特開 2024-178023 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024178023

(43)【公開日】2024-12-24

(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20241217BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 311

A61B5/055 380

【審査請求】未請求

【請求項の数】20

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2023096507

(22)【出願日】2023-06-12

(71)【出願人】

【識別番号】594164542

【氏名又は名称】キヤノンメディカルシステムズ株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110001380

【氏名又は名称】弁理士法人東京国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】野村 英

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AB44

4C096AC04

4C096AC05

4C096AC10

4C096AD07

4C096BA07

4C096BB07

4C096BB11

4C096DC33

4C096DC35

(57)【要約】

【課題】ＵＴＥ撮像法を用いたＴ２^＊値に関する測定精度を向上すること。
【解決手段】一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像条件設定部と、データ取得部と、追加解析部と、撮像条件算出部とを備える。撮像条件設定部は、ＵＴＥ撮像法を用いて、複数のＴＥを含む撮像条件を設定する。データ取得部は、複数のＴＥで初回のＭＲ信号データを取得する。追加解析部は、初回のＭＲ信号データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をする。撮像条件算出部は、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥを算出する。撮像条件設定部は、さらに、ＵＴＥ撮像法を用いて、少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件を設定し、データ取得部は、さらに、少なくとも１つの追加ＴＥで追加のＭＲ信号データを取得する。
【選択図】 図５

【特許請求の範囲】

【請求項1】

ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法を用いて、複数のエコー時間（ＴＥ：Echo Time）を含む撮像条件を設定する撮像条件設定部と、
設定された複数のＴＥで初回のＭＲ信号データを取得するデータ取得部と、
取得された前記初回のＭＲ信号データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をする追加解析部と、
特定された前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、前記初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた前記追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥ（Additional Echo Time）を算出する撮像条件算出部と、を備え、
前記撮像条件設定部は、さらに、ＵＴＥ撮像法を用いて、前記少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件を設定し、前記データ取得部は、さらに、前記少なくとも１つの追加ＴＥで前記追加のＭＲ信号データを取得する、
磁気共鳴イメージング装置。

【請求項2】

前記ＵＴＥ撮像法は、マルチエコーＵＴＥ撮像法である、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項3】

前記追加解析部は、前記初回のＭＲ信号データの減衰率、及び減衰率とＴ２^＊値との関係を表す減衰率分布に基づいて、前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定し、前記追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定するための解析をする、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項4】

前記追加解析部は、前記初回のＭＲ信号データの減衰率が第１の所定の減衰率より大きい急峻な減衰である場合に、前記追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定する、
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項5】

前記撮像条件算出部は、前記追加のＭＲ信号データを取得するための前記少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、前記初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に含まれるように算出する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項6】

前記撮像条件算出部は、特定された前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域における前記初回のＭＲ信号データに基づいて、複数時定数成分のＴ２^＊減衰モデルに近似させた支配的な時定数Ｔ２^＊値を算出し、
前記支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、複数の閾値区分で分割し、
前記追加のＭＲ信号データを取得するための前記少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、分割された複数の閾値区分のうち所定の閾値区分で、前記初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に、推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出する
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項7】

前記複数の閾値区分は、少なくとも４つの閾値区分である、
請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項8】

前記撮像条件算出部は、前記支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、４つの閾値区分で分割し、
第１の追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、前記初回のＭＲ信号データが存在しない領域区分のうち、前記推定された信号強度が２番目である第２の閾値区分、或いは前記推定された信号強度が３番目である第３の閾値区分において、前記初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に、推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出し、
前記データ取得部は、第１の追加のＭＲ信号データを取得する、
請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項9】

前記撮像条件算出部は、さらに、第２の、或いは第３の追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、すでに取得したＭＲ信号データが存在しない領域区分のうち、前記推定された信号強度が１番目である第１の閾値区分、或いは前記推定された信号強度が２番目である第２の閾値区分において、前記初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に、推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出し、
前記データ取得部は、さらに、第２、或いは第３の追加のＭＲ信号データを取得する、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項10】

前記初回のＭＲ信号データと、前記追加のＭＲ信号データとを合成した中間高密度データを最終高密度データとして生成する高密度データ生成部と、
前記最終高密度データに基づいて、Ｔ２^＊マップ、及びＲ２^＊マップのうち少なくとも１つを生成するマップ生成部と、をさらに備える、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項11】

前記初回のＭＲ信号データと、前記追加のＭＲ信号データとを合成して中間高密度データを生成する高密度データ生成部を、さらに備える、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項12】

前記追加解析部は、特定された前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域における、前記中間高密度データの減衰率、及び減衰率とＴ２^＊値との関係を表す減衰率分布に基づいて、前記追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かの判定をするための解析をする、
請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項13】

前記追加解析部は、前記中間高密度データの減衰率が第２の所定の減衰率より大きい急峻な減衰である場合に、前記追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定する、
請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項14】

撮像条件算出部は、特定された前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域における前記中間高密度データに基づいて、複数時定数成分のＴ２^＊減衰モデルに近似させた支配的な時定数Ｔ２^＊を算出し、
前記支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、複数の閾値区分で分割し、
前記追加のＭＲ信号データを取得するための前記少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、分割された前記複数の閾値区分のうち所定の閾値区分で、前記初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間で推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出する、
請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項15】

前記追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の複数の前記追加ＴＥの間隔は、前記初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の複数の前記ＴＥの間隔と同じである、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項16】

前記追加のＭＲ信号データを取得するために設定された前記ＵＴＥ撮像法のマルチエコー数は、前記初回のＭＲ信号データを取得するために設定された前記ＵＴＥ撮像法のマルチエコー数より少ない、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項17】

前記追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の繰り返し時間（ＴＲ：Reputation Time）は、前記初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のＴＲより短い、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項18】

前記追加のＭＲ信号データの信号強度を補正する信号補正部を、さらに備える、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項19】

前記信号補正部は、取得された前記初回のＭＲ信号データと前記追加のＭＲ信号データとにおいて、複数のＴＥ間での信号強度の変化と、前記初回のＭＲ信号データの撮像条件と前記追加のＭＲ信号データの撮像条件とにおける理論式によるシミュレーションから算出される複数のＴＥ間での信号強度の変化との誤差が最小になる信号補正係数を算出し、前記追加のＭＲ信号データの信号強度を補正する、
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。

【請求項20】

ＵＴＥ撮像法を用いて、複数のＴＥを含む撮像条件を設定し、
設定された複数のＴＥを含む撮像条件で初回のＭＲ信号データを取得し、
取得された前記初回のＭＲ信号データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をし、
特定された前記追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、前記初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた前記追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥを算出し、
ＵＴＥ撮像法を用いて、前記少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件を設定し、
前記少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件で前記追加のＭＲ信号データを取得する、
磁気共鳴イメージング方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。

【背景技術】

【0002】

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴（ＭＲ：Magnetic Resonance）信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。

