、撮影時間の延長が無く、且つ、シーケンス及び画像再構成の大きな変更無しに、後処理のみでコントラストの異なる複数の画像を作成できる。つまり、本実施形態は、一回のハイブリッドラディアル法のシーケンスによる撮影のみで、コントラストの異なる複数の画像を同時に取得することができる、という第1の効果を有する。
また、本実施形態は、計測されたブロックのエコー信号群を複数の部分エコー信号群に分割する際に、予め設定されたエコー時間TEを基準にして、TE近傍の1以上のエコー信号を分割後の各部分エコー信号群に重複させることで、エコー信号を計測する際の位相エンコードパルスの印加パターンを変更することなく、コントラストの異なる画像を複数作成できる、という第2の効果を有する。一方、非ラディアルサンプリング法では、計測されたエコー信号のデータがK空間に配置される位置は、エコー信号計測時に印加された位相エンコードパルスの総印加量にのみに依存する。そのため、画像のコントラストを大きく変えるには、エコー信号を計測する際の位相エンコードパルスの印加パターンを変更する必要がある。
また、ハイブリッドラディアル法では、各ブロックデータは、K空間に、その中心を通る放射状に配置される。このため、画像再構成に使用される全てのエコーデータが画像のコントラストに寄与する割合が、非ハイブリッドラディアル法の場合と比べて大きい。即ち、画像再構成に使用されるエコーデータ全体を計測したエコー時間のレンジが、画像のコントラストに大きく寄与する。このため、本実施形態は、一部のエコー信号を重複させてブロックのエコー信号群を分割しても、分割後の各部分エコー信号群のエコー時間のレンジが大きく異なっていれば、各部分エコー信号群を用いてそれぞれ再構成される画像のコントラストは大きく異なることになる、という第3の効果を有する。
また、ハイブリッドラディアル法では、前述したようにK空間の低空間周波数領域のデータを用いて作成された低空間分解能の画像を用いて、体動補正を行うことができる。体動補正を適用するには、一つのブロックを構成するエコー信号数が、所定の数より多くなくてはならず、一般的には16エコーより多くのエコー信号を要する。FSEシーケンスでは、一つのブロックを構成するエコー信号は一回のショットで計測されるので、一回のショットで計測されるエコー信号数を多くすることは、体動補正を適用できるようになるものの、画像コントラストの低下をもたらすことになる。或いは逆に、TEの短いコントラストの画像を得る場合は、エコー時間を短く設定する必要がある。そのため、従来のハイブリッドラディアル法でT1強調やプロトン強調の画像を得る場合には、一回のショットで数個のエコー信号しか計測できなくなり、結果として、体動補正を適用できなくなってしまう。
これに対して、本実施形態は、従来のハイブリッドラディアル法と同様に、ブロック毎に多くのエコー信号を計測しているので、同様の体動補正を行うことができる、という第4の効果を有する。本実施形態に、更に体動補正を適用するには、計測されたエコー信号群に体動補正処理を適用した後に、その体動補正後のエコー信号群を分割して、各コントラストの画像を作成すればよい。
(第2の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第2の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態では、各部分エコー信号群に纏めるエコー信号数が略同一となるようにブロックのエコー信号群を分割する例を示したが、本実施形態は、1つ以上のブロックのエコー信号群について、各部分エコー信号群に纏めるエコー信号数を異ならせて、ブロックのエコー信号群を分割する形態である。この点以外は、前述の第1の実施形態と同様である。以下、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみ、図9に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
図9(a)は、図4に示したハイブリッドラディアル法のシーケンスを実行して計測された、一回の繰り返し211内のエコー信号群901であり、図6(a)と同様に、一回の繰り返し内で14個のエコー信号が計測された場合を示している。図9(a)に示すシーケンスが図6(a)に示すシーケンスと異なる点は、エコー信号群901の計測の際に、K空間の原点近傍に対応するエコー信号の計測タイミングを、図6(a)の場合よりも前側に、即ちエコー時間が短い方に、シフトするように、シーケンスが制御されることである。シーケンサ4がこの様にハイブリッドラディアル法のシーケンスを実行することで、予め設定されたTEの前後で計測されるエコー信号の数が異なる(つまり、TE前のエコー信号数がTE後のエコー信号数より少ない)ことになる。また、ブロック内のエコーデータ902は、図9(b)に示すように、Kx軸に関して下側(即ち、Ky方向の負側)にずれて配置されることになる。つまり、ブロックのエコー信号の分布が、ブロックの回転中心(Kx=Ky=0)に関して非対称となる。
以上のようにして計測されたブロックのエコー信号群901からは、図8と同じ処理フローによりコントラストの異なる二つの画像がそれぞれ再構成される。ただし、以下に説明するように、ステップ803における各ブロックのエコー信号群の分割の仕方が異なる。
