JP2000342555A - Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】ＭＴ効果を確実にキャンセルさせて静止組織由
来の差分誤差を低減させ、一方向の血流からの信号にの
みに感度を持たせたＡＳＬ像を提供する。 【解決手段】タグスラブ選択励起用の第１のＲＦパルス
及び第１の傾斜磁場Ｇ_{ｔ ａｇ}とコントロールスラブ選択
励起用の第２のＲＦパルス及び第２の傾斜磁場Ｇ
_ｃｏｎｔを、ＲＦパルスの励起中心周波数のイメージン
グスラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且
つ、両スラブのイメージングスラブに対するオフセット
位置Ｏｆｆｓｅｔ_ｔａｇ及びＯｆｆｓｅｔ_ｃｏｎｔが互
いに異なるように設定する。両ＲＦパルスはＩＲパルス
である。第１のＲＦパルス及び第１の傾斜磁場Ｇ_ｔａｇ
を含むシーケンスを実行し、また第２のＲＦ波及び第２
の傾斜磁場Ｇ_ｃｏｎｔを含むパルスシーケンスを実行し
て、各々、エコー信号を収集し、相互差分することでＡ
ＳＬ像を得る。

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ＭＲＩ（磁気共鳴イ
メージング）装置およびＭＲイメージング方法に係り、
とくに、被検体に造影剤を投与することなく、パフュー
ジョン（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ：組織血流）または血管の
画像を提供することができるＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ
ＳｐｉｎＬａｂｅｌｉｎｇ）法を実施するためのＭＲ
Ｉ装置およびＭＲイメージング方法に関する。

【０００２】とくに、本発明において、本発明者は、Ａ
ＳＬ法の１つとして知られているＳＴＡＲ（Ｓｉｇｎａ
ｌ Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ Ｒ
ａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法を基礎にした、ＡＳ
ＴＡＲ（ｍｏｄｉｆｉｅｄＳＴＡＲ ｕｓｉｎｇ Ａｓ
ｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｓｌａｂｓ）
法と呼ぶべきＡＳＬ法を発明した。

【０００３】

【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ＦＩ
Ｄ（自由誘導減衰）信号やエコー信号から画像を得る手
法である。

【０００４】この磁気共鳴イメージングの一つのカテゴ
リーとして、ＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌ
ａｂｅｌｉｎｇ）法がある。このイメージング法は、被
検体に造影剤を投与することなく、つまり非侵襲で、被
検体の血管像やｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎを反
映させたパフュージョン（組織血流）像を提供する手法
であり、近年、これに関する研究が盛んに行われてい
る。また、頭部を中心に臨床応用も始まっている。

【０００５】このＡＳＬ法には、「ｃｏｎｔｉｎｕｏｕ
ｓ ＡＳＬ （ＣＡＳＬ）法」と、「ｄｙｎａｍｉｃ
ＡＳＬ （ＤＡＳＬ）」法とがある。ＣＡＳＬ法は大き
な連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦを印加する手法で
あるのに対し、ＤＡＳＬ法はパルス状のａｄｉａｂａｔ
ｉｃ ＲＦを印加する手法であって、臨床用のＭＲＩ装
置でも比較的簡単に実施できる。

【０００６】ＤＡＳＬ法は、大別して、ＳＴＡＲ（Ｓｉ
ｇｎａｌ Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ Ａｌｔｅｒ
ｎａｔｉｎｇ Ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法お
よびＦＡＩＲ（Ｆｌｏｗ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ａｌｔ
ｅｒｎａｔｉｎｇ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅ
ｒｙ）の２つの手法がある。さらに、この２つの手法は
以下のように種々の形態に変形されている。

【０００７】ＳＴＡＲ法は、“Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ ｅ
ｔ ａｌ．， ＭＲＭ ７：４７２−４８４ （１９８
８）”および “Ｅｄｅｌｍａｎ ｅｔ ａｌ．， Ｍ
ＲＭ３１：２３３−２３８ （１９９４）”で提案され
ているように、撮像面に対して空間的にオフセットした
タグ用ＲＦパルスを用いて、一方向（通常、動脈流入方
向）からのフローを画像化しようとする手法である。し
かし、タグ用ＲＦパルスの印加によるＭＴ（ｍａｇｎｅ
ｔｉｚａｔｉｏｎ ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果の差に起因
してフローの寄与以上の誤差が入ってしまう。とくに、
組織血流は、原信号の２％以下のオーダーの微小な信号
差からなるフロー成分を元に画像化されるので、このＭ
Ｔ効果の差は大きく影響する。

