JP2000023937A - Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】ＴＯＦ−ＭＲＡやＡＳＬ法の如く、ほぼ単一の
Ｔ１値を有する組織イメージング法において単位時間当
たりのＴ１コントラスト及びＳＮＲを向上させ、かつ、
単位時間当たりの画像分解能を向上させたＴ１強調像を
得る。 【解決手段】反転パルスまたは飽和パルスと、同パルス
によるスピンのＴ１回復過程で印加する複数のフリップ
パルスと、各フリップパルスに応答して発生するエコー
信号を収集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシ
ーケンスを実行する。フリップパルスの印加直前におけ
るスピンの縦磁化の強度がほぼ一定となるように制御し
た撮像パラメータに基づきパルスシーケンスを実行する
手段を備える。パルスシーケンスは、例えば反転パルス
を含む高速フィールドエコー法に従うパルスシーケンス
である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は、被検体内の原子
核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージン
グ（ＭＲＩ）装置およびＭＲイメージング方法に係り、
とくに、反転パルス（inversion pulse ）や飽和パルス
（saturation pulse）を印加して原子核スピンをＴ１緩
和（縦緩和）させる途中においてＲＦパルスを印加しな
がらエコーデ−タを収集するようにしたＴ１強調イメー
ジングを行うＭＲＩ装置およびＭＲイメージング方法に
関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置
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
信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するエコ
ー信号などのＭＲ信号から画像を再構成する手法であ
る。

【０００３】この磁気共鳴イメージングの一つに、反転
パルスや飽和パルスを印加して原子核スピンをＴ１緩和
（縦緩和）させる途中において、ＲＦパルスを印加しな
がらエコーデ−タを収集するようにしたＴ１強調イメー
ジングが知られている。このＴ１強調イメージング法
は、Time of Flight（ＴＯＦ）法に基づくＭＲアンギオ
グラフィや、ＩＲ（反転回復）パルスにより血流それ自
体をラベリング（labe-ling）して組織血流を画像化す
るＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法に基づくＭＲア
ンギオグラフィ（例えば、「MRM 34:878-887 (1995), K
enneth K.Kwonget al., "MR Perfusion Studies with T
1-weighted Echo Planar Imaging"」参照）に用いられ
ている。

【０００４】このようなイメージング法においては、単
位時間当たりの空間分解能やＳＮＲを向上させることが
非常に重要である。

【０００５】従来、このＴ１強調イメージングを高速に
行うには、高速ＦＥ法（turboFlash 法とも呼ばれ
る）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging ）法、高速ＳＥ法
などが用いられている。

【０００６】この内、高速ＦＥ法は、それほど強力な傾
斜磁場システムを必要としない、比較的普及タイプのＭ
ＲＩ装置においても容易に実施できるイメージング法で
ある。この高速ＦＥ法によれば、ＩＲパルスを印加した
後、スピンをＴ１回復をさせながら、ＴＩ（Inversion
Time）時間後に低フリップ角度のＲＦパルス（フリップ
パルス）を繰り返し時間ＴＲ毎に印加し、この各励起に
伴うエコー信号を収集してｋ空間（周波数空間）に配置
することでデ−タ収集される。このため、通常の撮像条
件の場合、エコー信号の強度は定常状態になるまで増大
または減衰し続ける。極力、一定の信号強度で収集する
ことが望ましいので、ダミーのフリップパルスをいくつ
か印加する、いわゆる空打ちを行って定常状態に近付け
てから、エコー信号収集用のフリップパルスを印加する
などの対策を講じている。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た空打ちの手法をもってしても、血液や水のように、比
較的、Ｔ１値の長い組織の場合、定常状態になるまでに
印加するダミーのパルスを多く必要とするのみならず、
たとえ定常状態になっても、ＳＮＲやＴ１コントラスト
が低下することが多かった。つまり、フリップパルスを
印加しながら定常状態にするには時間が掛かり、位相エ
ンコードを掛けない状態の場合でも、ｋ空間上で一定の
信号強度を得ることが困難で、画像のぼけや空間周波数
毎のコントラストの違いを生じていた。

【０００８】本発明は、上述した従来技術の問題に鑑み
てなされたもので、ＴＯＦ−ＭＲＡやＡＳＬ法のよう
に、ほぼ単一のＴ１値を有する組織イメージング法にお
いて、単位時間当たりのＴ１コントラストおよびＳＮＲ
を向上させ、かつ、単位時間当たりの画像分解能を向上
させたＴ１強調像を得ることを、その目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明では、その１つの態様として、反転パルスま
たは飽和パルスによりＴ１回復させる途中で印加するフ
リップパルスの印加直前の縦磁化の大きさＭｚが、その
フリップパルスを順次印加していっても殆ど不変となる
ように設定した撮像パラメータを使ってイメージングが
行われる。定性的には、Ｔ１回復によるスピンの縦磁化
Ｍｚとフリップパルスの印加によるその縦磁化Ｍｚの減
衰とが常にほぼ均衡するように、パルスシーケンスのパ
ラメータ（撮像パラメータ）を本スキャン前に設定す
る。この設定法としては、代表的には、与えられた撮像
条件（Ｔ１値など）から演算による求める手法と、フリ
ップパルスのフリップ角を振りながらプレスキャンを行
って、信号強度が時間と伴に一定となるようにフリップ
角などの撮像パラメータを決定する手法がある。

【００１０】具体的には、本発明に係るＭＲＩ装置は、
被検体に印加する反転パルスまたは飽和パルスと、この
パルスにより前記被検体のスピンをＴ１回復させる途中
で印加する複数のフリップパルスと、この各フリップパ
ルスに応答して発生するエコー信号を収集するための傾
斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実行するよう
にしたＭＲＩ装置であり、前記フリップパルスの印加直
前における前記スピンの縦磁化の強度がほぼ一定となる
ように制御した撮像パラメータに基づき前記パルスシー
ケンスを実行するシーケンス実行手段を備えたことを特
徴とする。

【００１１】一例として、前記パルスシーケンスは、前
記反転パルスを含む高速フィールドエコー法に従うパル
スシーケンスである。

【００１２】また、前記シーケンス実行手段は、前記撮
像パラメータとして、測定部位の組織のＴ１値に基づき
前記パルスシーケンスに関わるパラメータを予め演算す
る手段を備えてもよい。

【００１３】さらに、前記撮像パラメータを制御するた
めに位相エンコード傾斜磁場を印加しない状態でプレス
キャンを実行してエコー信号を得るプレスキャン実行手
段と、このプレスキャンの実行に伴うエコー信号から前
記撮像パラメータの内の制御パラメータの最適値を決め
るパラメータ最適値決定手段とを備えてもよい。この場
合、好適には、前記プレスキャン実行手段は、前記エコ
ー信号の強度を複数の時刻で得る手段であり、前記パラ
メータ最適値決定手段は、前記複数の時刻における前記
エコー信号の大小関係に基づき前記最適値を決める手段
である。例えば、前記撮像パラメータは、前記フリップ
パルスのフリップ角、前記フリップパルスの印加繰り返
し時間ＴＲ、時間軸上の最後の前記フリップパルスから
次の前記反転パルスまたは飽和パルスまでの回復時間Ｔ
recov 、および前記反転パルスまたは飽和パルスによる
前記スピンの反転時間ＴＩを含み、前記制御パラメータ
は前記フリップ角である。