CPU8は、計測されたブロックのエコー信号群901をもとに、予め設定されたTEを基準にして、TE近傍の1以上のエコー信号が両方の部分エコー信号群に含まれるように、前側の5個と後側の10個に分割して、二つの部分エコー信号群902-1、902-2を作成する。つまり、CPU8は、RFパルス201の照射からの経過時間の短いエコー信号から成る部分エコー信号群902-1に纏めるエコー信号数が、経過時間の長いエコー信号から成る部分エコー信号群902-2に纏めるエコー信号数よりも、少なくなるように、エコー信号群901の分割を行う。
これら二つの部分エコー信号群をもとに作成されたブロックデータは図9(c)、(d)のようになる。即ち、CPU8は、部分エコー信号群902-1から図9(c)に示すブロックデータ903を、部分エコー信号群902-2から図9(d)に示すブロックデータ904を、それぞれ作成する。この場合も、図6と同様に、各ブロックデータにおいて斜線で示した領域は、エコーデータが配置されない領域である。つまり、各ブロック領域は、Kx軸に関して、エコーデータが配置される側の領域と同じ広さの領域がエコーデータの配置されない領域に設定されることにより、Kx軸に関してKy方向に対称となるように設定される。この例では、ブロックデータ903はエコーデータ数が少ないためブロックのKy方向の幅が狭く、逆にブロックデータ904はエコーデータ数が多いのでブロックのKy方向の幅が広い。
これらのブロックデータをK空間に配置した様子を示したのが、図10である。図10(a)のK空間データは図7(a)のK空間データに対して、各ブロックにおけるK空間原点近傍の位置がシフトしているため、K空間1001の回転中心がブロック内のエコー信号の配置に対して見かけ上ずれているようになる。この場合、K空間の中心部に配置されているエコーデータは、TE付近で計測されたデータとなっているので、画像コントラストは、図7(a)の場合よりも良くなると考えられる。
図10(b)は、図9(c)で示したブロックデータ903を基に作成されたK空間データ1002であり、図10(c)は、図9(d)で示したブロックデータ904を基に作成されたK空間データ1003である。前述したように、エコー信号群901の分割割合が異なるので、図10(b)のK空間データ1002は、図10(c)のK空間データ1003と比べて、K空間を埋めるエコーデータ量が少なくなっている。しかし、図10(b)のK空間データ1002は、K空間を埋めるエコーデータを計測したエコー時間の範囲は、図7(b)のK空間データ702と比べてより狭いため、設定されたエコー時間(TE)におけるコントラスト情報がより反映された画像を取得することができる。
そこで、取得したい画像のコントラスト種に応じて、狭いエコー時間の範囲を設定することで、その対象とする狭いエコー時間範囲のコントラスト情報が強調されたコントラスト種を有する画像、例えばプロトン強調画像やT2強調画像、を取得することができる。プロトン強調画像を取得するためには、エコー時間(TE)を短くするとともに、そのエコー時間(TE)前後の狭い範囲のエコー信号のみを纏めて部分エコー信号群とする。或いは、T2強調画像を取得するためには、逆にエコー時間(TE)を長く設定して、そのエコー時間(TE)前後の狭い範囲に計測されたエコー信号を纏めて部分エコー信号群とする。
また、図10(b)のK空間データ1002を用いて再構成された画像は、図10(c)のK空間データ1003を用いて再構成された画像よりも、K空間データを構成するエコーデータ数が少ないので、画像の空間分解能が図10(c)のK空間データ1003を用いて再構成された画像よりも低下するが、ブロックの回転角を小さくして計測するブロックデータ数を多くすることで、空間分解能を改善できる。
一方、図10(c)のK空間データ1003を用いて再構成された画像は、図10(b)のK空間データ1002を用いて再構成された画像よりも、K空間データを構成するエコーデータ数が多いので、空間分解能が良くなると共に、加算効果により信号雑音比(SNR)が向上する。
なお、上記説明したブロックのエコー信号群の非同数分割は、全ブロックについて行うことが必須ではなく、1つ以上のブロックについて行えば良い。またブロック間で異なる非同数分割でも良い。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、1つ以上のブロックデータを、各ブロックにおいてそれぞれ(ブロック内の座標系で)Ky=0(Kx軸)に対して非対称に計測することで、前述の第1の実施形態で説明した第1の効果がより強調され、更に設定されたエコー時間(TE)におけるコントラスト情報がより反映された画像を取得することができる。さらに、部分エコー信号群に纏めるエコー信号数を異ならせることで、取得したい画像のコントラスト種に応じて、最適なコントラストの画像を取得することができる。
また、画像の空間分解能を向上するために、計測するブロック数を多くすることは、撮影時間の延長となるが、たとえそうであっても、本実施形態のMRI装置は、これら複数種類のコントラストの画像を別々に取得するよりも全体の撮影時間を短くできる。また、ハイブリッドラディアル法で取得された画像は、体動アーチファクトが目立ちにくい特徴を持つので、撮影時間が延長することで被検者が動く可能性が高くなっても、体動の影響により画質が劣化する問題が生じにくい。
(第3の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第3の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、同じエコー信号を複数の部分エコー信号群に重複させて、ブロックのエコー信号群を分割する例を説明したが、本実施形態は、同じエコー信号を複数の部分エコー信号群に重複させることなく、つまり部分エコー信号群毎にエコー信号を異ならせて、ブロックのエコー信号群を分割する形態である。この点以外は、前述の第1の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみ、図11に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