【０００８】このＭＴ効果の差を解消する手法が“Ｅｄ
ｅｌｍａｎ ｅｔ ａｌ．， Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，
１９２， ５１３−５２０（１９９４）”により提案さ
れているＥＰＩＳＴＡＲ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ ｉ
ｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉ
ｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｒａｄｉｏ
ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法と呼ばれるイメージング法で
ある。これによると、ＭＴ効果の差を無くするために、
撮像面に対する血流（動脈流）の上流および下流に厚さ
およびオフセット量共に対称なＲＦパルスを印加してい
る。これにより、撮像面におけるＭＴ効果の差は解消ま
たは低減するものの、一方で、ＦＡＩＲ法と同様に撮像
面に流入する両方向の血流が画像化されてしまい、静脈
流の画像化を抑える、いわゆる静脈抑制が効かない。

【０００９】一方、例えば“Ｋｗｏｎｇ ｅｔ ａ
ｌ．， ＭＲＭ ３４， ８７８−８８７ （１９９
５）”で提案されているＦＡＩＲ（ｆｌｏｗ−ｓｅｎｓ
ｉｔｉｖｅａｌｔｅｒｎａｔｉｏｎ ｉｎｖｅｒｓｉｏ
ｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）はＳＴＡＲ法に比べて、コント
ロール／タグ用ＲＦパルスにオン・レゾナンス（ｏｎ−
ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）のＩＲパルスを用いているので、
ＭＴ効果の差は殆ど生じることなく、ｔｒａｎｓｉｔ
ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅを小さくできる手法である。しか
し、撮像面に対する血流の流入方向を分離することがで
きないので、この手法単独では静脈抑制ができないとい
う問題がある。さらに、関心組織に対する支配血管の流
入方向を特定したい場合でも、これができないという問
題もある。

【００１０】ＡＳＬ法では、したがって、ＭＴ効果のキ
ャンセルと一方向のフローのみのイメージングという相
反する問題を解決することが重要である。この２つの問
題を解決または改善しようとする手法は、例えば「Ｎｅ
ｗ ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法」および「ＡＳＩ−ＳＴＡＲ
法」として提案されている。

【００１１】この内、Ｎｅｗ ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法は例
えば“Ｍａｉ ｅｔ ａｌ．， ＩＳＭＲＭ １９９
８， ｐ１２０５”に示されている。ａｄｉａｂａｔｉ
ｃ パルスの性質を利用して、タグ側で３６０°のＩＲ
パルスを印加し、コントロール側にはタグ側と同じ位置
に１８０°のＩＲパルスを２発印加することで、ＭＴ効
果をキャンセルさせる手法である。これはＥＰＩＳＴＡ
Ｒ法の改良にあたる手法で、タグ側からのフローのみを
画像化するともとに、マルチスライス可能な方法であ
る。

【００１２】さらにＡＳＩ−ＳＴＡＲ法は、ＦＡＩＲ法
の改良として位置付けられる。非選択ＩＲパルスに厚さ
を与え、かつタグ用ＲＦパルスのオフセットをフロー流
入側が大きくなるように与える手法である。これによ
り、静脈側はほぼ選択ＩＲパルスと重なるようにしたも
のである。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たＮｅｗ ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法およびＡＳＩ−ＳＴＡＲ
法ともに、以下のような不都合がある。Ｎｅｗ ＥＰＩ
−ＳＴＡＲ法を用いてシングルスライスを撮像する場
合、１８０°パルスを連続して２回掛けても、コントロ
ール側で縦磁化Ｍｚが完全に回復せず、このパルス無し
の場合に比べて、ＭＴ効果のキャンセル不完全さの影響
が無視できない値として残ること、ＲＦパワーも大きく
なって、ＳＡＲが増加する。また、マルチスライスに実
施する場合は、基本的にｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ
ｔｉｍｅが増加するので、定量化には不向きである。

【００１４】また、ＡＳＩ−ＳＴＡＲ法を用いて撮像す
る場合、一方の側のみに周波数オフセットを与えるた
め、このオフセット値が小さいにせよ、コントロール／
タグ間のＭＴ効果は小さい値であるが、完全に無視でき
ない値として、キャンセルされないで残る。この値は、
低フローの血流を検出するときの大きな誤差要因とな
る。また、静脈側のタグとコントロールのスラブプロフ
ァイルについても、その傾斜部分の一致が完全または完
全とみなせる程ではないので、低速である静脈流が励起
されてしまい、差分を完全には消すことができないとい
う状況にある。