【００１４】さらに好適には、前記パルスシーケンスは
ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法のパルスシーケン
スとして組み込まれているとともに、前記プレスキャン
実行手段および前記パラメータ最適値決定手段のそれぞ
れは前記ＡＳＬ法に関わる血液のラベリング前後の差分
データに対して実行させることである。

【００１５】また、別の例として、前記パルスシーケン
スは、前記反転パルスを含む高速スピンエコー法に従う
パルスシーケンスであってもよい。

【００１６】さらに、前記パルスシーケンスは、ＭＲア
ンギオグラフィまたはＡＳＬ（Arterial Spin Labelin
g）法のパルスシーケンスとして組み込まれていてもよ
い。

【００１７】一方、本発明に係るＭＲイメージング方法
は、被検体に印加する反転パルスまたは飽和パルスと、
このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１回復させる
途中で印加する複数のフリップパルスと、この複数のフ
リップパルスに応答して発生するエコー信号を収集する
ための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実行
するＭＲイメージング方法であり、前記フリップパルス
の印加直前における前記スピンの縦磁化の強度がほぼ一
定となるように撮像パラメータを制御し、この撮像パラ
メータに基づき前記パルスシーケンスを実行することを
特徴とする。

【００１８】また本発明の別の態様として、与えられた
撮像条件の元で収集したｋ空間のデータ（エコー信号）
を後処理により補正して、横磁化Ｍｘｙの変化特性を極
力フラットにする手法を提供できる。

【００１９】これを実現する本発明のＭＲＩ装置は、具
体的には、被検体に印加する反転パルスまたは飽和パル
スと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１回復
させる過程で印加する複数のフリップパルスと、この各
フリップパルスに応答して発生するエコー信号を収集す
るための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実
行するようにした装置であり、前記エコー信号を収集し
てｋ空間に配置する収集配置手段と、前記ｋ空間に配置
した前記エコー信号の強度変化を補正する補正手段と、
この補正手段により補正されたエコー信号からＭＲ画像
を生成する生成手段とを備えたことを特徴とする。

【００２０】例えば、前記補正手段は、位相エンコード
傾斜磁場を印加しない状態でプレスキャンを実行してエ
コー信号を得るプレスキャン実行手段と、このプレスキ
ャンの実行によって得るエコー信号から前記ｋ空間にお
ける信号強度の変化特性を演算する特性演算手段と、前
記変化特性から求めた補正関数によって前記ｋ空間の信
号強度を一定または略一定に補正する強度補正手段とを
備える。

【００２１】また例えば、前記補正手段は、与えられた
撮像条件から前記エコー信号の前記ｋ空間における信号
強度の変化特性を演算する特性演算手段と、前記変化特
性から求めた補正関数によって前記ｋ空間の信号強度を
一定または略一定に補正する強度補正手段とを備えてい
てもよい。

【００２２】この場合、好適には、前記強度補正手段
は、前記補正関数を呈する逆フィルタまたはウィナー・
フィルタである。

【００２３】さらに、例えば、前記傾斜磁場パルスの１
つである位相エンコード用傾斜磁場パルスを、前記フリ
ップパルスの印加直前における前記スピンの縦磁化の強
度が異なる場合に、その強度が高いエコー信号がｋ空間
の低周波側に配置されるように割り当ててもよい。

【００２４】前記パルスシーケンスは、一例として、前
記反転パルスを含む高速フィールドエコー法に従うパル
スシーケンスである。

【００２５】本発明によって、ｋ空間でのエコー信号の
強度がその少なくとも低周波側においては極力一定に制
御される、上述した発明の目的が達成される。

【００２６】また本発明の別の態様をなす構成は以下の
ようである。被検体に印加する反転パルスまたは飽和パ
ルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１回
復させる過程で印加する複数のフリップパルスと、この
各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を収集
するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを
実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記傾斜磁場
パルスの１つである位相エンコード用傾斜磁場パルス
を、前記フリップパルスの印加直前における前記スピン
の縦磁化の強度が異なる場合に、その強度が高いエコー
信号がｋ空間の低周波側に配置されるように割り当て
た、構成である。

【００２７】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を参照して説明する。

【００２８】第１の実施の形態 第１の実施形態を図１〜図９を参照して説明する。この
実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
は、撮像対象の組織のＴ１値が既知の場合に好適に実施
できる撮像法を採用しており、装置内部で予め演算によ
って撮像パラメータを最適に決定することを特徴とす
る。

【００２９】このＭＲＩ装置の概略構成を図１に示す。
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場
を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加
するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する
送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構
成を担う制御・演算部とを備えている。

【００３０】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ₀ を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するコントローラの
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。

【００３１】傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾
斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコ
イル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。

【００３２】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を
合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、
位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向
（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各方向を任意
に設定・変更することができる。スライス方向、位相エ
ンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場
Ｈ₀ に重畳される。

【００３３】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘起させるた
めのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に
供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信
号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタ
ル信号を形成するようになっている。

【００３４】さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シ
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機
６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５
にスキャンシーケンス情報を指令するとともに、シーケ
ンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。

【００３５】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御す
る。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルス
シーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒお
よび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報で
あり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパ
ルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関す
る情報を含む。

【００３６】また、シーケンサ５は、受信器８Ｒからの
ＭＲ信号のデジタルデータを入力して、再構成処理を行
う演算ユニット１０にそのデータを転送する。演算ユニ
ット１０は、フーリエ空間（ｋ空間または周波数空間と
も呼ばれる）への生データ（原データとも呼ばれる）の
配置、および、生データを実空間画像に再構成するため
の２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うように
なっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像デ
ータから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投
影）処理なども実施できるようになっている。

【００３７】記憶ユニット１１は、生データおよび再構
成画像データのみならず、演算処理が施された画像デー
タなどを保管することができる。表示器１２は画像を表
示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキャ
ン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情
報をホスト計算機６に入力できるようになっている。

【００３８】また制御・演算部の要素として、音声発生
器１６、および、ＥＣＧセンサ１７、ＥＣＧユニット１
８が設けられている。音声発生器１６は、シーケンサ５
またはホスト計算機６からの指示に応答して、患者（被
検体）に息止めのための音声メッセージを発生する。ま
た、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８は患者
の心電図信号を検出してシーケンサ５に出力するように
なっており、これにより心電同期スキャンを行うことが
できる。