同じエコー信号を複数の部分エコー信号群に重複させないために、本実施形態は、各ブロックのエコー信号群の計測において、K空間の低空間周波数領域に対応する一部のエコー信号を複数回計測し、それぞれ異なる部分エコー信号群に分配することで、ブロックのエコー信号群の分割の際に、部分エコー信号群毎のエコー信号を異ならせる。
図11(a)は、本実施形態のハイブリッドラディアル法のシーケンスのうち、一つのブロック内の各エコー信号を計測する際の位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)の印加パターン(1101-1, 1102-1)と計測されるエコー信号群(Echo)1103を示す図である。他の軸については図4と同様なので表示及び説明を省略する。なお、ハイブリッドラディアル法では、各ブロックをK空間の略一点を中心に回転させてエコー信号群の計測が行われるが、図11(a)の例では、回転前のブロックに対応する位相エンコード傾斜磁場パルスの印加パターンを示している。実際には、シーケンサ4は、各ブロックの回転角に応じて、各傾斜磁場の出力量を制御してブロック毎のエコー信号群の計測を行う。
図11(a)に示すように、位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)は、第1の部分エコー信号群1104-1を計測するための位相エンコードパルス群1101-1と、第2の部分エコー信号群1104-2を計測するための位相エンコードパルス群1102-1と、を有する。そして、各部分エコー信号群についてそれぞれエコー時間TE1、TE2が設定され、シーケンサ4は、エコー時間TE1、TE2のエコー信号を計測する時点での位相エンコードがゼロとなるように、位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)の印加を制御する。その結果、ブロック毎に低空間周波数領域に対応する一部のエコー信号が二回計測されることになる。つまり、部分エコー信号群毎に、位相エンコード量がゼロ及びその前後のエコー信号が計測される。図11の例では、Ky=-1,0,+1に対応するエコー信号がそれぞれ二回計測されている。
最初に第1の部分エコー信号群1104-1の計測について説明する。第1の部分エコー信号群を用いて画像を再構成するには、第1の部分エコー信号群のデータを配置したK空間が、画像再構成に必要最低限以上のエコーデータを有している必要がある。そこで本実施形態では、エコー時間TE1のエコー信号の計測の後に、一つ以上のエコー信号を計測する場合を示す。従って、エコー時間TE1で位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量がゼロとなった後にも、位相エンコード傾斜磁場パルスの極性が反転されてエコー信号が計測されることになる。即ち、シーケンサ4は、K空間の一方の高空間周波数領域側から原点側に向けて順にエコー信号を計測するように、エコー信号毎に位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量を減らし、エコー時間TE1で位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量がゼロとなるようにする。その後、シーケンサ4は、位相エンコード傾斜磁場パルスの極性を反転して、K空間の原点側から他方の高空間周波数領域側に向けて順に一つ以上のエコー信号を計測するように、エコー信号毎に位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量を増やして、各エコー信号を計測する。
この様にして計測された第1の部分エコー信号群のデータをK空間に配置して得たK空間データの内の、一つのブロックデータ(第1のブロックデータ)の様子を示したのが図11(c)である。このブロックデータ1105は、図6(c)のブロックデータ603と同様である(図11と図6では、説明の便宜上計測するエコー信号の数が違うが、図11と図6の、K空間データ及び各ブロックデータは、本質的に同じ内容である)。
次に、第2の部分エコー信号群1104-2の計測について説明する。第2の部分エコー信号群を用いて画像を再構成するには、第1の部分エコー信号群と同様に、第2の部分エコー信号群のデータを配置したK空間が、画像再構成に必要最低限以上のエコーデータを有している必要がある。そこで本実施形態では、エコー時間TE2のエコー信号を計測する前に、一つ以上のエコー信号を計測する場合を示す。従って、エコー時間TE2で位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量がゼロとされる前にも、エコー信号が計測されることになる。即ち、シーケンサ4は、K空間の一方の低空間周波数領域側から原点側に向けて順に一つ以上のエコー信号を計測するように、エコー信号毎に位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量を減らし、エコー時間TE2で位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量がゼロとなるようにする。その後、シーケンサ4は、位相エンコード傾斜磁場パルスの極性を反転して、K空間の原点側から他方の高空間周波数領域側に向けて順にエコー信号を計測するように、エコー信号毎に位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量を増やして、各エコー信号を計測する。