【００１５】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、ＡＳＬ法に基づく撮像において、Ｒ
Ｆ波のパワーを格別に増大させたり、ＳＡＲ（ＲＦ被
曝）を必要以上に大きくさせることなく、撮像領域にお
けるＭＴ効果を互いに確実にキャンセルさせて静止組織
からの信号に因る差分誤差を低減させるとともに、一方
向の血流からの信号にのみ感度を持たせて、例えば、静
脈流の影響を著しく低減させることで、殆どが動脈流成
分のみに拠る、定量性を向上させたパフュージョン像ま
たは血流像（ＭＲＡ）を提供することを、その目的とす
る。

【００１６】

【課題を解決するための手段】本発明は、ＡＳＬ法に基
づきパフュージョン（組織血流）像または血管（ＭＲ
Ａ）像を得る手法を提供するものであり、造影剤を用い
ないで、非侵襲的にそれらの画像を得ることができる。

【００１７】本発明では、上記目的を達成するために、
ともにＡＳＬ法に属する２つのイメージング法に基づく
アプローチを採用している。その１つは、本発明者がＡ
ＳＴＡＲ（Ｓｉｇｎａｌ Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔ
ｈ ＡｌｔｅｒｎａｔｅｄＲａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎ
ｃｙ ｕｓｉｎｇ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｉｎｖｅｒ
ｓｉｏｎ Ｓｌａｂ）と呼ぶ、新規なＡＳＬ法に拠るア
プローチであり、もう１つは、前述したＥＰＩＳＴＡＲ
法における新規な信号処理に拠るアプローチである。

【００１８】１．ＡＳＴＡＲ法によるアプローチ 最初に、ＡＳＴＡＲ法を説明する。

【００１９】本発明に係るＡＳＴＡＲ法は、パルス状の
ａｄｉａｂａｔｉｃＲＦ波を用いるＰＡＳＬ法及び大き
な連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦ波を用いるＣＡＳ
Ｌ法の何れにも適用できる。最初に、ＰＡＳＬ法に基づ
くＡＳＴＡＲ法、次にＣＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法
の順に説明する。

【００２０】１．１．ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法 （ＡＳＴＡＲ法の概要）図１に、ＰＡＳＬ法に基づくＡ
ＳＴＡＲ法により空間的に設定されるスラブ（又はスラ
イス）の位置関係を示す。同図において、横軸を被検体
の体軸方向ｚにとり、縦軸をイメージングスラブ（Ｉｍ
ａｇｉｎｇ ｓｌａｂ）のｚ軸方向の中心からの変調周
波数オフセット量にとる。斜めの２本の破線はＩＲ（反
転回復）傾斜磁場強度を示す。

【００２１】このＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に拠る）で
は、図１に示す如く、撮像領域として選択的に設定され
るイメージングスラブに対し、タグ用ＩＲ（インバージ
ョン）パルスの印加によるタグスラブ（Ｔａｇｇｉｎｇ
ｓｌａｂ または Ｔａｇ−ＩＲ ｓｌａｂ）とコン
トロール用ＩＲパルスの印加によるコントロールスラブ
（Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ ｓｌａｂ またはＣｏｎｔ
ｒｏｌ−ＩＲ ｓｌａｂ）とが選択的に設定される。

【００２２】そして、タグスラブに選択的に印加するタ
グ用ＩＲパルスを含んだパルス列とイメージングスラブ
に選択的に印加するイメージング用パルス列とから成る
第１のパルスシーケンスを用いたスキャン（以下、「タ
グ（ラベル）スキャン」と呼ぶ）と、コントロールスラ
ブに選択的に印加するコントロール用ＩＲパルスを含ん
だパルス列とイメージングスラブに選択的に印加するイ
メージング用パルス列とから成る第２のパルスシーケン
スを用いたスキャン（以下、「コントロールスキャン」
と呼ぶ）が適宜な順番で時系列的に実施される。タグス
キャンを行う撮像モードをタグモードと呼び、コントロ
ールスキャンを行う撮像モードをコントロールモードと
呼ぶことにする。