【0003】

一般的に、骨部や肺野部等の水分の少ない組織では、横緩和時間（Ｔ２値、あるいは磁場不均一性を考慮したＴ２^＊値）が非常に短く、そのような組織からのＭＲ信号は、励起パルスの印加後に直ぐに減衰してしまう。そこで、Ｔ２^＊値が非常に短い場合の撮像を可能とする撮像方法として、ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法と呼ばれる技術が知られている。

【0004】

ＵＴＥ撮像法は、励起パルス印加からデータ収集までの時間、すなわちエコー時間（ＴＥ：Echo Time）が非常に短く設定されたパルスシーケンスを用いて行われる撮像法である。例えば、臨床上で肝性鉄量（ＨＩＣ：Hepatic Iron Content）の推定に肝組織の有効横緩和率（Ｒ２^＊値）を利用する等、ＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定やＲ２^＊値測定で新たな可能性が期待されている。しかしながら、従来のＵＴＥ撮像法では、横緩和時間が非常に短い場合に、Ｔ２^＊値測定やＲ２^＊値測定の精度が十分でない場合がある。

【先行技術文献】

【非特許文献】

【0005】

【非特許文献1】Axel J. Krafft et al., “Quantitative Ultrashort Echo Time Imaging for Assessment of Massive Iron Overload at 1.5 and 3 Tesla”, Magnetic Resonance in Medicine 78:1839-1851 (2017)

【非特許文献2】Tipirneni-Sajja A et al., “Ultrashort Echo Time Imaging for Quantification of Hepatic Iron Overload: Comparison of Acquisition and Fitting Methods via Simulations, Phantoms, and In vivo Data”,1686551626262_0.fcgi?dbfrom=pubmed&retmode=ref&cmd=prlinks&id=30358001 (2019)

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の１つは、ＵＴＥ撮像法を用いたＴ２^＊値に関する測定精度を向上することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

【課題を解決するための手段】

【0007】

一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像条件設定部と、データ取得部と、追加解析部と、撮像条件算出部とを備える。撮像条件設定部は、ＵＴＥ（Ultrashort Echo Time）撮像法を用いて、複数のＴＥ（Echo Time）を含む撮像条件を設定する。データ取得部は、設定された複数のＴＥで初回のＭＲ信号データを取得する。追加解析部は、取得された初回のＭＲ信号データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をする。撮像条件算出部は、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥ（Additional Echo Time）を算出する。撮像条件設定部は、さらに、ＵＴＥ撮像法を用いて、少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件を設定し、データ取得部は、さらに、少なくとも１つの追加ＴＥで追加のＭＲ信号データを取得する。

【図面の簡単な説明】

【0008】

【図1】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す概略図。

【図2】比較例のＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図。

【図3】第１の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図。

【図4】第１の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図。

【図5】第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理回路の構成例を示す概略図。

【図6】第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。

【図7】第１の実施形態に係る追加のＭＲ信号データを取得する領域を解析するための処理例を示すフローチャート。

【図8】減衰率とＴ２^＊値測定についての説明図。

【図9】減衰率とＴ２^＊値とのヒストグラムについての説明図。

【図10】第１の実施形態に係る追加のＭＲ信号データに最適な撮像条件を算出する処理例を示すフローチャート。

【図11】追加ＴＥの算出方法についての第１の説明図。

【図12】追加ＴＥの算出方法についての第２の説明図。

【図13】第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。

【図14】第２の実施形態に係る中間高密度データを解析する処理例を示すフローチャート。

【図15】第１の追加のＭＲ信号データの取得による減衰率とＴ２^＊値とのヒストグラムの変化についての説明図。

【図16】第２の追加のＭＲ信号データの取得による減衰率とＴ２^＊値とのヒストグラムの変化についての説明図。

【図17】第２の実施形態の変形例に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図。

【図18】第３の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図。

【図19】第３の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図。

【図20】第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理回路の構成例を示す概略図。

【図21】第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。

【発明を実施するための形態】

【0009】

以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法の実施形態について詳細に説明する。

【0010】

（磁気共鳴イメージング装置の全体構成）
実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲI：Magnetic Resonance Imaging）装置１は、磁気共鳴イメージング技術を利用可能である。図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１の全体構成例を示す概略図である。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１００と、制御キャビネット３００と、例えば、コンソール等の画像処理装置４００と、寝台５００とを備えて構成される。

【0011】

磁石架台１００と寝台５００は、例えば、検査室と呼ばれるシールドルームに配置される。一方、制御キャビネット３００は、例えば、機械室に配置され、画像処理装置４００は、例えば、操作室に配置される。なお、画像処理装置４００は、ＭＲI装置１とネットワークを介して接続されて操作室と離れた遠隔地に設置されてもよい。

【0012】

磁石架台１００は、静磁場磁石１０と、傾斜磁場コイル１１と、ＷＢ（Whole Body）コイル１２を備える。磁石架台１００の静磁場磁石１０は、磁石が円筒形状の磁石構造である円筒型と、撮像空間を挟んで上下に一対の磁石が配置された開放型とに大別される。ここでは、磁石架台１００が円筒型のＭＲＩ装置１について説明するが、開放型のＭＲＩ装置であってもよい。なお、開放型のＭＲＩ装置は、磁石架台を構成する静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、ＷＢコイルとが、平行平板状をなしている以外は、円筒型のＭＲＩ装置１と同様の構成を備える。

【0013】

静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体Ｐが搬送されるボア内に静磁場を発生する。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、例えば、液体ヘリウムを保持するための筐体と、液体ヘリウムを極低温に冷却するための冷凍機と、筐体内部の超伝導コイルとによって構成される。なお、静磁場磁石１０は、永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１０が、超伝導コイルを有する場合について説明する。

【0014】

静磁場磁石１０は、超伝導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超伝導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場電源から供給される電流を超伝導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば、１年以上に亘って、静磁場を発生し続ける。

【0015】

傾斜磁場コイル１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置される。傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸用、Ｙ軸用、Ｚ軸用の３つの傾斜磁場コイルから構成されている。夫々の傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）から傾斜磁場電流（電力）を供給されることにより、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を発生し、被検体Ｐに印加する。ここで、Ｚ軸方向は静磁場に沿った方向、Ｙ軸方向は垂直方向、Ｘ軸方向はＺ軸とＹ軸それぞれに直交する方向である。

【0016】

ＷＢコイル１２は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体Ｐを取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１２は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３２から伝送された高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号に従ってＲＦパルスを被検体Ｐに向けて送信する。一方、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能に加え、受信コイルとしての機能を備える場合もある。その場合、ＷＢコイル１２は、受信コイルとして、原子核の励起によって被検体Ｐから放出されるＭＲ信号を受信する。

【0017】

ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１２の他、ローカルコイル２０を備える場合もある。ローカルコイル２０は、被検体Ｐの体表面に近接して配置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えてもよい。また、ローカルコイル２０には、頭部コイル、胸部コイル、腹部コイル、脊椎コイル、膝コイル等の幾つかの種別がある。なお、図１では、ローカルコイル２０が、胸部コイルである場合が示されているが、その場合に限定されるものではない。