この様にして計測された第2の部分エコー信号群のデータをK空間に配置して得たK空間データの内の、一つのブロックデータ(第2のブロックデータ)の様子を示したのが図11(d)である。このブロックデータ1106は、図6(d)のブロックデータ604と同様である。
以上の様にして作成された、第1のブロックデータ1105と第2のブロックデータ1106とでは、同じエコーデータが重複していないので、これら異なる特性を持つブロックデータから成るK空間データを用いて作成される二つの画像のコントラストは、図6の場合より、さらに異なったものとなる。
なお、図11では、各部分エコー信号群の計測においてエコー時間TEから余分に一つのエコー信号を計測する(即ち、ブロックデータ1105ではKy方向負側に1エコーデータが、ブロックデータ1106ではKy方向正側に1エコーデータが、それぞれ余分に計測される)場合を示したが、必ずしも余分にエコー信号を計測する必要はない。また、余分に計測するエコー信号の数は、一つ以上に設定することもできる。更に、複数の部分エコー信号群の間で、余分に計測するエコー信号の数を変えても良い。
エコー信号を余分に計測することのメリットは、各ブロックで非計測領域(それぞれ図11(c)、(d)で斜線で示す領域)が少なくなり、データ不足に起因する画質劣化が減少することと、後に説明するハーフ推定処理などの組み合わせ時に、画質を向上するための位相補正処理用の位相マップの精度が向上することである。
また、本実施形態と前述の第2の実施形態とを組み合わせることもできる。即ち、本実施形態において、第1の部分エコー信号群のエコー信号数を第2の部分エコー信号群のエコー信号数よりも少なくして、各部分エコー信号群を計測する。この場合も、図11と同様に、二つのエコー時間TE1、TE2を設定して、上記本実施形態の説明と同様の制御を行う。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、各ブロックのエコー信号群の計測において、複数の異なるエコー時間を設けて低空間周波数領域に対応する一部のエコー信号を複数回計測し、それぞれ異なる部分エコー信号群に分配する。これにより、エコー信号の重複が無いようにブロックのエコー信号群を分割でき、分割された各部分エコー信号群からそれぞれブロックデータを作成することで、前述の第1の実施形態で説明した第1の効果が強調されて、更に画像間のコントラスト差を強調することができる。
更に、本実施形態で取得したK空間データにハイブリッドラディアル法の体動補正処理を適用することも可能である。本実施形態では、K空間の中心(Ky=0)付近で余分にエコーデータを計測しているが、余分に計測したエコーデータを選択的に使用して低空間分解能の画像を取得できるので、この画像を基に体動補正を行うことができる。又は、余分に計測したエコーデータを、各Kyについて加算平均して低空間分解能の画像を作成し、体動補正を行うことができる。
(第4の実施例)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第4の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、計測されたブロックのエコー信号群を二つの部分エコー信号群に分割する例を説明したが、本実施形態は、計測されたブロックのエコー信号群を3つ以上の部分エコー信号群に分割して、それぞれの部分エコー信号群からコントラストの異なる画像を再構成する形態である。
前述の第1の実施形態と異なる点は、エコー信号群の分割数が3以上であることと、分割数が3以上であることに基づく、分割の仕方及び分割後の処理フローである。これら以外は、前述の第1の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみを、図12に示す、エコー信号群を3つに分割する例に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
図12(a)は、計測されたブロックのエコー信号群を、そのエコー信号群の内の少なくとも一つのエコー信号を互いに重複させて、3つの部分エコー信号群に分割する例である。この例では、図6で示した8エコー信号ずつの二つの部分エコー信号群602-1、602-2を用いて、二つのブロックデータ603と604とを作成するまでは、前述の第1の実施形態で説明した二つの部分エコー信号群に分割する例と同じである。本実施形態は、更にエコー時間TE付近の4つのエコー信号を用いて第3の部分エコー信号群1201も作成する。図12(b)は、この本実施形態特有の第3の部分エコー信号群1201のエコーデータをK空間に配置して得たブロックデータ1202の例である。ブロックデータ1202が計測されたエコー時間及びその範囲は、図6(b)、(c)のブロックデータ603、604と異なるので、これら3つのブロックデータから作成された画像は、それぞれ異なった画像コントラストとなる。
図12の例は、エコー信号群を3つに分割する例を示したが、エコー信号の分割は、4以上でも良く、計測された複数のエコー信号を任意に組み合わせて、任意の分割数とすることができる。