【００２３】このタグスキャンおよびコントロールスキ
ャンを実行するに際し、タグ用ＩＲパルスとコントロー
ル用ＩＲパルスのイメージングスラブの中心からのオフ
セット周波数は同じ値にした状態で、各イメージングパ
ルスによるスラブの厚さと位置オフセットを同じ倍率で
変えることを特徴の１つとする。これにより、タグスラ
ブおよびコントロールスラブとイメージングスラブとの
間の距離を調整でき、これにより、両ＩＲパルスの印加
に伴ってイメージングスラブに生じるＭＴ効果を同一に
または殆ど同一にし、かつ、一方向からの血流のみをイ
メージングする手法である。

【００２４】このＡＳＴＡＲ法を実施して例えば被検体
の頭部を撮像する場合、動脈は下肢側から頭頂部側に流
れているので、タグ用ＩＲスラブはイメージングスラブ
よりも下肢側（下側）に設定され、一方、コントロール
用ＩＲスラブはイメージングスラブよりも頭頂部側（上
部）側に設定される。本発明では、コントロール用ＩＲ
スラブを、静脈を含む頭頂部に掛からないように設定す
ることを必須の特徴とする。つまり、頭頂部から外れた
位置にコントロール用ＩＲスラブが設定される。

【００２５】ＡＳＬ法において、通常、除外したいの
は、静脈系から検出される信号である。「除外」と言っ
ても、結局のところ、反転（ＴＩ）時間内に静脈からの
信号がイメージングスラブに入りこまなければよい。静
脈は動脈に比べて、比較的低速であるため、タグ用ＩＲ
パルスを頭部から位置的に完全に外して印加する必要は
無く、静脈の流速、ギャップ（空隙）の距離、および反
転時間などの条件に応じて、適度なマージンだけイメー
ジングスラブから離して設定できる。

【００２６】なお、以降の説明において、イメージング
スラブに対して、コントロールスラブを設定する側の被
検体領域または空間領域を必要に応じて、単に「コント
ロール側」と呼び、その反対に、タグスラブを設定する
側の被検体領域または空間領域を必要に応じて、単に
「タグ側」と呼ぶことにする。また、必要に応じて、コ
ントロールスキャンにより収集されるエコーデータに基
づく画像を「コントロール画像」と呼び、タグスキャン
によるそれを「タグ画像」と呼ぶことにする。

【００２７】（ＡＳＴＡＲ法を満足させる必要十分条
件）いま、コントロール側およびタグ側それぞれに対
し、参照符号を図１に示す如く、

【外１】 とすると、

【数１】 の関係が成立する。

【００２８】ここで、コントロールスキャンおよびタグ
スキャンによるＭＴ効果を互いに同じ値にするには、コ
ントロール用ＩＲスラブおよびタグ用ＩＲスラブを設定
するときのＩＲパルスの帯域幅ＢＷおよびオフセット周
波数が同じであること、すなわち、

【数２】 が成立すれば必要十分である。

【００２９】よって、上式（ａ）〜（ｆ）から、

【数３】 が得られる。

【００３０】ところで、このＡＳＴＡＲ法にあっては、
コントロールスキャンおよびタグスキャンに使用するＩ
Ｒパルス（コントロール用ＩＲパルスおよびタグ用ＩＲ
パルス）は、イメージングスラブに対して、互いに正負
逆極性で印加する必要がある。例えば、体軸方向をｚ軸
方向にとり、イメージングスラブの中心位置を原点とし
て、抑制したい血流（例えば静脈流）の上流方向を正
に、その反対方向を負にとると、

【数４】 になる必要がある。これは、ＭＴ効果がＩＲパルスのオ
フセット励起周波数（ｄｅｌｔａＦ）の正負に対して対
称であるならば、絶対値が等しく且つ符号が反対であれ
ばよい。しかし、それが非対称のときは、オフセット励
起周波数（ｄｅｌｔａＦ）は符号も含めて同じでなけれ
ばならない。

【００３１】また、このＡＳＴＡＲ法にあっては、上述
の如く、コントロール側において静脈を含む実質組織に
コントロールスラブが重ならない（掛からない）ことを
条件の１つにする。そこで、イメージングスラブのｚ軸
方向中心位置からコントロールスラブまでの制限距離を
Ｄ_{ｌｉｍｉｔ}とすると、

【数５】 が成立すれば、かかる条件を満足させることができる。

【００３２】そこで、以上の諸条件を、傾斜磁場Ｇ、厚
さＴｈｉｃｋ、およびオフセットＯｆｆｓｅｔの関係を
含めてまとめると、コントロールスキャン時およびタグ
スキャン時にイメージングスラブに発生するＭＴ効果の
量を同じにし、且つ、タグ側から流入する血流の信号成
分のみを検出するための必要十分な条件は、コントロー
ル側を正極性にとったときには、