【0018】

ローカルコイル２０は、受信コイルとして機能する。つまり、ローカルコイル２０は、前述のＭＲ信号を受信する。なお、ローカルコイル２０は、ＭＲ信号を受信する受信コイルとしての機能に加え、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能を備える送受信コイルでもよい。つまり、ローカルコイル２０は、送信専用、受信専用、送受信兼用の種別を問わない。

【0019】

寝台５００は、寝台本体５０と天板５１とを備える。寝台本体５０は天板５１を上下方向及び水平方向に移動可能であり、撮像前に天板５１に載った被検体Ｐを所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体Ｐをボア内に移動させる。

【0020】

制御キャビネット３００は、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）と、ＲＦ送信器３２と、ＲＦ受信器３３と、シーケンスコントローラ３４とを備える。

【0021】

傾斜磁場電源３１は、Ｘ軸方向と、Ｙ軸方向と、Ｚ軸方向とについて傾斜磁場を発生させるコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流を各チャンネル独立に出力する。

【0022】

ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて高周波信号を生成する。ＲＦ送信器３２は、生成した高周波信号をＷＢコイル１２やローカルコイル２０に伝送する。

【0023】

ＷＢコイル１２やローカルコイル２０で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。ＲＦ受信器３３は、ＷＢコイル１２やローカルコイル２０からのＭＲ信号をアナログ－デジタル（ＡＤ：Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変換されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。

【0024】

シーケンスコントローラ３４は、画像処理装置４００による制御の下、傾斜磁場電源３１と、ＲＦ送信器３２と、ＲＦ受信器３３とをそれぞれ駆動することによって被検体Ｐの撮像を行う。撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データを画像処理装置４００に送信する。

【0025】

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備する。この処理回路は、例えば、所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）やＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

【0026】

続いて、画像処理装置４００の説明に移る。画像処理装置４００は、処理回路４０と、記憶回路４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、通信回路４４とを備える。

【0027】

処理回路４０は、専用又は汎用のプロセッサを有し、記憶回路４１に記憶された又は処理回路４０内に直接組み込まれたプログラムを実行することによるソフトウェア処理によって、各種の機能を実現する。処理回路４０は、シーケンスコントローラ３４の動作を制御し、パルスシーケンスに従った撮像を実行してＭＲ画像を生成する機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組みわせて、各種の機能を実現してもよい。

【0028】

記憶回路４１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等を備える。記憶回路４１は、ＵＳＢ（Universal Serial Bus）メモリ、ＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路４１は、処理回路４０において用いられる各種処理プログラムや、プログラムの実行に必要なデータや、医用画像を記憶する。

【0029】

ディスプレイ４２は、例えば、液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイ等の一般的な表示出力装置により構成される。ディスプレイ４２は、処理回路４０の制御に従って各種情報を表示する。なお、ディスプレイ４２は、表示デバイスであると共に、例えば、タッチパネル等のユーザからの各種操作を受け付けることができるＧＵＩ（Graphical User Interface）であってもよい。

【0030】

入力インターフェース４３は、ユーザによって操作が可能な入力デバイスと、入力デバイスからの信号を入力する入力回路とを含む。入力デバイスは、トラックボール、スイッチ、マウス、キーボード、タッチパッド、タッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力デバイス、音声入力デバイス等によって実現される。ユーザにより入力デバイスが操作されると、入力回路はその操作に応じた信号を生成して処理回路４０に出力する。

【0031】

通信回路４４は、有線又は無線で、ネットワークに接続された通信を行うためのインターフェースを含む。通信回路４４は、例えば、ネットワークと記憶回路４１との間で各種データのやり取りを行うことができる。

【0032】

これらの各構成品によって、画像処理装置４００は、ＭＲＩ装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等のユーザによる、マウスやキーボード等の入力インターフェース４３の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、処理回路４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信されたデータに基づいて画像を再構成する。再構成された画像はディスプレイ４２に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。

【0033】

（ＵＴＥ撮像法）
ＭＲＩ装置１は、ＵＴＥ撮像法によるスキャンを可能にする。ＵＴＥ撮像法は、ＲＦ励起パルス印加からＭＲ信号データ収集までの時間、すなわちＴＥが非常に短く設定されたパルスシーケンスを用いて行われる撮像法である。ＵＴＥ撮像法は、例えば、グラジエントエコー（ＧＲＥ：Gradient Echo）系のパルスシークエンスにより、Ｋ空間を、２Ｄではラジアル状に、３Ｄではクッシュボール状に、充填することで、Ｔ２^＊値の短い組織の描出を可能にする。なお、以下では、マルチエコーＵＴＥ撮像法によって説明しているが、ＵＴＥ撮像法は、シングルエコーのパルスシークエンスを用いて異なるＴＥの複数のＭＲ信号を取得するＵＴＥ撮像法であってもよい。

【0034】

ここで、図２は、比較例のＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図である。図２（Ａ）は、１回のマルチエコーＵＴＥ撮像法のスキャンによりＴ２^＊値測定データを取得する低密度データ収集である。図２（Ａ）に示すように、低密度データ収集の場合には、Ｔ２^＊値の短い、すなわち急峻なＭＲ信号の減衰を示す組織等において、Ｔ２^＊値測定のために充分な量のデータが取得されず、信頼性の高いＴ２^＊値測定が難しくなる。

【0035】

また、図２（Ｂ）は、複数のマルチエコーＵＴＥ撮像法によりＴ２^＊値測定データを取得する従来型の高密度データ収集の場合である。図２（Ｂ）では、エコー数を８として、６回のマルチエコーＵＴＥ撮像法のスキャンにより高密度データ収集が行われている。図２（Ｂ）では、初回スキャンにより取得されたＴ２^＊値測定データがハッチングで示されている。図２（Ｂ）に示すように、従来の高密度データ収集の場合には、予め設定された一定のΔＴＥ分を遅延させた複数の追加ＴＥにおけるＭＲ信号を取得してる。そのため、Ｔ２^＊値測定データを収集したい組織等のＭＲ信号の減衰に適した追加ＴＥが設定されていないことがある。

【0036】

また、Ｔ２^＊値の短い、すなわち急峻なＭＲ信号の減衰を示す組織等において、Ｔ２^＊値測定をするために充分な量のデータを確保するために、スキャン回数を増やす必要があり、撮像時間が長くなってしまうこともある。さらには、充分な量のデータを確保するために、Ｔ２^＊値の短い組織等のＭＲ信号の減衰後のノイズ成分の多いデータもＴ２^＊値測定データとして用いることになる。それにより、Ｔ２^＊値測定データの精度が低くなることもある。

【0037】

このように、従来型のＵＴＥ撮像法では、Ｔ２^＊値に関する測定精度が十分でないことがある。同様に、Ｒ２^＊値測定の精度も十分でないことがある。そこで、実施形態に係るＭＲＩ装置１では、ＵＴＥ撮像法による複数のスキャンのうち追加スキャンにおいて、Ｔ２^＊値に関する測定精度を向上するようにＴＥが設定される。