【００３９】ここで、本発明に係る撮像パラメータの演
算による最適化手法の原理を説明する。ＩＲパルスを用
いる高速ＦＥ法を一例として説明する。

【００４０】図２（ａ），（ｂ）に、ＩＲパルスを用い
るＴ１強調の高速ＦＥ法のパルスシーケンスのＲＦパル
ス部分と、ＲＦパルスの印加に対応した縦磁化の強度Ｍ
ｚの時間変化曲線とを模式的に示す。同図に示す如く、
被検体の原子核スピンは時刻ｔ＝０でＩＲパルスを印加
した後からＴ１回復し初め、ｔ＝ＴＩでフリップ角＝α
の最初のＲＦパルス（以下、フリップパルスと呼ぶ）が
印加される。このフリップパルスの印加に応答してエコ
ー時間ＴＥ後に所定の位相エンコード量でエコー信号が
収集される。最初のフリップパルスの印加から繰り返し
時間ＴＲ後には第２番目のフリップパルスが同じく印加
され、エコー時間ＴＥ後に位相エンコード量を変えてエ
コー信号が収集される。以下、同様にフリップパルスの
印加およびエコー信号の収集が繰り返され、画像再構成
用のｋ空間全体がエコーデ−タで埋められる。

【００４１】このフリップパルスの断続的な印加に伴う
縦磁化強度Ｍｚは定性的には同図（ｂ）ように変化す
る。フリップパルスのフリップ角度は、ある値α（通
常、α＜９０゜）に設定されるため、フリップパルスの
印加直後もＭｚ＝０にはならない。この後も、次のフリ
ップパルスの印加直前までＴ１回復が続けられ、縦磁化
Ｍｚがある強度になった時点で次のフリップパルスが印
加される。

【００４２】第ｋ番目のフリップパルスが印加されると
きの印加直前および印加直後の縦磁化強度Ｍｚは、定量
的には以下のように表される。

【００４３】初期磁化Ｍｚ＝Ｍ₀ ＝１、ＩＲパルスのフ
リップ角＝１８０゜、ＩＲパルス印加直前の縦磁化をａ
_i （ｉ＝１，２，…）（１８０°パルスにより磁化は完
全に反転するものとする）、第ｋ番目のフリップパルス
の印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_k-、その印加直後の縦磁化
Ｍｚ＝Ｃ_k+とする。

【００４４】第１番目（第１ショット）のＩＲパルスの
印加後における第１番目のフリップパルスの印加直前の
縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_1-は、

【数１】Ｃ_1-＝１−（１＋ａ₁ ）exp （−ＴＩ／Ｔ１） となり（ここでは、第１番目なのでａ₁ ＝１となる）、
第１番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ
₁₊は、

【数２】Ｃ₁₊＝Ｃ_1-・ｃｏｓα となる。第２番目のフリップパルスの印加直前の縦磁化
Ｍｚ＝Ｃ_2-は、

【数３】Ｃ_2-＝１−（１−Ｃ₁₊）exp （−ＴＩ／Ｔ１） となり、第１番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化
Ｍｚ＝Ｃ₂₊は、

【数４】Ｃ₂₊＝Ｃ_2-・ｃｏｓα となる。これを繰り返し、第ｎ番目のフリップパルスの
印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_n-は、

【数５】 Ｃ_n-＝１−｛１−Ｃ_(n-1)+｝exp （−ＴＩ／Ｔ１） となり、第ｎ番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化
Ｍｚ＝Ｃ_n+は、

【数６】Ｃ_n+＝Ｃ_n-・ｃｏｓα となる。第２番目（第２ショット）のＩＲパルスを印加
する直前の縦磁化Ｍｚ＝ａ₂ は、

【数７】 のように順次表される。

【００４５】したがって、第ｋ番目（ｋ＝１，２，…，
ｎ）のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚおよびそ
の印加直後の横磁化Ｍｘｙは、

【数８】 と表される。

【００４６】図３〜図６に、ａ₁ ＝１および静磁場１．
５Ｔまたは０．５Ｔにおける血液のＴ１値を仮定して与
えた撮像パラメータの下でのフリップパルスの縦磁化Ｍ
ｚおよび横磁化Ｍｘｙの変化のシミュレーション結果を
示す。なお、これらの図における縦軸は任意単位であ
る。

【００４７】撮像パラメータを適当に与える従来の撮像
法のもとでは、例えば、図３または図４に示すように、
縦磁化Ｍｚの強度はフリップパルスの印加が進むにつれ
て変化する。

【００４８】そこで、高速ＦＥ法において、フリップパ
ルスを印加し続けても縦磁化Ｍｚの強度が一定となる条
件を考える。

【００４９】この条件は、フリップパルスを印加する直
前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_k-がその１つ前のフリップパルスを
印加する直前の縦磁化Ｍｚと同じになる条件、すなわ
ち、

【数９】Ｃ_k-＝Ｃ_(k-1)- ……（３） を満たせばよい。

【００５０】すなわち、

【数１０】Ｃ_1-＝Ｃ_2-＝Ｃ ……（４） となるＦＡ（＝α）の条件を求めればよい。

【００５１】

【数１１】 ゆえに、

【数１２】 （６）式に（４）式を代入して、

【数１３】 となるから、

【数１４】 この式に、Ｃ＝（５）式を代入して、

【数１５】 が得られる。ここで、ａ_i はｉ番目のＩＲパルスの印加
直前の縦磁化Ｍｚである。ただし、この式は、０≦α≦
９０°の範囲のαに対してのみ成立する。

【００５２】なお、上記（７）式において、縦磁化Ｍｚ
の縦緩和時間Ｔ１に対する変化が最大となる条件ＴＩ＝
Ｔ１では、

【数１６】 となる。ここで、ｅは自然対数の底である。

【００５３】上記（７）式が、フリップパルスを印加し
続けた場合でも、縦磁化Ｍｚが変動しない条件を与え
る。つまり、ｃｏｓαは、ＩＲパルス印加直前の縦磁化
Ｍｚ＝ａ，反転時間ｔ，Ｔ１，ＴＲの関数

【数１７】ｃｏｓα＝ｆ（ａ，ｔ，Ｔ１，ＴＲ） となる。

【００５４】そこで、縦磁化Ｍｚがフリップパルス毎に
一定となる条件、つまり上記（７）式を満たすようにフ
リップ角度を決めると、図５で表すように、縦磁化Ｍｚ
が一定になる。定性的には、Ｔ１回復に因る縦磁化Ｍｚ
の増加と各フリップパルス印加に因るその磁化Ｍｚの減
衰とを釣り合う条件に設定できる。

【００５５】なお、上記（７）式でａ＝１とすれば、最
初のＩＲパルス（第１ショット）に拠るＴ１回復過程に
おける場合であるが、回復時間Ｔrecov を十分長くとる
と、２番目以降のＩＲパルスに拠るＴ１回復過程におい
ても同様に成立する。

【００５６】また、回復時間Ｔrecov を十分大きく採ら
ない場合でも、前記（１）式で表される縦磁化Ｍｚ＝ａ
_２をａ_１に代入して順次、ａ_３，ａ_４，…とほぼ定常状
態になるまで求め、その縦磁化Ｍｚ＝ａの値を（７）式
に代入して新たなαを求めればよい。必要ならば、この
新たなαを用いて再度、１ショット目からａ_２，ａ_３，
…を計算し、定常になったａの値を（７）式に代入し
て、αを求め直すようにしてもよい。