本実施形態におけるエコー信号群の分割からコントラストの異なる画像の再構成までの処理フローは、図8に示す処理フローにおいて、ステップ803で、上記の通り計測されたブロックのエコー信号群が3つの部分エコー信号群に分割される。また、画像1，2用の処理ブランチ804〜808及び805〜809の他に、新たに画像3用の処理ブランチを備える。この画像3用の処理ブランチの各処理ステップは、画像1，2用の処理ブランチの各処理ステップと同一である。ただし、処理結果は、画像1，2用ブロックデータに相当する画像3用ブロックデータであり、画像1，2用K空間データに相当する画像3用K空間データであり、画像1，2に相当する画像3となる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、計測された複数のエコー信号を任意に組み合わせて3つ以上の部分エコー信号群に分割し、それぞれの部分エコー信号群を用いて画像を再構成するので、前述の第1の実施形態で説明した効果に加えて、さらに、コントラストの異なる画像を多く作成することができるようになる。
(第5の実施例)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第5の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、部分エコー信号群に対応するブロックにおける未計測エコー信号のデータは、未計測のままとする例を説明したが、本実施形態は、1つ以上の部分エコー信号群に対応するブロック内の未計測エコー信号のデータをハーフ推定により求める形態である。これ以外は、前述の第1の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみ、図13に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
図13は本実施形態の処理フローを示すフローチャートである。図8に示す第1の実施形態の処理フローとの違いは、ブロックのエコー信号群の分割ステップ803で分割されたそれぞれの画像用ブロックデータ804、805に対して、ハーフ推定処理(例えば特許文献3)を行うステップ1301があることである。
ステップ1301で、部分エコー信号群に対応するブロックにおける未計測エコーデータがハーフ推定により補充される。CPU8は、ステップ803で分割された、それぞれの画像用の1ブロック分のデータ804、805における、図6(c),(d)の斜線部で示す未計測エコーデータを、ハーフ推定処理により求めて補充する。推定されたデータは、ステップ502で実際に取得されたブロックデータと共にグリッディング処理され、各画像用のK空間に配置されて画像用K空間データ806, 807となる。
そして、CPU8は、上記ハーフ推定処理による未計測エコーデータの補充処理をブロック毎に行い、ステップ503で最終ブロックデータの処理が完了したか否かを判断した後、完了していれば各K空間データ806,807をそれぞれ2次元フーリエ変換処理505して画像1,2を得る。
このステップ1301以外は、前述の図8に示す第1の実施形態の処理フローにおける各ステップの処理と同一なので、説明は省略する。なお、ハーフ推定処理するブロックは1つ以上のブロックに対して行えば良く、ハーフ推定処理しないブロックは前述の第1の実施形態で説明した処理を適用すれば良い。
なお、通常、ハーフ推定処理を適用すると、画像の信号雑音比が低下するが、ハイブリッドラディアル法では、K空間の中心領域のエコーデータが重複して計測されているため、ブロック毎にハーフ推定処理を行っても、加算効果で画像の信号雑音比が向上する。その結果、ハイブリッドラディアル法は、ハーフ推定処理による画像の信号雑音比の低下を補うことができる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、1つ以上の部分エコー信号群に対応するブロックの未計測エコーデータをハーフ推定により補充することにより、計測するエコー信号数を増やすことなく、つまり、撮影時間を延長することなく、最終画像の空間分解能を向上できる。
(第6の実施例)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第6の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態では、部分エコー信号群に対応するブロックのエコーデータをそのまま用いて画像を再構成する例を説明したが、本実施形態は、部分エコー信号群に対応するブロックデータに対して、K空間の特定の領域データを重み付けするための空間周波数フィルタを適用することにより、更に画像コントラストを向上させる形態である。これ以外は、前述の第1の実施形態と同様である。
以下、本実施形態について、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみ、図14に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
図14に空間周波数フィルタの例を示す。図14(a)は、K空間の内の一つのブロック領域に対応するフィルタの1例である。図14(a)の例は、ブロック内の位相エンコード方向(Ky)について、線形に振幅が変わり、周波数エンコード方向(Kx)には一定となるフィルタ関数を示す。図14(b)は、図14(a)に示すフィルタのA-A’ラインの信号変化を示した図である。ブロック内で計測するエコーデータ数をN(エコー番号は1≦n≦N)とした時、フィルタ関数f(n)は以下の式となる(図14(b)の例ではa=1、b=0.5である)。