【0038】

（第１の実施形態）
図３は、第１の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図である。第１の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集は、図３では、１ＴＲ内のマルチエコー数を６として、初回スキャンと、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとの３回のスキャンによってデータ収集が行われている。初回スキャンの第１エコーから第６エコーは、それぞれＴＥ１からＴＥ６においてデータ収集される。なお、マルチエコー数は、６に限らず複数のエコー数でよい。

【0039】

初回スキャンと、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとの３回のスキャンの場合に、例えば、全てのスキャンにおいてマルチエコーＵＴＥ撮像法が用いられてもよい。また、初回スキャンでマルチエコーＵＴＥ撮像法、第１の追加スキャンでシングルエコーＵＴＥ撮像法、第２の追加スキャンでシングルエコーＵＴＥ撮像法が用いられるように、それぞれのスキャンがマルチエコーＵＴＥ撮像法とシングルエコーＵＴＥ撮像法の組み合わせによって行われてもよい。また、追加スキャンの回数は、２回に限らず、１回でもよいし、３回以上の複数回数でもよい。

【0040】

図３に示すように、第１の追加スキャンの第１エコーのデータ収集は、ＴＥ１からΔＴＥ１分遅延させた第１追加ＴＥ１で行われる。このように、第１の追加スキャンの第１エコー乃至第６エコーのデータ収集は、初回スキャンの第１エコー乃至第６エコーのＴＥ１乃至ＴＥ６に対してΔＴＥ１分遅延させた複数の追加ＴＥにおいて行われる。

【0041】

また、第２の追加スキャンの第１エコーのデータ収集は、ＴＥ１からΔＴＥ２分遅延させた第２追加ＴＥ１で行われる。このように、第２の追加スキャンの第１エコー乃至第６エコーのデータ収集は、初回スキャンの第１エコー乃至第６エコーのＴＥ１乃至ＴＥ６に対してΔＴＥ２分遅延させた複数の追加ＴＥにおいて行われる。

【0042】

つまり、追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の複数の追加ＴＥの間隔は、初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の複数のＴＥの間隔と同じになる。

【0043】

図４は、第１の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図である。図４は、図３のデータ収集が行われた場合の信号減衰曲線であり、初回スキャンのデータ収集がハッチングで示されている。図４に示すように、Ｔ２^＊値測定データを収集したい組織等のＭＲ信号の減衰に適した追加ＴＥが設定されると、即ち、測定対象に応じた最適な追加ＴＥが設定されると、Ｔ２^＊値に関する測定精度が向上する。また、急峻なＭＲ信号の減衰を示す組織等においても、Ｔ２^＊値測定するために必要十分な量のデータを確保するために、スキャン回数を増やして撮像時間が長くなることを防ぐことができる。Ｔ２^＊値に関する測定精度を向上させるための追加ＴＥの設定について以下詳細に説明する。

【0044】

図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の処理回路４０の構成例を示す概略図である。図５に示すように、第１の実施形態の処理回路４０は、撮像条件設定機能Ｆ１、データ取得機能Ｆ２、追加解析機能Ｆ３、撮像条件算出機能Ｆ４、高密度データ生成機能Ｆ５、及びマップ生成機能Ｆ６の各機能を実現する。第１の実施形態の処理回路４０の各機能の構成及び動作について、図６乃至図１２を用いて説明する。始めに、被検体Ｐは、寝台５００の天板５１の上に載置され、静磁場内に収容される。

【0045】

ステップＳＴ１０において、撮像条件設定機能Ｆ１は、ＵＴＥ撮像法を用いて、複数のＴＥを含む、初回スキャンのための撮像条件を設定する。撮像条件は、例えば、入力インターフェース４３を介したユーザの操作により、又は記憶回路４１に予め記憶された撮像条件を読み出すことにより設定される。撮像条件として、例えば、マルチエコー数、ＴＥ、ＴＲ、加算回数、分解能設定に用いられるマトリックスサイズ、スライス厚、ＦＯＶ（Field Of View）等が設定されてもよい。

【0046】

ステップＳＴ２０において、データ取得機能Ｆ２は、複数のＴＥを含む設定された撮像条件で初回スキャンのＭＲ信号データを取得する。

【0047】

ステップＳＴ３０において、追加解析機能Ｆ３は、取得された初回スキャンのＭＲ信号データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をする。ここで、図７は、ステップＳＴ３０追加のＭＲ信号データを取得する領域を解析するための処理例を示すフローチャートである。図７に示すように、ステップＳＴ３０は、例えば、ステップＳＴ３０１乃至ステップＳＴ３０３で構成される。

【0048】

ステップＳＴ３０１では、取得された初回スキャンのＭＲ信号データの減衰率マップが算出される。ここで、図８を用いて、減衰率とＴ２^＊値測定について説明する。図８（Ａ）は、領域Ａ０内に、３つの異なる減衰値（即ち、３つの異なるＴ２^＊値）を有するファントムに対応する初回スキャンのＭＲ信号データの減衰率マップを例示している。図８（Ａ）では、領域Ａ０、Ａ１、Ａ２、及びＡ３のそれぞれで減衰率が異なる様子が示されている。図８（Ａ）の０％は減衰なしを意味する。なお、領域Ａ０、Ａ１、Ａ２、及びＡ３のそれぞれの内部においては、均一な減衰率（即ち、均一なＴ２^＊値）を有するものとしている。

【0049】

また、以下では、説明の便宜上、撮像対象が上記のようなファントムである例で説明するが、撮像対象はこれに限定されるわけではなく、撮像対象が人体であっても一般性は失われない。

【0050】

図８（Ｂ）では、領域Ａ１、Ａ２、及びＡ３のそれぞれの信号減衰曲線が描出されている。図８（Ｂ）に示すように、減衰率が比較的小さい、すなわちＴ２^＊値が比較的長い領域Ａ１においては、測定精度の高いＴ２^＊値測定のために充分な量のデータが初回のＭＲ信号データによって取得されている。

【0051】

一方で、減衰率が大きい、すなわちＴ２^＊値が短い領域Ａ２及びＡ３においては、測定精度の高いＴ２^＊値測定のために充分な量のデータが初回スキャンのＭＲ信号データによって取得されていない。言い換えると、図８（Ｂ）のＴ２^＊値測定は、領域Ａ２及びＡ３においては測定精度が低い。そこで、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域を特定するための解析をする。

【0052】

ステップＳＴ３０２では、減衰率とＴ２^＊値とを２Ｄ又は３Ｄのヒストグラムで表した減衰率分布が生成される。減衰率分布の生成は、減衰率が大きく、かつＴ２^＊値が短い領域において行われる。なお、減衰率分布の生成は、初回スキャンのＭＲ信号データの全領域で行われてもよい。また、例えば、入力インターフェース４３を介したユーザの操作により、初回のＭＲ信号データの減衰率マップ上で指定された領域について行われてもよい。