【００５７】本発明者が行ったシミュレーションに拠る
と、縦磁化Ｍｘｙ（つまり上述のａ_ｉ）は第２〜３ショ
ット目のＩＲパルスでほぼ定常になることが分かった。
つまり、図５の撮影条件の元で回復時間Ｔrecov ＝１．
５ｓｅｃとしてショット＃（＝ｉ）に対してＩＲパルス
印加直前の縦磁化Ｍｚの大きさａ_ｉを図１２に示す。こ
れによると、ａ_ｉは第２ショット目以降、ほぼ一定にな
ることが分かる。このａの大きさを０．８として再び
（７）式に代入してαを求めると、α＝９．７、すなわ
ち約１０°となる。

【００５８】なお、フリップ角αの値は厳密に（７）式
を満たす必要はなく、その許容範囲は±１０％程度であ
る。

【００５９】図３〜図５は静磁場強度が１．５Ｔのとき
を示すが、これよりも静磁場強度が低い０．５Ｔの条件
で縦磁化Ｍｚを一定にするシミュレーション例を図６に
示す。このように、静磁場強度＝１．５Ｔのときには、
ＴＲ＝９ｍｓ、フリップ角ＦＡ（＝α）＝１１．６゜、
ＴＩ＝１２００ｍｓ（ＴＩ＝Ｔ１の条件とする）：静磁
場強度＝０．５Ｔのときには、ＴＲ＝９ｍｓ、フリップ
角ＦＡ＝１２．７゜、ＴＩ＝１０００ｍｓ（ＴＩ＝Ｔ１
の条件とする）と、現実的な撮像パラメータで縦磁場強
度を一定にできることが分かる。エコー時間ＴＥは、縦
磁化Ｍｚには無関係で、横磁化Ｍｘｙでも無視している
が、通常のＭＲＩ装置の場合、ＴＥ＝３ｍｓｅｃ前後と
短く設定できるので、Ｔ２（Ｔ２^＊）減衰は最小にする
ことができる。

【００６０】次に、この実施形態の動作を説明する。

【００６１】いま、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法に基
づくＡＳＬ法により組織血流をイメージングする場合で
あって、診断（測定）部位の組織のＴ１値が既知の場合
を説明する。

【００６２】シーケンサ５は、イメージング前に、ホス
ト計算機６から反転時間ＴＩ，繰り返し時間ＴＲ，回復
時間Ｔrecov の情報を少なくとも含む撮像条件を読み込
む（図７ステップＳ１）。シーケンサ５は次いで、その
撮像条件を用いて前述した（７）式に基づく演算を行っ
て、フリップパルスのフリップ角度ＦＡ（α）の最適値
を求める。これにより、撮像パラメータの最適値が取り
込まれる（ステップＳ２）。このように準備が済むと、
シーケンサ５は、その撮像パラメータのパルスシーケン
スに基づきエコーデータの収集（本スキャン）を実行す
る（ステップＳ３）。

【００６３】いま、一例として、図８に示すように、Ｉ
Ｒ（反転）パルス付きの高速ＦＥ法のパルスシーケンス
でＡＳＬ法に基づく組織血流（組織内血流）のイメージ
ングが指令されたとする。なお、このパルスシーケンス
に伴う撮像パラメータ：反転時間ＴＩ、繰り返し時間Ｔ
Ｒ、フリップパルスのフリップ角ＦＡ（α）、回復時間
Ｔrecov は前述した（７）式に基づく演算により、各フ
リップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚが一定値になるよう
に、予め最適値に設定されている。

【００６４】シーケンサ５は、１回目はスライス方向の
傾斜磁場Ｇｓを掛けない状態でＩＲパルス（１８０°Ｒ
Ｆパルス）を印加して、被検体の撮像部位の原子核スピ
ンに縦緩和（Ｔ１緩和）を起こさせる。このＴ１緩和に
よる磁化回復が行われている間、最適値の反転時間ＴＩ
だけ待機する。

【００６５】この後、反転時間ＴＩが経過すると、最適
値に設定されている低フリップ角度αの最初のフリップ
パルスがスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。
このスライス方向傾斜磁場Ｇｓはその後、スピンリフェ
ーズのために極性反転されて印加される一方で、これに
並行して読出し方向傾斜磁場Ｇｒが所定方向に印加され
る。この読出し方向傾斜磁場Ｇｒはその後、エコー信号
読出しのために極性反転され、所定期間の間、周波数エ
ンコード用として印加される。最初のフリップパルス印
加のときには、ここでは、位相エンコード方向傾斜磁場
Ｇｅ＝０に設定されている。

【００６６】最初のフリップパルスＰ１から最適値のエ
コー時間ＴＥに近付くにつれて、撮像部位から最初のエ
コー信号が発生してくる。このエコー信号はＲＦコイル
７で検出され後、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒに
て、エコー信号は増幅、中間周波変換、位相検波、低周
波増幅などの所定の受信処理に付された後、Ａ／Ｄ変換
される。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５
を通して演算ユニット１０に転送され、仮想的に形成さ
れたｋ空間の、その位相エンコード量に対応した列位置
に沿って配置される（図９参照）。

【００６７】なお、この実施形態では、零エンコードを
境に低周波のエンコードからデータを収集・配置する
“centric phase encoding”法を例に採っているが、必
ずしもそのような収集・配置法に限定されるものではな
い。

【００６８】この最初のエコー信号の収集が終わる時刻
になると、読出し方向傾斜磁場Ｇｒの印加も終わる。

【００６９】最初のフリップパルスＰ１の印加から、最
適値に設定されて繰返し時間ＴＲが経過すると、２番目
のフリップパルスＰ２がスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共
に印加される。このフリップパルスＰ２の印加について
も、上述と同様にしてエコー信号が収集される。この一
連のフリップパルスの印加およびエコーデータ収集は、
位相エンコード回数分（例えば１２８回）繰り返して実
行される。この２回目以降のフリップパルス印加時に
は、エコー信号収集前に、各回毎に変えた波形面積の位
相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅのパルスを印加する。ま
た、エコー信号の収集後には、その位相エンコードパル
スのスピンに対する位相の影響を打ち消すために、逆向
き極性の傾斜磁場Ｇｅのパルスが印加される。

【００７０】なお、このような巻き戻し用の傾斜磁場を
必要に応じて読出し方向、および／または、スライス方
向に印加するように構成してもよい。

【００７１】この結果、ｋ空間全部にエコーデータ（生
データ）が配置される。このｋ空間へのエコーデータの
配置が完了した時点で、演算ユニット１０により、その
１組のエコーデータが２次元フーリエ変換により実空間
の画像データに再構成される。このようにして生成され
た、１回目のスキャンに係る画像のデータは演算ユニッ
ト１０の内蔵メモリまたは記憶ユニット１１に一時保管
される。