f(n)=a/N×(n-N/2)+b (式1)

このフィルタ関数では、計測されたエコーデータの内、Ky>0の位置のエコーデータが強調される。また、a=-1にすれば、Ky<0の位置のエコーデータが強調される。
図14(c)は、空間周波数フィルタの他の例である。図14(c)の例は、ブロック領域の中心部分(|Kx|が小さい部分)では、フィルタの選択周波数領域が狭く、|Kx|が大きくなるにつれてフィルタの選択周波数領域が広くなる関数を示す。図14(d)は、図14(c)に示すフィルタのB-B’ラインの信号変化を示した図である。
このフィルタは、基本的には2次関数の信号強度変化をもつ関数、
f(x)=c×(x-X/2)＾2+d×(x-X/2)+e (式2)
であるが(ここで、1≦x記号X)、図14(c)では、位置Kxに比例してフィルタの幅が変化するようにしている。フィルタ関数の幅は、

B(Kx)=N/(KX/2)×|Kx-KX/2| (式3)

で定義でき、このB(Kx)と、Kx方向の位置Kxに対応した係数、
a(Kx)=-1.0/(B(Kx)/2)^2
b(Kx)=0.0
c(Kx)=1.0 (式4)

を用いて、フィルタf(Kx,n)は、
f(Kx,n)=c(Kx)×(n-N/2)＾2+d(Kx)×(n-N/2)+e(Kx) if |n-N/2|≦B(Kx)
f(Kx,n)=0.0 otherwise
(式5)

である。
なお、上記フィルタは、前述の第2の実施形態で説明した非対称のブロックデータにも適用できる。この場合、実際に取得したブロックデータの幅を基にフィルタを計算するのではなく、ブロックデータの幅をKy=0を中心として対称な大きさになるよう拡張してフィルタ関数を計算すればよい。
また、フィルタ関数で設定する形状及び変数は、本実施形態で記載した値に限られず、強調したいK空間の空間周波数領域に応じてフィルタ形状を変更すればよい。
以上説明したように本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、部分エコー信号群に対応するブロックデータに、K空間における特定の領域データを強調するような空間周波数フィルタを適用することで、前述の第1の実施形態で説明した第1の効果が強調されて、更に画像のコントラストを向上することができる。
ここまで、第1〜6の実施形態を説明してきたが、それらの各実施形態では、エコー時間(TE)を予め設定する際に、目的とする画像種を設定する必要がある。一般的に、T1強調画像は、繰り返し時間(TR)の設定も必要なため、他のコントラスト画像の撮影と適合するようにエコー時間(TE)を調整する。他方、プロトン強調画像とT2強調画像は、TRの設定は同程度でも問題ないため、マルチコントラスト撮影が容易である。その際、プロトン強調画像のコントラストが最適になるように、各ブロックでKy=0のエコー信号を計測するエコー時間(TE)を15ms程度に設定し、エコー信号群の分割の目安とすることで、好適なコントラストの画像が得られる。
(第7の実施例)
次に、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の第7の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態では、ブロックのエコー信号群の分割数等の本発明に係るパラメータが所定の値に設定されている例を説明したが、本実施形態は、操作者が、所望のコントラストを有する画像を取得できるように、本発明に係るパラメータを所望の値に変更できようにする形態である。これ以外は、前述の第1の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、前述の第1の実施形態と異なる箇所のみ、図15に基づいて説明し、同一の箇所の説明は省略する。
図15は、本実施形態のユーザーインターフェース(UI)の一例であるパラメータ選択ウインドを示す。このウインド1501は、作成画像数入力部1502と、画像選択部1503と、位相エンコードレンジ設定部1505と、を有して成る。
作成画像数入力部1502は、作成する画像の数が入力される入力部である。操作者がキーボード等を介して作成画像数を作成画像数入力部1502に入力する。図15では、作成画像数として「2」が入力された例を示している。
画像選択部1503は、コントラストを設定する画像が選択される選択部である。作成画像数入力部1502に入力設定された画像数に応じて、画像の選択肢として、｛「画像」＋識別番号｝の名称と選択ボタンとが一体的に表示される。操作者は、マウス等を用いて所望の画像を選択する。図15では、作成画像数入力部1502に作成画像数として2が設定されたので、{画像1}とその選択ボタン1504-1及び{画像2｝とその選択ボタン1504-2が選択肢として表示され、{画像1}が選択された例を示している。
位相エンコードレンジ設定部1505は、画像選択部1503で選択された画像に対して、画像再構成に使用するエコー信号の位相エンコードレンジが設定される設定部である。この位相エンコードレンジ設定部には、K空間の位相エンコード番号に応じた位置の、上限を設定するスライドバー1506-1と、下限を設定するスライドバー1506-2が設けられている。操作者は、マウス等を介して任意にこれらのスライドバーの位置を変更して、画像再構成に用いるエコー信号の位相エンコードレンジを選択する。