【0053】

ここで、図９を用いて、減衰率とＴ２^＊値とのヒストグラムについて説明する。図９は、図８（Ａ）の減衰率が大きい、すなわちＴ２^＊値が短い領域Ａ２及びＡ３において、減衰率とＴ２^＊値とを３Ｄのヒストグラムで表した減衰率分布の一例である。図９のヒストグラムでは、例えば、８０％から１００％と減衰率が大きい。

【0054】

また、図９のヒストグラムでは、減衰率が異なる、すなわちＴ２^＊値が異なる２つの領域Ａ２及びＡ３に対するヒストグラムにもかかわらず、Ｔ２^＊値がばらついているため２種類のＴ２^＊値についてピークの確認が難しい。このように、Ｔ２^＊値がばらついているためＴ２^＊値のピークを確認しがたい場合を、減衰率分布の均一性が低いともいう。ステップＳＴ３０３では、減衰率が大きく、かつ減衰率分布の均一性が低い領域を、追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域として特定する。

【0055】

図６に戻り、ステップＳＴ４０において、撮像条件算出機能Ｆ４は、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥを算出する。ここで、ΔＴＥは、例えば、初回のＭＲ信号データの第１エコーのＴＥ１と第２エコーのＴＥ２との差分より小さい値である。

【0056】

すなわち、撮像条件算出機能Ｆ４は、追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に含まれるように算出する。

【0057】

図１０は、追加のＭＲ信号データに最適な撮像条件を算出する処理例を示すフローチャートである。また、図１１及び図１２は、追加ＴＥの算出方法についての説明図である。ここで、図１０に示すように、ステップＳＴ４０は、例えば、ステップＳＴ４０１乃至ステップＳＴ４０５で構成される。

【0058】

ステップＳＴ４０１において、撮像条件算出機能Ｆ４は、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域における初回のＭＲ信号データに基づいて、複数時定数成分のＴ２^＊減衰モデルに近似させた支配的な時定数Ｔ２^＊値を算出する。Ｔ２^＊減衰モデルは、複数時定数成分にＴ２Ｓ^＊値に関する成分を含む。複数時定数成分のＴ２^＊減衰モデルによる信号強度式は、例えば、式（１）で与えられる。

【0059】

【数1】

【0060】

ここで、Ｔ２Ｓ^＊値は短いＴ２^＊成分の緩和時間、Ａ２１は短いＴ２^＊成分の信号強度、Ｔ２Ｌ^＊値は長いＴ２^＊成分の緩和時間、Ａ２２は長いＴ２^＊成分の信号強度、ｎ（ＴＥ）はＴＥにおけるノイズ等他成分を表す。初回のＭＲ信号データで取得した各エコーのＴＥと信号強度とに基づいて、式（１）のＴ２^＊減衰モデルに対して非線形最小二乗法を用いることで支配的な時定数Ｔ２^＊値、すなわちＴ２Ｓ^＊値が算出される。

【0061】

ステップＳＴ４０２において、撮像条件算出機能Ｆ４は、支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、複数の閾値区分に分割する。図１１の第１乃至第４の閾値区分に示されるように、複数の閾値区分は、少なくとも４つの閾値区分であるとよい。

【0062】

図１１に示すように、第１乃至第４の４つの閾値区分に分割される。具体的には、初回のＭＲ信号データの第１エコーにおける信号強度を第１の閾値区分の上限Ｙ０とした場合、第２の閾値区分の上限Ｙ１は、Ｙ１＝Ｙ０・ｅｘｐ（－１／２）とする。同様に、第３の閾値区分の上限Ｙ２は、Ｙ２＝Ｙ０・ｅｘｐ（－１）とする。また、第４の閾値区分の上限Ｙ３は、Ｙ３＝Ｙ０・ｅｘｐ（－２）として、第４の閾値区分の下限Ｙ４は、Ｙ４＝Ｙ０・ｅｘｐ（－３）とする。

【0063】

ステップＳＴ４０３において、撮像条件算出機能Ｆ４は、初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間のＴＥにおいて、ＴＥ毎に算出される推定Ｔ２^＊密度に基づいて、推定Ｔ２^＊密度分布を生成する。推定Ｔ２^＊密度とは、所定の閾値区分内に含まれる、特定のＴＥにおける推定Ｔ２^＊値の上限値と推定Ｔ２^＊値の下限値との差分で表される。所定の閾値区分は、例えば、ステップＳＴ４０２において分割された第１乃至第４の閾値区分のうち少なくとも１つの閾値区分である。

【0064】

ここで、図１１の実線で示される信号減衰曲線は、支配的な時定数Ｔ２^＊値として算出されたＴ２Ｓ^＊値（例えば、Ｔ２Ｓａ^＊値）を式（１）のＴ２Ｓ^＊値に与えた信号減衰曲線である。また、図１１の破線で示される複数の信号減衰曲線は、支配的な時定数Ｔ２^＊値として算出されたＴ２Ｓ^＊値を少しずつ変化させた複数のＴ２^＊値（例えば、Ｔ２Ｓｂ^＊値）を式（１）のＴ２Ｓ^＊値に与えて生成した信号減衰曲線である。破線で示される複数の信号減衰曲線は、式（１）においてＴ２Ｓ^＊値以外の他のパラメータの値は、例えば、実線で示される信号減衰曲線と同じ値が用いられる。

【0065】

図１１では、ＴＥがＴＥａの場合に、推定Ｔ２^＊値の上限値としてＴ２Ｓｂ^＊値が、推定Ｔ２^＊値の下限値としてＴ２Ｓａ^＊値が、第２の閾値区分に含まれている様子が示されている。つまり、図１１では、推定Ｔ２^＊密度はＴ２Ｓｂ^＊値とＴ２Ｓａ^＊値との差分で表される。同様に、ＴＥ毎の推定Ｔ２^＊密度を算出することで、推定Ｔ２^＊密度分布が生成される。

【0066】

ステップＳＴ４０４では、推定Ｔ２^＊密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度分布が生成される。推定Ｔ２^＊確率密度分布は、例えば、図１２に示すように、推定Ｔ２^＊密度分布を、例えば、ガンマ分布モデルに従って解析して生成される。

【0067】

ステップＳＴ４０５では、初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた少なくとも１つの追加ＴＥが算出される。具体的には、撮像条件算出機能Ｆ４は、例えば、追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に配置する。第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥは、分割された複数の閾値区分のうち所定の閾値区分で、推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出される。

【0068】

図６に戻り、ステップＳＴ５０において、撮像条件設定機能Ｆ１は、さらに、ＵＴＥ撮像法を用いて、少なくとも１つの追加ＴＥを含む撮像条件を設定する。他の撮像条件については、例えば、ステップＳＴ１０において設定された撮像条件が設定される。

【0069】

ステップＳＴ６０において、データ取得機能Ｆ２は、さらに、少なくとも１つの追加ＴＥを含む設定された撮像条件で追加のＭＲ信号データを取得する。

【0070】

ステップＳＴ７０において、高密度データ生成機能Ｆ５は、初回のＭＲ信号データと、追加のＭＲ信号データとを合成した中間高密度データを最終高密度データとして生成する。

【0071】

ステップＳＴ８０において、マップ生成機能Ｆ６は、画素毎に得られた最終高密度データに基づいて画素毎にＴ２^＊値を算出し、Ｔ２^＊マップを生成する。また、マップ生成機能Ｆ６は、最終高密度データに基づいて、Ｔ２^＊マップに加えてＲ２^＊マップを生成してもよいし、Ｔ２^＊マップとＲ２^＊マップのいずれかを生成してもよい。