【００７２】さらに、上述と同様にして２回目のスキャ
ンが実行され、エコーデータが収集された後、画像が再
構成される。このときには、最初のＩＲパルスを印加す
るときに、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ＝Ｇｓ（ＩＲ）が
並行して印加される。

【００７３】演算ユニット１０は、例えば、この２回の
スキャンに係る画像データの差分などからＡＳＬ法に拠
る画像データを得る。

【００７４】このように本実施形態によれば、ＩＲパル
スを用いるＴ１強調の高速ＦＥ法のイメージングにおい
て、フリップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚがｋ空間にて
位相エンコードの無い状態で一定となるように、撮像パ
ラメータＴＩ，ＴＲ，ＴＥ，αを予め演算し最適化させ
ている。つまり、ｋ空間上で空間周波数の成分の変動が
少なく、位相エンコードが無い状態で各位相エンコード
毎にほぼ一定の信号強度になる。これゆえ、従来のよう
に空打ちのダミーパルスを用いなくても、画像の単位時
間当たり（すなわちスキャン時間が同じとき）のＳＮ
Ｒ、Ｔ１コントラスト、および空間分解能が共に向上し
たものになる。同時に、Ｔ１値の計算、したがって、Ａ
ＳＬ法による組織血流の定量化が容易になるという利点
がある。

【００７５】なお、この第１の実施形態では、１つのイ
ンバージョンパルスで１画像分全てのエコーデータを収
集するパルスシーケンスを採用する例を説明したが、こ
れに代えて、複数のインバージョンパルスで１画像分の
エコーデータを収集する、いわゆる、セグメンテッド高
速ＦＥ法を採用することもできる。

【００７６】第２の実施形態 本発明の第２の実施形態を図１０、１１に基づき説明す
る。この実施形態以降の実施形態において、上述した第
１の実施形態の構成要素と同一または同等の要素には同
一符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。

【００７７】この第２の実施形態は、測定対象の組織の
Ｔ１値が未知の場合に好適に実施できるＭＲＩ装置を提
供する。

【００７８】測定対象の組織のＴ１値が未知の場合、本
スキャンの前に、プレスキャン（テンプレートスキャ
ン）を行って最適な撮像パラメータをその都度決めれば
よい。このプレスキャンはシーケンサ５により指令され
る。プレスキャンでは、位相エンコードを掛けずに、フ
リップパルスのフリップ角ＦＡ（α）を振りながら、エ
コーデータが収集される。シーケンサ５、ホスト計算機
６、または演算ユニット１０は、このプレスキャンに対
応して、例えば図１０の処理を実行する。

【００７９】同図の処理がシーケンサ５によって実行さ
れるとすると、シーケンサ５はホスト計算機６からフリ
ップパルスＰ１〜Ｐｎ（図１１参照）のフリップ角ＦＡ
の初期値を読み込み、初期設定する（ステップＳ１
１）。次いで、シーケンサ５は、ＩＲパルスを用いた高
速ＦＥ法のプレスキャン（位相エンコード無し）の実行
を指令する（ステップ１２）。

【００８０】シーケンサ５は、このプレスキャンの実行
と並行して、図１０のステップＳ１３〜Ｓ２１に示す処
理を行う。具体的には、図１１にも模式的に示してある
が、反転時間ＴＩ以降で時刻ｔ＝ｔ１になったときのエ
コー信号の強度Ｓ（ｔ１）を測定し（ステップＳ１３，
Ｓ１４）、さらに、時刻ｔ＝ｔ２になったときのエコー
信号の強度Ｓ（ｔ２）を測定する（ステップＳ１５，Ｓ
１６）。

【００８１】このように時間軸上の２点ｔ１，ｔ２のみ
を測定すれば足りる理由は、フリップ角の変化に応じた
信号の変化は単調であることが分かっているので、最低
２点ｔ１，ｔ２の時間の信号強度を知ることができれ
ば、その大小関係に基づき最適フリップ角ＦＡを探すこ
とができるからである。２点ｔ１，ｔ２での測定でも足
りるが、当然に３点以上の時刻で測定しても勿論よい。

【００８２】シーケンサ５は、測定した２点ｔ１，ｔ２
の信号強度Ｓ（ｔ１）、Ｓ（ｔ２）から、｜Ｓ（ｔ１）
−Ｓ（ｔ２）｜＜Ｓthd か否かを判断する（ステップＳ
１７）。しきい値Ｓthd は信号Ｓの変動を収束させるた
めの値である。この判断でＹＥＳとなるときは、信号値
が不変と見做せるほど十分に収束した場合であるから
（図１１の曲線Ａ参照）、フリップ角の最適値ＦＡopt
＝現在値ＦＡに設定して処理を終わる（ステップＳ１
８）。

【００８３】反対に、ステップＳ１７の判断＝ＮＯとな
るときは、さらに、｜Ｓ（ｔ１）｜＜｜Ｓ（ｔ２）｜か
否かを判断する（ステップＳ１９）。この判断は、信号
曲線が時間経過と伴に、すなわちフリップパルスを掛け
ていくにしたがって、信号Ｓの強度が上がるか下がるか
を見極めるためのものである。

【００８４】図中の曲線Ｂのように｜Ｓ（ｔ１）｜＜｜
Ｓ（ｔ２）｜となるときは（ステップＳ１４でＹＥ
Ｓ）、フリップパルスＰ１〜Ｐｎのフリップ角ＦＡ＜フ
リップ角の最適値ＦＡopt の状態である。このため、フ
リップ角ＦＡを上げるべく、ＦＡ＝ＦＡ＋ΔＦＡの演算
を行って（ステップＳ２０）、その処理をステップＳ１
２に戻し、プレスキャンを再指令する。ΔＦＡはフリッ
プ角の微小ステップ値である。これにより、今度はフリ
ップ角が微小値分増加された状態で、プレスキャンが実
行される。

【００８５】ステップＳ１９の判断でＮＯとなるときは
｜Ｓ（ｔ１）｜＞｜Ｓ（ｔ２）｜であり、信号の時間変
化曲線は図１１中の曲線Ｃで表される。このときは、フ
リップパルスＰ１〜Ｐｎのフリップ角ＦＡ＞フリップ角
の最適値ＦＡopt の状態である。このため、フリップ角
ＦＡを下げるべく、ＦＡ＝ＦＡ−ΔＦＡの演算を行って
（ステップＳ２１）、その処理をステップＳ１２に戻
し、プレスキャンの再指令する。これにより、今度はフ
リップ角を微小値分減少させた状態で、プレスキャンが
実行される。

【００８６】この図１０の処理を行うことで、フリップ
角ＦＡをその大小の方向に振りながらプレスキャンが実
行され、信号強度の収束条件を満足したときにフリップ
角ＦＡの最適値ＦＡopt が自動的に設定される。

【００８７】このようにフリップ角ＦＡが最適設定され
ると、このフリップ角をその１つとして取り込んだ撮像
パラメータを使い、前述したと同様に本スキャンを実施
できる。したがって、本実施形態のＭＲＩ装置によれ
ば、測定部位のＴ１が未知の場合であっても、最適な撮
像パラメータを自動的に設定でき、前述の実施形態と同
等の作用効果を得ることができる。