【数６】 および、

【数７】 である。

【００３３】なお、上記式（ｌ）の条件について、コン
トロールスラブは画像化の対象化外である静脈には全く
重ならない状態が理想である。しかしながら、この条件
はある程度、フレキシブルである。つまり、抑制したい
血流の速度が遅ければ、それほど厳密に成立しなくても
よく、コントロール用ＩＲパルスによってタグ付けされ
た血液が反転時間（ＴＩ）内にイメージングスラブに到
達しなけばよい。したがって、制限距離Ｄ_{ｌｉｍｉｔ}は
対象臓器と反転時間との兼ね合いで決めれば十位であ
る。具体的には、抑制したい血流の最大流速をｖとする
ときの制限距離Ｄ _{ｌｉｍｉｔ}は、

【数８】Ｄ_{ｌｉｍｉｔ}＝ｖ・ＴＩ …… （ｏ） で表される。一般に、静脈の流速は動脈に比べて遅いの
で、コントロールスラブを必要値以上にオフセットさせ
る必要はない。

【００３４】（ＡＳＴＡＲ法で採用しているデータ収集
および処理）このＡＳＴＡＲ法では、（ｉ）ミスレジス
トレーションを低減するために、コントロールスキャン
およびタグスキャンを１ショット毎に時間的交互に実行
してコントロール画像およびタグ画像のデータ収集を行
う、いわゆるインターリーブの手法が採用されている。

【００３５】また、（ｉｉ）イメージングスラブの画像
を得るために、コントロール画像のデータとタグ画像の
データとで差分処理が行われる。この差分処理について
本発明では、通常のＭＲＩ装置に標準装備されているエ
コーデータ（再構成前のいわゆる生データ）での加算機
能を用いて、生データの段階で複素数差分（実数部、虚
数部それぞれの差分）を行う手法を採用している。すな
わち、コントロール画像用の生データをＳ_ｃｏｎｔ，タ
グ画像用の生データをＳ_ｔａｇとすると、かかる複素数
差分処理による生データｄｅｌｔａＳは、

【数９】 と表される。または、絶対値を計算した後、差分する

【数１０】 手法であってもよい。なお、この（ｐ）式及び（ｑ）式
での絶対値化の処理は実際には、生データを再構成して
から行うことを意味している。

【００３６】またなお、上述の差分処理は、生データを
再構成した画像データの段階で行うようにしてもよい。

【００３７】さらに、（ｉｉｉ）とくにパフュージョン
画像のＳＮＲを向上させるために、コントロールスキャ
ンおよびタグスキャンそれぞれを複数回、実行して、平
均処理に付すアベレージング法を採用している。

【００３８】なお、このアベレージング法を実施する場
合、上記式（ｐ）に基づく差分処理（差分の後で絶対値
を演算）を行う場合、生データ間で減算（複素数差分）
をとり、それを加算（アベレージング法）しながら１ア
ベレージングずつ連続的にデータ収集可能となり、撮像
からデータ処理までのトータルの必要時間が短縮され
る。これに対し、上記式（ｑ）に基づく差分処理を行う
場合、そのような生データでの加算機能を用いることは
できず、コントロール画像およびタグ画像それぞれでア
ベレージングしてから、絶対値を演算し、差分処理に付
す必要がある。

【００３９】（パフュージョン撮像における大血管から
の信号の抑制）動脈や静脈など、大血管から検出される
信号は、当然のことながら、血管を観察するためのＭＲ
Ａ撮像のときには不可欠な信号である。しかし、毛細血
管や組織血流を観察するパフュージョン撮像のときに
は、これらの大血管からの信号は通常、臨床上、邪魔な
信号とみなされている。

【００４０】そこで、本発明にかかるＡＳＴＡＲ法で
は、パフュージョン撮像を行うときに、この大血管から
の信号を抑制する手法を採用している。具体的には、上
記（ｐ）、（ｑ）式で求められる生データの再構成画像
データｄｅｌｔａＶには、タグ側からイメージングスラ
ブに流入する大血管（例えば動脈）からの信号も含まれ
るので、これを抑制する手法である。抑制したい大血管
からの信号の下限値をｄｅｌｔａＶ_ｈｉｇｈとすると、