【0072】

第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１によれば、Ｔ２^＊値測定データを収集したい組織等のＭＲ信号の減衰に適した追加ＴＥが設定される。そして、ＭＲ信号の減衰に適した追加ＴＥが設定されることにより、Ｔ２^＊値に関する測定精度が向上する。また、同様にＲ２^＊値に関する測定精度が向上する。さらに、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１によれば、初回のＭＲ信号データに加えて、Ｔ２^＊値の短い組織等の追加のＭＲ信号データも取得されるため、生成されたＴ２^＊マップにおいて、例えば、０．３～１０［ms］の広いダイナミックレンジが実現できる。

【0073】

（第２の実施形態）
図１３は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１の処理例を示すフローチャートである。図１３に示すように、第２の実施形態は、追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定する点と、初回のＭＲ信号データと追加のＭＲ信号データとを合成して中間高密度データを生成する点で、第１の実施形態と異なる。他の構成及び作用については、図１及び図５に示す第１の実施形態と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して重複する説明を省略する。第２の実施形態の処理回路４０の各機能の構成及び動作について、図１３のフローチャートを用いて説明する。

【0074】

第２の実施形態のステップＳＴ１０、ステップＳＴ２０、及びステップＳＴ３０は、第１の実施形態のステップＳＴ１０、ステップＳＴ２０、及びステップＳＴ３０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。第２の実施形態では、ステップＳＴ３０の後に、ステップＳＴ３１に進む。ここで、わかり易さのために、ステップＳＴ３０の後のステップＳＴ３１はステップＳＴ３１Ａとし、後述するステップＳＴ６６の後のステップＳＴ３１はステップＳＴ３１Ｂとする。

【0075】

ステップＳＴ３１Ａにおいて、追加解析機能Ｆ３は、追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定するための解析をする。追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定は、追加解析機能Ｆ３がステップＳＴ３０で特定した追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において行われる。追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域は、初回のＭＲ信号データの減衰率、及び減衰率とＴ２＊値との関係を表す減衰率分布に基づいて、特定された領域である。

【0076】

ステップＳＴ３１Ａにおいて、追加解析機能Ｆ３は、例えば、初回のＭＲ信号データの減衰率が第１の所定の減衰率より大きい急峻な減衰である場合に、追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定する。第１の所定の減衰率は、例えば、７０％程度又はそれより大きい減衰率が挙げられる。追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定された場合（すなわち、ステップＳＴ３１ＡでＹＥＳ）には、ステップＳＴ４０に進む。ここで、わかり易さのために、ステップＳＴ３１Ａの後のステップＳＴ４０はステップＳＴ４０Ａとし、後述するステップＳＴ３１Ｂの後のステップＳＴ４０はステップＳＴ４０Ｂとする。

【0077】

第２の実施形態のステップＳＴ４０Ａ、ステップＳＴ５０、及びステップＳＴ６０は、第１の実施形態のステップＳＴ４０、ステップＳＴ５０、及びステップＳＴ６０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。第２の実施形態では、ステップＳＴ６０の後に、ステップＳＴ６５に進む。

【0078】

ステップＳＴ６５において、高密度データ生成機能Ｆ５は、初回のＭＲ信号データと、追加のＭＲ信号データとを合成した中間高密度データを生成する。なお、ステップＳＴ６５の高密度データは、第１の実施形態のステップＳＴ７０とは異なり、最終高密度データではない。なお、追加のＭＲ信号データの取得前には、初回のＭＲ信号データが中間高密度データとなる。そして、ステップＳＴ６５の後に、ステップＳＴ６６に進む。

【0079】

ステップＳＴ６６において、追加解析機能Ｆ３は、合成した中間高密度データに基づいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かの判定をするための解析をする。ここで、図１４は、第２の実施形態に係る中間高密度データを解析する処理例を示すフローチャートである。図１４に示すように、ステップＳＴ６６は、例えば、ステップＳＴ６６１及びステップＳＴ６６２で構成される。

【0080】

ステップＳＴ６６１では、中間高密度データの減衰率マップが算出される。そして、ステップＳＴ６６２では、減衰率とＴ２^＊値とを２Ｄ又は３Ｄのヒストグラムで表した減衰率分布が生成される。

【0081】

ここで、図１５及び図１６は、それぞれ第１及び第２の追加のＭＲ信号データ収集による減衰率とＴ２^＊値とのヒストグラムの変化についての説明図である。図１５及び図１６は、図９と同様に、図８（Ａ）の２つの領域Ａ２及びＡ３における減衰率とＴ２^＊値とを３Ｄのヒストグラムで表した減衰率分布の一例である。

【0082】

図１５のヒストグラムでは、減衰率が８０％程度と大きいものの、図９のヒストグラムと比較すると、減衰率は小さくなっている。また、Ｔ２^＊値のピークが２つ確認できるものの、Ｔ２^＊値のばらつきが大きくＴ２^＊値のデータとして信頼性が低い。

【0083】

図１６のヒストグラムでは、減衰率が小さくなり、Ｔ２^＊値のピークが２つ確認できる。すなわち、減衰率分布の均一性が高くなっている。図１５及び図１６は、追加のＭＲ信号データが取得されるに応じて、減衰率が小さくなり、Ｔ２^＊値の測定精度が高くなる様子を示している。このように、中間高密度データの解析は、中間高密度データの減衰率、及び減衰率とＴ２＊値との関係を表す減衰率分布に基づいて行われる。

【0084】

図１３に戻り、ステップＳＴ６６の後には、ステップＳＴ３１（すなわち、ＳＴ３１Ｂ）に進む。ステップＳＴ３１Ｂは、ステップＳＴ３１Ａと追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かの判定に用いられるデータが、それぞれ初回のＭＲ信号データか中間高密度データかで異なる。

【0085】

ステップＳＴ３１Ｂにおいて、追加解析機能Ｆ３は、追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定する。追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かを判定は、ステップＳＴ３０において特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において行われる。

【0086】

また、追加解析機能Ｆ３は、例えば、中間高密度データの減衰率が第２の所定の減衰率より大きい急峻な減衰である場合に、追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定する。第２の所定の減衰率は、例えば、４０％程度又はそれより大きい減衰率が挙げられる。追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定された場合（すなわち、ステップＳＴ３１ＢでＹＥＳ）には、ステップＳＴ４０（すなわち、ＳＴ４０Ｂ）に進む。

【0087】

ステップＳＴ４０Ｂにおいて、撮像条件算出機能Ｆ４は、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、中間高密度データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥを算出する。つまり、ステップＳＴ４０Ｂは、中間高密度データに基づいて、少なくとも１つの追加ＴＥを算出している点で、ステップ４０Ａと異なる。