【００８８】第３の実施形態 本発明の第３の実施形態を図１３〜１５に基づき説明す
る。この第３の実施形態は、収集されたｋ空間データを
適宜な補正関数で補正することにより、後処理として、
横磁化Ｍｘｙの特性をフラットにする手法に関する。

【００８９】前述した第１、第２の実施形態の手法は、
フリップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚ、同時にフリップ
パルス印加直後の横磁化Ｍｘｙが一定になるように撮像
パラメータを事前に決めるものであったが、横磁化Ｍｘ
ｙが一定でない場合、とくに、フリップパルスのフリッ
プ角ＦＡを前述した第１の実施形態で求めた最適条件よ
りも深め（大きく）にした場合、磁化Ｍｚ（横磁化Ｍｘ
ｙ）はフリップパルスの印加につれて徐々に低下する
が、フリップパルスの印加数ｎが小さい範囲、すなわち
フリップパルスの印加がそれほど進んでいない範囲（零
エンコードを境に低周波のエンコードから収集する"cen
tric phase encoding"では低周波成分となる）の縦磁化
Ｍｚは多少とも大きめの値になる（図４参照）。この大
きめの縦磁化Ｍｚの部分を収集すれば、ＳＮＲを向上さ
せることができる。

【００９０】しかし、このようにフリップパルスのフリ
ップ角ＦＡを第１の実施形態で決めた最適条件よりも深
めにした場合、横磁化Ｍｘｙは、ローパスフィルタを掛
けて高周波成分を低減させたような特性になる。この低
減の程度が大きければ、空間分解能の劣化も大きくな
る。このため、従来のように単に収集して再構成するだ
けでは、有効な画像は得られない。

【００９１】この第３の実施形態によるＴ１強調イメー
ジング法は、このような状況に着目したもので、データ
収集後の後処理により、かかる事態を回避するものであ
り、第１および第２の実施形態によるＴ１強調イメージ
ング法のように本スキャン前に計算またはプレスキャン
により事前に最適な撮像パラメータを設定しておく手法
とはアプローチが異なる。

【００９２】具体的には、第３の実施形態では、空間分
解能の劣化を補正するため、横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdeca
y を、与えられた撮像パラメータから計算するか、位相
エンコード量を零にしたプレスキャンで測定して求め
る。この特性Ｈdecay に基づき補正関数Ｈｃを演算し、
この補正関数Ｈｃで横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdecay をフラ
ットに補正する。この補正は、好適な例として、ｋ空間
のデータと逆フィルタ（inverse filter）またはウィナ
ー・フィルタ（Wiener filter ）との積をとることによ
りなされる。

【００９３】ここで、逆フィルタおよびウィナー・フィ
ルタ（Wiener filter ）による補正関数を説明する。

【００９４】図１３に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙの変化
の特性Ｈdecay とその逆フィルタの特性Ｈｃとの一例を
示す。このフィルタ特性Ｈｃは、

【数１８】 である。逆フィルタは、横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdecay が
ローパス特性であることを前提として高周波成分のＳＮ
Ｒをあまり低下させないように、補正を所定の有限のエ
ンコード量Ｋlimit までに限定したフィルタであるが、
必要に応じて、さらに別のローパスフィルタを掛けるよ
うにしてもよい。

【００９５】また、本実施形態で適用するウィナー・フ
ィルタ（Wiener filter ）は、逆フィルタとＳＮＲのコ
ントロールとを組み合わせたフィルタである。このフィ
ルタ特性Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）は、

【数１９】 に設定される。ここで、

【外１】 である。パワースペクトラムＰｓ、Ｐ_N は実際のｋ空間
では次のように演算される。

【００９６】

【数２０】 ノイズパワー計算用のＲＯＩは、図１４に示すように、
ｋ空間において信号成分がほとんど零と見做せる例えば
４隅の局所的な矩形状ＲＯＩ（例えば、２０×２０ピク
セル）内の平均値として求める。

【００９７】このように、ここでのウィナー・フィルタ
（Wiener filter ）は逆フィルタとＳＮＲのコントロー
ルとを組み合わせており、パワースペクトラムＰｓ，Ｐ
_N に実際のデータを用いることから、本来のWiener fil
ter とは趣が多少異なるが、これもWiener filter の範
疇に含めることにする。なお、これに限らず、Wienerfi
lter として適宜な変形が可能である。

【００９８】図１５に、ホスト計算機６により実行され
る準備用のプレスキャンからイメージング用の本スキャ
ンまでの処理の流れを示す。ホスト計算機６は、入力器
１３などから撮像用のパルスシーケンスの種類およびそ
れに沿った適宜な撮像パラメータ（繰り返し時間ＴＲ，
エコー時間ＴＥ，回復時間Ｔrecov ，フリップ角ＦＡな
ど）を入力して、プレスキャンを実行をシーケンサ５に
指令する（ステップＳ３１，Ｓ３２）。このプレスキャ
ンは、位相エンコード用の傾斜磁場を掛けないで実行さ
れる。

【００９９】このプレスキャンが完了すると、ホスト計
算機６は演算ユニット１０に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙ
の変化の特性Ｈdecay （ｋｙ）の演算を指令する（ステ
ップＳ３３）。この演算は、位相エンコードｋｙの全体
をとって行ってもよいし、位相エンコードｋｙの数点
（例えば５、６点）をとってカーブフィッティングによ
り行ってもよい。次いで、ホスト計算機６は、演算ユニ
ット１０に、横磁化Ｍｘｙの変化の特性Ｈdecay （ｋ
ｙ）に基づいて、前述したように例えば逆フィルタ（in
verse filter）またはウィナー・フィルタ（Wiener fil
ter ）の補正関数Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）を演算するように
指令する（ステップＳ３４）。

【０１００】このように準備が済むと、ホスト計算機６
はイメージング用の本スキャンに移行する（ステップＳ
３５，Ｓ３６）。この本スキャンは、例えば、ＩＲパル
スを用いた高速ＦＥ法に基づきＡＳＬ法によって２回行
われる。

【０１０１】本スキャンによって得た各スキャンのｋ空
間のデータ（信号値）Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）は、演算ユニッ
ト１０により、補正関数Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）を使って、
画素毎に、

【数２１】 の乗算が実行され、補正データＳｃ（ｋｘ，ｋｙ）が演
算される（ステップＳ３７）。この補正データＳｃ（ｋ
ｘ，ｋｙ）はその後、演算ユニット１０よる再構成処理
及び差分処理（ＡＳＬ法）、表示器１２による画像表
示、記憶ユニット１１へのデータ格納処理などに処せら
れる（ステップＳ３８，Ｓ３９）。