本実施形態の上記各パラメータは、パラメータ選択ウインド1501を用いて撮影前に設定されても良い。或いは、ハイブリッドラディアル法のシーケンスを用いた撮影により取得されたK空間データに基づいて、後処理でコントラストの異なる複数の画像を再構成する場合に、上記各パラメータがパラメータ選択ウインド 1501を介して設定されても良い。後処理でコントラストの異なる複数の画像を再構成する場合は、操作者が上記パラメータの少なくとも一つを変更すると同時に、その変更されたパラメータが反映された結果の画像が画像表示部に表示されると好適である。特に後者の場合は、操作者は画像を観ながら、そのコントラストが最適とるように、位相エンコードレンジを設定することが可能になる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法によれば、撮影の前後の少なくとも一方で、作成画像数、画像の選択、及び、画像再構成に使用するエコー信号の位相エンコードレンジ、の内の少なくとも一つのパラメータを変更できるようにし、その変更が反映された画像を取得することで、操作者は所望のコントラストを有する画像を取得することが可能になる。
以上迄が、本発明のMRI装置及びマルチコントラスト画像取得方法の各実施形態の説明である。しかし、本発明は、以上の各実施形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。
例えば、各実施形態の説明では、マルチエコーシーケンスのうち、FSEシーケンスについて記載したが、本発明は、EPIシーケンスにも適用できる。
また、ラディアルサンプリング法及びハイブリッドラディアル法の実施例として、Gf(Kx)-Gp(Ky)軸を有する二次元のK空間内で、その略一点を中心にブロックを回転させる場合について説明したが、Gf軸、Gp軸は撮影空間のX、Y、Zの任意の軸と対応させることが可能であり、オブリーク撮影やオフセンター撮影も実行できる。更に、三次元球内での回転を行うこともできる。
また、図ではラディアルサンプリング法やハイブリッドラディアル法の例としてブロック数を少なく示したが、実際の撮影では、ブロック数とブロック内のエコー数は任意に設定することができ、いずれの場合も前述の各実施形態と同様の処理を行うことができる。

Claims (17)

  1. 被検体へのRFパルスと傾斜磁場の印加と、該被検体から発生する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の再構成を含む演算を行う演算処理部と、
    を有し、
    前記計測制御部は、K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応するエコー信号群の計測を、前記K空間の略一点を中心にして前記ブロックの回転角度を変えて繰り返す磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算処理部は、一つ以上のブロックのエコー信号群をそれぞれ複数の部分エコー信号群に分割し、分割した部分エコー信号群を用いてコントラストの異なる複数の画像を再構成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に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、前記ブロックのエコー信号群の内の1つ以上のエコー信号を、該ブロックのエコー信号群を分割して生成する複数の部分エコー信号群の内の2つ以上に重複させて、該ブロックのエコー信号群の分割を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項2に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K空間の低空間周波数領域に対応するエコー信号を、前記重複させるエコー信号として選択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に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、前記ブロックのエコー信号群を、前記RFパルスの照射からの経過時間が、短いエコー信号を纏めた部分エコー信号群と、長いエコー信号を纏めた部分エコー信号群と、に分割することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項1に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、各部分エコー信号群に纏めるエコー信号数を異ならせて、前記ブロックのエコー信号群の分割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4に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、前記経過時間の短いエコー信号を纏めた部分エコー信号群のエコー信号数が、前記経過時間の長いエコー信号を纏めた部分エコー信号群のエコー信号数よりも、少なくなるように、前記ブロックのエコー信号群の分割を行う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に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記ブロックのエコー信号の分布が、該ブロックの回転中心に関して非対称となるように、該ブロックのエコー信号群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。