【0088】

ステップＳＴ４０Ｂにおいて、撮像条件算出機能Ｆ４は、例えば、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域における中間高密度データに基づいて、複数時定数成分のＴ２^＊減衰モデルに近似させた支配的な時定数Ｔ２^＊値を算出する。そして、支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、複数の閾値区分で分割する。さらに、追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥのうち第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥを、初回のＭＲ信号データの第１エコーと第２エコーとの間に配置する。第１エコーのＭＲ信号データを取得するために用いられる追加ＴＥは、分割された複数の閾値区分のうち所定の閾値区分で、推定Ｔ２^＊確率密度分布に基づいて、推定Ｔ２^＊確率密度が最も高くなるように算出する。

【0089】

ここで、図１１のように、撮像条件算出機能Ｆ４が、支配的な時定数Ｔ２^＊値の信号減衰曲線に基づいて、信号強度を推定し、第１乃至第４の４つの閾値区分で分割した場合の所定の閾値区分について次のようにしてもよい。例えば、１回目のステップＳＴ４０Ｂで所定の閾値区分を、初回のＭＲ信号データが存在しない領域区分のうち、推定された信号強度が２番目である第２の閾値区分として、追加ＴＥを算出して、第１の追加スキャンでＭＲ信号データを取得する。その後に、追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定された場合に、２回目のステップＳＴ４０Ｂで所定の閾値区分を、すでに取得したＭＲ信号データが存在しない領域区分のうち、推定された信号強度が１番目である第１の閾値区分として、追加ＴＥを算出して、第２の追加スキャンでＭＲ信号データを取得する。

【0090】

他に、第１の追加スキャンでは、所定の閾値区分を推定された信号強度が３番目である第３の閾値区分として、追加ＴＥを算出して、ＭＲ信号データを取得してもよい。また、第２の追加スキャンでは、所定の閾値区分を推定された信号強度が２番目である第２の閾値区分として、追加ＴＥを算出して、ＭＲ信号データを取得してもよい。さらに、第３の追加スキャンでは、所定の閾値区分を推定された信号強度が１番目である第１の閾値区分、或いは推定された信号強度が２番目である第２の閾値区分として、追加ＴＥを算出して、ＭＲ信号データを取得してもよい。

【0091】

そして、ステップＳＴ４０Ｂの後は、前述したように、ステップＳＴ５０、ステップＳＴ６０、ステップＳＴ６５、及びステップＳＴ６６に進む。なお、第１の追加スキャンでＭＲ信号データと、第２の追加スキャンでＭＲ信号データの取得は、ステップＳＴ６０でデータ取得機能Ｆ２が行う。

【0092】

このように、所定の閾値区分は、分割した閾値区分のうち追加のＭＲ信号データが少なくてすむような順番で選択されてもよい。なお、閾値区分は、前述した４つに限らず、それよりも多い閾値区分で分割されてもよい。また、追加のＭＲ信号データは、前述した１つの追加データや、第１と第２の追加データの２つの追加データに限らず、それよりも多く取得されてもよく、追加のＭＲ信号データの取得が必要であると判定された場合に取得されればよい。

【0093】

また、ステップＳＴ３１ＡとステップＳＴ３１Ｂとにおいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要でないと判定された場合（すなわち、ステップＳＴ３１ＡとステップＳＴ３１ＢとでＮＯ）には、ステップＳＴ７０に進む。

【0094】

第２の実施形態のステップＳＴ７０及びステップＳＴ８０は、第１の実施形態のステップＳＴ７０及びステップＳＴ８０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。

【0095】

第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１によれば、第１の実施形態と同様の効果が得られる。また、第２の実施形態では、初回のＭＲ信号データに加えて、中間高密度データを用いて追加のＭＲ信号データの取得が必要か否かの判定をするための解析をする。そのため、Ｔ２^＊値測定やＲ２^＊値測定において測定精度が向上すると共に、必要十分な追加のＭＲ信号データの取得が可能になる。すなわち、必要以上の撮像時間の延長をすることなく、Ｔ２^＊値測定するために充分な量のデータを確保することができる。

【0096】

（第２の実施形態の変形例）
図１７は、第２の実施形態の変形例に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図である。図１７では、初回スキャンによるデータ収集は、１ＴＲ内のマルチエコー数を６として行われている。また、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとによるデータ収集は、１ＴＲ内のマルチエコー数を２として行われている。そして、初回スキャンと、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとの３回のスキャンにおいて、それぞれ同じＴＲが用いられている。

【0097】

すなわち、第２の実施形態の変形例は、追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のマルチエコー数が、初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のマルチエコー数より少ない点で、第２の実施形態と異なる。他の構成及び作用については第２の実施形態と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。

【0098】

第２の実施形態の変形例に係るＭＲＩ装置１によれば、第２の実施形態と同様の効果が得られる。なお、第２の実施形態の変形例では、第２の実施形態と同様に、初回スキャンと、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとの３回のスキャンにおけるＴＲはそれぞれ同じため撮像時間は変わらない。しかしながら、第２の実施形態の変形例では、第２の実施形態と異なり、追加スキャンにおいて、Ｔ２^＊値の短い組織等のＭＲ信号の減衰後のノイズ成分の多いデータをＴ２^＊値測定データとして用いないことになる。そのため、Ｔ２^＊値測定データの精度が向上する可能性がある。

【0099】

（第３の実施形態）
図１８は、第３の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるデータ収集についての説明図である。図１９は、第３の実施形態に係るＵＴＥ撮像法によるＴ２^＊値測定についての説明図である。図１９は、図１８のデータ収集が行われた場合の信号減衰曲線であり、初回スキャンのデータ収集がハッチングで示されている。

【0100】

図１８及び図１９では、初回スキャンによるデータ収集は、１ＴＲ内のマルチエコー数を６として行われている。また、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとによるデータ収集は、１ＴＲ内のマルチエコー数を２として行われている。そして、初回スキャンにおけるＴＲと、第１の追加スキャンと、第２の追加スキャンとの３回のスキャンにおいて、それぞれ同じＴＲが用いられている。なお、各追加スキャンにおいてＴＲが異なっていてもよい。

【0101】

つまり、第３の実施形態は、追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法の繰り返し時間（ＴＲ：Reputation Time）は、初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のＴＲより短い点で、図１７に示された第２の実施形態の変形例と異なる。また、追加のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のマルチエコー数が、初回のＭＲ信号データを取得するために設定されたＵＴＥ撮像法のマルチエコー数より少ない点で、第２の実施形態と異なる。

【0102】

図２０は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１の処理回路４０の構成例を示す概略図である。図２０に示すように、第３の実施形態の処理回路４０は、さらに、追加のＭＲ信号データの信号強度を補正する信号補正機能Ｆ７を実現する点で、第２の実施形態の処理回路４０と異なる。第３の実施形態の処理回路４０の各機能の構成及び動作について、図２１のフローチャートを用いて説明する。