【０１０２】このように、低周波側の信号強度が大きく
なるように設定したフリップ角ＦＡを含むパルスシーケ
ンス条件の元に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙの変化特性Ｈ
decay （ｋｙ）をプレスキャンで計測し、ｋ空間データ
を逆フィルタまたはウィナー・フィルタにより補正す
る。これにより、後処理として、ｋ空間データをほぼフ
ラットな特性に補正することができる。したがって、"c
entric phase encoding"に基づくＴ1 強調イメージング
において、高いＳＮＲを確保でき、かつ、空間分解能の
劣化を防止できる。

【０１０３】なお、この第３の実施形態において、横磁
化Ｈｘｙの変化の特性Ｈdecay をプレスキャンによる計
測で求めたが、第１の実施形態のときと同じように、最
初から計算によって求めるようにしてもよい。

【０１０４】また、この第３の実施形態に係る図１５の
処理において、ステップＳ３３，Ｓ３４，Ｓ３７などの
演算ユニット１０に任せていた演算をホスト計算機６自
ら実行するように構成してもよい。

【０１０５】さらに、上述した第３の実施形態におい
て、フリップパルスを印加直前の縦磁化Ｍｚ、すなわち
ｋ空間での横磁化Ｍｘｙがほぼ一定にならない場合に、
エコー信号をｋ空間に配置した後の後処理としての各種
のフィルタによりほぼ一定にするようにした。しかし、
必ずしもそのような後処理を使用しなくても済む場合も
ある。それは、縦磁化Ｍｚの変動がそれほど大きくない
場合、例えば前述した図３の場合、信号値がほかの部分
より高くなるｎ＝大、すなわち時間的に後ろの領域で印
加するフリップパルスに応答して発生するエコー信号が
ｋ空間の低周波側（位相エンコード量＝０）に配置され
るように、パルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁
場パルスを割り振ればよい。反対に、図４の場合は、信
号値がほかの部分よりも高いくなるｎ＝小、すなわち時
間的に初めの領域で印加するフリップパルスに応答して
発生するエコー信号がｋ空間の低周波側に配置されるよ
うに位相エンコード用傾斜磁場パルスを割り振ればよ
い。このように、高強度のエコー信号をｋ空間の低周波
側に優先的に配置するという位相エンコード量の振り方
を一種のパラメータと捉えることで、後処理を不要にし
たＴ１強調イメージングができる。

【０１０６】さらにまた、この第３の実施形態では、縦
磁化の変動が大きい場合を例として説明したが、縦磁化
の変動がそれほど大きくない場合や、その変動が極めて
微細な場合にも適用することにより、画像の空間分解能
をさらに高めることができる。また、前述した第１、第
２の実施形態により適切な撮影パラメータを設定するこ
とができた場合であっても、この第３の実施形態に拠る
後処理を追加実施することができ、それにより、診断
上、一層、有効な画像を提供することができる。

【０１０７】なお、本発明では上述した実施形態以外に
も種々の変形形態が可能である。

【０１０８】その１つとして、測定対象とする組織が様
々なＴ１値を有する複数の組織から形成されている場合
のイメージングがある。例えば頭部の場合、灰白質、白
質、ＣＳＦ（脳脊髄液）、脂肪などから成る。静磁場が
０．５Ｔの場合、灰白質および白質がＴ１＝６００〜８
００ｍｓ程度、ＣＳＦがＴ１＝５０００ｍｓ程度、さら
に、脂肪がＴ１＝２００ｍｓ程度である。そのままでは
Ｔ１値の異なる信号が混在し、Ｔ１値に依存して撮像条
件が変化するので、撮像条件を１つに決めることは難し
いと思われがちだが、本発明のイメージング法が主に目
指しているのは、ＭＲアンギオグラフィである血管内の
血液、または、ＡＳＬ法に拠る毛細血管内や組織内の血
液であるので、Ｔ１値はほぼ均一と見做すことができ、
そのＴ１値に応じた撮像条件を決めることができ、イメ
ージングが可能になる。

【０１０９】また、この他にも、測定対象のＴ１値がほ
ぼ単一の組織であれば、当然に、上述のイメージング法
を適用できる。

【０１１０】さらに、ＡＳＬ法は血液のラベリング前後
の差分に基づき、流れている血液のみの成分を抽出する
が、このＡＳＬ法の実施において、前述のように撮像パ
ラメータをプレスキャンで設定する場合は、ラベリング
前後の差分の信号に対して撮像パラメータの最適化を行
えばよい。

【０１１１】さらにまた、上述した実施形態は、ＩＲパ
ルスを用いた高速ＦＥ法を実施するＭＲＩ装置およびＭ
Ｒイメージング方法を説明したが、本発明で実施可能な
パルスシーケンスはこれに限定されない。ＩＲパルス
（１８０°ＲＦパルス）または飽和パルス（９０°ＲＦ
パルス）を用い、Ｔ１回復過程にてｋ空間を充足する生
データを収集できるパルスシーケンスであれば同様に実
施できる。例えば、ＩＲパルスを用いた高速ＳＥ法の場
合、１つのフリップパルスと複数のリフォーカスパルス
の印加によりｋ空間充足用データを収集するが、フリッ
プパルスとリフォーカスパルスのフリップ角度を適切に
設定することで、Ｔ２減衰による信号減衰を抑制し、Ｔ
１回復とＴ２減衰が均衡する条件が存在するので、この
パルスシーケンスにも同様に適用できる。

【０１１２】またなお、本発明は、代表的に例示した上
述の実施の形態に限定されるものではなく、当業者であ
れば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を
逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することが
でき、それらも本発明の権利範囲に属するものである。

【０１１３】

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るＭＲ
Ｉ装置およびＭＲイメージング方法によれば、Ｔ１回復
させる途中で印加するフリップパルスの印加直前の縦磁
化の大きさＭｚが、そのフリップパルスを順次印加して
いっても殆ど不変となるように設定した撮像パラメータ
を使ってイメージングを行ったり、または、たとえ縦磁
化Ｍｚ（すなわち、ｋ空間の横磁化Ｍｚｙ）がフリップ
パルスに拠り変化していても、その変化特性を求めて縦
磁化Ｍｚがほぼ一定となるように補正するので、ＴＯＦ
−ＭＲＡやＡＳＬ法のように、ほぼ単一のＴ１値を有す
る組織イメージング法において、単位時間当たりのＴ１
コントラストおよびＳＮＲを向上させ、かつ、単位時間
当たりの画像分解能を向上させた、高品位のＴ１強調像
を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示
すブロック図。