  8. 請求項1に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、同じエコー信号を複数の部分エコー信号群に重複させないで、前記ブロックのエコー信号群の分割を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項8に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記複数の部分エコー信号群の各々が、それぞれ異なるエコー時間(TE)に位相エンコード量がゼロで計測されたエコー信号を含むように、前記傾斜磁場を制御して前記ブロックのエコー信号群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。
  10. 請求項1に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、前記ブロックのエコー信号群の内の一つ以上のエコー信号を互いに重複させて、該ブロックのエコー信号群を3つ以上の部分エコー信号群に分割し、分割した部分エコー信号群のエコー信号を用いてコントラストの異なる画像を再構成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1に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、前記部分エコー信号群が対応するブロックにおける未計測エコー信号のデータを、ハーフ推定により求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項1に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、前記部分エコー信号群のデータに、重み付けするための空間周波数フィルタを適用することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記部分エコー信号群の数に相当する画像数と、前記部分エコー信号群に纏めるエコー信号の位相エンコードレンジと、該位相エンコードレンジを設定する画像の選択と、
    を含むパラメータを設定する設定入力部を備え、
    前記計測制御部は、前記設定入力部で設定されたパラメータに対応して、前記ブロックのエコー信号群の計測を行い、
    前記演算処理部は、前記設定入力部で設定されたパラメータに対応して、前記ブロックのエコー信号群の分割を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 被検体へのRFパルスと傾斜磁場の印加と、該被検体から発生する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の再構成を含む演算を行う演算処理部と、
    を有し、
    前記計測制御部は、K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応するエコー信号群の計測を、前記K空間の略一点を中心にして前記ブロックの回転角度を変えて繰り返す磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記演算処理部は、一つ以上のブロックの一部のエコー信号を用いた前記画像の再構成を、用いる前記エコー信号の少なくとも一部を変えて繰り返し、コントラストの異なる複数の画像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応する被検体からのエコー信号群の計測を、前記K空間の略一点を中心にして前記ブロックの回転角度を変えて繰り返す計測工程と、
    前記各ブロックのエコー信号群を用いて前記被検体の画像の再構成を含む演算を行う演算処理工程と、
    を備えたマルチコントラスト画像取得方法であって、
    前記演算処理工程は、一つ以上のブロックのエコー信号群を複数の部分エコー信号群に分割し、分割した部分エコー信号群を用いてコントラストの異なる複数の画像を再構成することを特徴とするマルチコントラスト画像取得方法。
  16. 請求項15に記載のマルチコントラスト画像取得方法において、
    前記ブロックのエコー信号群を複数の部分エコー信号群に分割するためのパラメータを設定するパラメータ設定工程を備え、
    前記計測工程は、前記パラメータ設定工程で設定されたパラメータに対応して、前記ブロックのエコー信号群の計測を行い、
    前記演算処理工程は、前記パラメータ設定工程で設定されたパラメータに対応して、前記ブロックのエコー信号群の分割を行うことを特徴とするマルチコントラスト画像取得方法。
  17. K空間上で複数の平行軌跡を有して成るブロックに対応する被検体からのエコー信号群の計測を、前記K空間の略一点を中心にして前記ブロックの回転角度を変えて繰り返す計測工程と、
    前記エコー信号を用いて前記被検体の画像の再構成を含む演算を行う演算処理工程と、
    を備えたマルチコントラスト画像取得方法であって、
    前記演算処理工程は、一つ以上のブロックの一部のエコー信号を用いた前記画像の再構成を、用いる前記エコー信号の少なくとも一部を変えて繰り返し、コントラストの異なる複数の画像を得ることを特徴とするマルチコントラスト画像取得方法。
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