【0103】

第３の実施形態のステップＳＴ１０、ステップＳＴ２０、及びステップＳＴ３０は、第２の実施形態のステップＳＴ１０、ステップＳＴ２０、及びステップＳＴ３０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。第３の実施形態では、ステップＳＴ３０の後には、ステップＳＴ３１に進む。そして、ステップＳＴ３１でＹＥＳの場合には、ステップＳＴ４０に進む。

【0104】

ここで、わかり易さのために、ステップＳＴ３０の後のステップＳＴ３１はステップＳＴ３１Ａとし、ステップＳＴ３１Ａの後のステップＳＴ４０はステップＳＴ４０Ａとする。また、後述するステップＳＴ６６の後のステップＳＴ３１はステップＳＴ３１Ｂとし、ステップＳＴ３１Ｂの後のステップＳＴ４０はステップＳＴ４０Ｃとする。

【0105】

第３の実施形態のステップＳＴ３１Ａ、ステップＳＴ４０Ａ、ステップＳＴ５０、及びステップＳＴ６０は、第２の実施形態のステップＳＴ３１Ａ、ステップＳＴ４０Ａ、ステップＳＴ５０、及びステップＳＴ６０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。第３の実施形態では、ステップＳＴ６０の後に、ステップＳＴ６１に進む。

【0106】

ステップＳＴ６１において、信号補正機能Ｆ７は、追加のＭＲ信号データの信号強度を補正する。前述したように、ＵＴＥ撮像法では、例えば、ＧＲＥ系のパルスシークエンスが用いられる。一般的なSpoiled ＧＲＥ法の信号強度式Ｓｉｇは、初期信号強度Ｍ_０フリップ角θ°のＲＦパルスで、ＴＲ＞＞Ｔ２の場合、式（２）で与えられる。なお、ＧＲＥ系のパルスシークエンスにおいては、磁場不均一等の影響からＴ２に代えてＴ２^＊となる。

【0107】

【数2】

【0108】

式（２）に示されるように、ＴＲが異なる初回のＭＲ信号データと追加のＭＲ信号データとでは信号強度が異なる。そこで、追加のＭＲ信号データの信号強度は補正する必要がある。信号補正機能Ｆ７は、例えば、実際に取得された初回のＭＲ信号データと追加のＭＲ信号データとにおける複数のＴＥ間での信号強度の変化と、初回のＭＲ信号データの撮像条件と追加のＭＲ信号データの撮像条件とにおける理論式によるシミュレーションから算出される複数のＴＥ間での信号強度の変化と、の誤差が最小になる信号補正係数を算出し、追加のＭＲ信号データの信号強度を補正する。第３の実施形態では、ステップＳＴ６１の後に、ステップＳＴ６５に進む。

【0109】

第３の実施形態のステップＳＴ６５、ステップＳＴ６６、及びステップＳＴ６６の後のステップＳＴ３１（すなわち、ＳＴ３１Ｂ）は、第２の実施形態のステップＳＴ６５、及びステップＳＴ３１Ｂと実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。第３の実施形態では、ステップＳＴ３１の後に、ステップＳＴ４０（すなわち、ＳＴ４０Ｃ）に進む。

【0110】

ステップＳＴ４０Ｃにおいて、撮像条件算出機能Ｆ４は、追加のＭＲ信号データを取得するためのＴＲを、初回のＭＲ信号データを取得するためのＴＲより短く設定する。また、追加のＭＲ信号データを取得するためのマルチエコー数を、初回のＭＲ信号データを取得するためのマルチエコー数より少なく設定する。

【0111】

撮像条件算出機能Ｆ４は、特定された追加のＭＲ信号データの取得が必要な領域において、初回のＭＲ信号データにおける少なくとも１つのＴＥからΔＴＥ遅延させた追加のＭＲ信号データを取得するための少なくとも１つの追加ＴＥを算出する。そして、ステップＳＴ４０Ｃの後には、前述したように、ステップＳＴ５０、ステップＳＴ６０、ステップＳＴ６１、ステップＳＴ６５、及びステップＳＴ６６に進む。

【0112】

また、ステップＳＴ３１ＡとステップＳＴ３１Ｂとにおいて、追加のＭＲ信号データの取得が必要でないと判定された場合（すなわち、ステップＳＴ３１ＡとステップＳＴ３１ＢとでＮＯ）には、ステップＳＴ７０に進む。

【0113】

第３の実施形態のステップＳＴ７０及びステップＳＴ８０は、第２の実施形態のステップＳＴ７０及びステップＳＴ８０と実質的に異ならないため、重複する説明を省略する。

【0114】

第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１によれば、第２の実施形態の変形例と同様の効果が得られる。また、第３の実施形態では、追加のＭＲ信号データを取得するためのマルチエコー数は初回のＭＲ信号データを取得するためのマルチエコー数よりも少なく、追加のＭＲ信号データを取得するためのＴＲは初回のＭＲ信号データを取得するためのＴＲよりも短いため、撮像時間がさらに短縮されうる。

【0115】

以上説明した少なくとも１つの実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、ＵＴＥ撮像法を用いたＴ２^＊値に関する測定精度を向上することができる。

【0116】

なお、上記実施形態において、「プロセッサ」という文言は、例えば、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）又は特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ASIC）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：SPLD）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：CPLD）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：FPGA））等の回路を意味する。

【0117】

プロセッサが、例えば、ＣＰＵである場合、プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することにより、各種機能を実現する。また、プロセッサが、例えば、ＡＳＩＣである場合、記憶回路にプログラムを保存するかわりに、当該プログラムに相当する機能がプロセッサの回路内に論理回路として直接組み込まれる。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行するハードウェア処理により各種機能を実現する。或いは、また、プロセッサは、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組み合わせて各種機能を実現することもできる。

【0118】

また、上記実施形態では処理回路の単一のプロセッサが各機能を実現する場合の例について示したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサが各機能を実現してもよい。また、プロセッサが複数設けられる場合、プログラムを記憶する記憶回路は、プロセッサごとに個別に設けられてもよいし、１つの記憶回路が全てのプロセッサの機能に対応するプログラムを一括して記憶してもよい。

【0119】

なお、実施形態の説明における撮像条件設定機能Ｆ１、データ取得機能Ｆ２、追加解析機能Ｆ３、撮像条件算出機能Ｆ４、高密度データ生成機能Ｆ５、マップ生成機能Ｆ６、及び信号補正機能Ｆ７は、それぞれ、特許請求の範囲の記載における、撮像条件設定部、データ取得部、追加解析部、撮像条件算出部、高密度データ生成部、マップ生成部、及び信号補正部の一例である。

【0120】

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

【符号の説明】

【0121】

１…磁気共鳴イメージング（ＭＲI：Magnetic Resonance Imaging）装置 Ｆ１…撮像条件設定機能 Ｆ２…データ取得機能 Ｆ３…追加解析機能 Ｆ４…撮像条件算出機能 Ｆ５…高密度データ生成機能 Ｆ６…マップ生成機能 Ｆ７…信号補正機能

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】

【図15】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】