【図２】本発明の原理を説明するためのフリップパルス
の印加に対応して変化する縦磁化の強度を模式的に示す
グラフ。

【図３】シミュレーションの一例を示す図（縦磁化が変
化する場合）。

【図４】シミュレーションの別の例を示す図（縦磁化が
変化する場合）。

【図５】シミュレーションのさらに別の例を示す図（縦
磁化がほぼ一定の場合）。

【図６】シミュレーションのさらに別の例を示す図（縦
磁化がほぼ一定の場合）。

【図７】シーケンサにより実行される撮像パラメータ演
算のためのフローチャート。

【図８】第１の実施形態に係るパルスシーケンスの一例
を示す図。

【図９】ｋ空間のデータ配置を説明する図。

【図１０】第２の実施形態に係るプレスキャンおよび信
号処理の概要を示すフローチャート。

【図１１】プレスキャンに係るフリップ角の振りに伴う
信号変化を説明する図。

【図１２】ＩＲパルスのショット回数と縦磁化Ｍｚの強
度との関係を示すシミュレーションに拠るグラフ。

【図１３】第３の実施形態で使用可能な逆フィルタの特
性の一例を説明する図。

【図１４】第３の実施形態でウィナー・フィルタを使用
するときのノイズパワー計算のためのＲＯＩの採り方を
説明する図。

【図１５】第３の実施形態においてホスト計算機により
実行される、プレスキャンにより得たデータに基づく補
正関数の生成および本スキャンに得たデータに基づく補
正処理の流れを説明するフローチャート。

【符号の説明】

１ 磁石 ２ 静磁場電源 ３ 傾斜磁場コイルユニット ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ ホスト計算機 ７ ＲＦコイル ８Ｔ 送信器 ８Ｒ 受信器 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット １２ 表示器 １３ 入力器

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に印加する反転パルスまたは飽和
   パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１
   回復させる過程で印加する複数のフリップパルスと、こ
   の各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を収
   集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンス
   を実行するようにしたＭＲＩ装置において、 前記フリップパルスの印加直前における前記スピンの縦
   磁化の強度がほぼ一定となるように制御した撮像パラメ
   ータに基づき前記パルスシーケンスを実行するシーケン
   ス実行手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速フ
   ィールドエコー法に従うパルスシーケンスであるＭＲＩ
   装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載の発明において、 前記シーケンス実行手段は、前記撮像パラメータとし
   て、測定部位の組織のＴ１値に基づき前記パルスシーケ
   ンスに関わるパラメータを予め演算する手段を備えるＭ
   ＲＩ装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の発明において、 前記撮像パラメータを制御するために位相エンコード傾
   斜磁場を印加しない状態でプレスキャンを実行してエコ
   ー信号を得るプレスキャン実行手段と、このプレスキャ
   ンの実行に伴って得るエコー信号から前記撮像パラメー
   タの内の制御パラメータの最適値を決めるパラメータ最
   適値決定手段とを備えたＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】 請求項４記載の発明において、 前記プレスキャン実行手段は、前記エコー信号の強度を
   複数の時刻で得る手段であり、前記パラメータ最適値決
   定手段は、前記複数の時刻における前記エコー信号の大
   小関係に基づき前記最適値を決める手段であるＭＲＩ装
   置。
6. 【請求項６】 請求項３または５記載の発明において、 前記撮像パラメータは、前記フリップパルスのフリップ
   角、前記フリップパルスの印加繰り返し時間ＴＲ、時間
   軸上の最後の前記フリップパルスから次の前記反転パル
   スまたは飽和パルスまでの回復時間Ｔrecov 、および前
   記反転パルスまたは飽和パルスによる前記スピンの反転
   時間ＴＩを含み、前記制御パラメータは前記フリップ角
   であるＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 請求項４記載の発明において、 前記パルスシーケンスはＡＳＬ（Arterial Spin Labeli
   ng）法のパルスシーケンスとして組み込まれているとと
   もに、前記プレスキャン実行手段および前記パラメータ
   最適値決定手段のそれぞれは前記ＡＳＬ法に関わる血液
   のラベリング前後の差分データに対して実行するように
   したＭＲＩ装置。
8. 【請求項８】 請求項１記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速ス
   ピンエコー法に従うパルスシーケンスであるＭＲＩ装
   置。
9. 【請求項９】 請求項１記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、ＭＲアンギオグラフィまたは
   ＡＳＬ（ArterialSpin Labeling）法のパルスシーケン
   スとして組み込まれているＭＲＩ装置。
10. 【請求項１０】 被検体に印加する反転パルスまたは飽
    和パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ
    １回復させる過程で印加するフリップパルスと、このフ
    リップパルスに応答して発生するエコー信号を収集する
    ための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実行
    するＭＲイメージング方法において、前記フリップパル
    スの印加直前における前記スピンの縦磁化の強度が一定
    となるように撮像パラメータを制御し、この撮像パラメ
    ータに基づき前記パルスシーケンスを実行することを特
    徴としたＭＲイメージング方法。
11. 【請求項１１】 被検体に印加する反転パルスまたは飽
    和パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ
    １回復させる過程で印加する複数のフリップパルスと、
    この各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を
    収集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケン
    スを実行するようにしたＭＲＩ装置において、 前記エコー信号を収集してｋ空間に配置する収集配置手
    段と、前記ｋ空間に配置した前記エコー信号の強度変化
    を補正する補正手段と、この補正手段により補正された
    エコー信号からＭＲ画像を生成する生成手段とを備えた
    ことを特徴とするＭＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 請求項１１記載の発明において、 前記補正手段は、位相エンコード傾斜磁場を印加しない
    状態でプレスキャンを実行してエコー信号を得るプレス
    キャン実行手段と、このプレスキャンの実行によって得
    るエコー信号から前記ｋ空間における信号強度の変化特
    性を演算する特性演算手段と、前記変化特性から求めた
    補正関数によって前記ｋ空間の信号強度を一定または略
    一定に補正する強度補正手段とを備えたＭＲＩ装置。
13. 【請求項１３】 請求項１１記載の発明において、 前記補正手段は、与えられた撮像条件から前記エコー信
    号の前記ｋ空間における信号強度の変化特性を演算する
    特性演算手段と、前記変化特性から求めた補正関数によ
    って前記ｋ空間の信号強度を一定または略一定に補正す
    る強度補正手段とを備えたＭＲＩ装置。
14. 【請求項１４】 請求項１２または１３記載の発明にお
    いて、 前記強度補正手段は、前記補正関数を呈する逆フィルタ
    またはウィナー・フィルタであるＭＲＩ装置。
15. 【請求項１５】 請求項１１記載の発明において、 前記傾斜磁場パルスの１つである位相エンコード用傾斜
    磁場パルスを、前記フリップパルスの印加直前における
    前記スピンの縦磁化の強度が異なる場合に、その強度が
    高いエコー信号がｋ空間の低周波側に配置されるように
    割り当てたＭＲＩ装置。
16. 【請求項１６】 請求項１１記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速フ
    ィールドエコー法に従うパルスシーケンスであるＭＲＩ
    装置。
17. 【請求項１７】 被検体に印加する反転パルスまたは飽
    和パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ
    １回復させる過程で印加する複数のフリップパルスと、
    この各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を
    収集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケン
    スを実行するようにしたＭＲＩ装置において、 前記傾斜磁場パルスの１つである位相エンコード用傾斜
    磁場パルスを、前記フリップパルスの印加直前における
    前記スピンの縦磁化の強度が異なる場合に、その強度が
    高いエコー信号がｋ空間の低周波側に配置されるように
    割り当てたことを特徴とするＭＲＩ装置。