【数１１】 を満たす信号成分のみを抽出する。これにより、大血管
からの信号の影響を低減させたパフュージョン像を得る
ことができる。

【００４１】１．２．ＣＡＳＬ法に拠るＡＳＴＡＲ法 一方、本発明に係るＡＳＬイメージングでは、上述のＡ
ＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ＡＳ
Ｌ：ＣＡＳＬ）法に基づいて実施することもできる。

【００４２】ＣＡＳＬ法の場合、一定のａｄｉａｂａｔ
ｉｃ条件を満たす単一周波数を有する連続波（ＣＷ）
を、一定時間以上、流入側の動脈部分に印加し続けるこ
とになる。これにより、血液のスピンが反転された状態
で下流のイメージングスラブに流入することになる。

【００４３】このＣＡＳＬ法を実施するには、（１）イ
メージングスラブに感度を有しない小さな送信用ＲＦコ
イルを用い、傾斜磁場を印加しないで、ＲＦコイルの感
度領域に頚動脈などの流入動脈が含まれるように励起す
る方法（例えば、「ＭＲＭ３３，２０９−２１４（１９
９５）」参照）と、（２）通常の頭部用ＲＦコイルを用
いて傾斜磁場と共に連続波を印加する方法（例えば、
「Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ１９９８；２０８：４１０−４１
６」参照）とがある。後者の場合、例えば頭尾方向（Ｚ
軸方向）の傾斜磁場と共に連続波を印加すれば、図１８
に示す如く、動脈等の血流にほぼ垂直な薄いタグスライ
ス（理論的には平面：便宜的にスラブと呼ぶ）のスピン
が励起され、そのスライスを通過した血液は反転されて
イメージングスラブに流入することになる。

【００４４】ＰＡＳＬ法の場合、一定のスラブ厚でスピ
ン反転を行う必要があるが、ＰＡＳＬ法に拠ると、図１
８に示す如く、スピン反転を行わせるスラブ（タグスラ
ブ及びコントロールスラブ）は非常に薄くなる。このた
め、ＰＡＳＬ法の場合、タグスラブにおける流入側のイ
メージングスラブに遠い部分の血液は、イメージングス
ラブに流入するまでの時間がそれだけ多く掛かるため、
その間のＴ１緩和が進み具合も大きくなり、結果的に、
血流画像のＳＮＲが低下するという状況にある。しか
し、ＣＡＳＬ法を用いることで、この流入遅延に因る問
題が緩和される。

【００４５】ＣＡＳＬ法は、上述の（１）、（２）の何
れのＲＦコイルを用いる場合でも、ＰＡＳＬ法と同様
に、血流のみのイメージングを行うには、目的とする血
流をタギング（インバージョン）しない状態（コントロ
ールモード）とタギングした状態（タグモード）の２つ
の画像を差分する処理を行う。これにより、静止組織の
信号がキャンセルされる。このとき、上記（１）に示し
た小さいＲＦコイルを用いる場合、感度領域がイメージ
ングスラブに掛からなければ、ＭＴ効果に因る信号差は
殆ど無視できる。これに対し、上記（２）の頭部用ＲＦ
コイルを用いるケースで、タグスラブへのＲＦ印加時の
送信感度がイメージングスラブを含む領域に掛かる場
合、イメージングスラブに及ぼすＭＴ効果をキャンセル
させる必要がある。つまり、コントロールモードにおけ
るＭＴ効果をタグモードと同じになるように設定する必
要がある。なお、この場合でも、ＰＡＳＬ法のときと同
様に、一方の血流、例えば静脈が描出されないように抑
制することが重要である。

【００４６】上記（２）項の頭部用ＲＦコイルを用いる
ＣＡＳＬ法に基づきＡＳＴＡＲ法を実施する場合、ＰＡ
ＳＬ法における励起スラブ（タグスラブ及びコントロー
ルスラブ）が薄い平面になったことと等価と考えればよ
い（図１，１８参照）。

【００４７】ＣＡＳＬ法を後述するＥＰＩＳＴＡＲに適
用する場合には、Ｏｆｆｓｅｔ_{ｔａ ｇ}＝Ｏｆｆｓｅｔ
_ｃｏｎｔとすることが必須であるので、コントロール側
からの静脈流の描出を抑制することはできない。このた
め、Ｏｆｆｓｅｔ_ｔａｇ＜Ｏｆｆｓｅｔ_ｃｏｎｔの状態
に設定できるＡＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ法に基づき実施す
ることは、その両者の長所を活かすことができ、有効で
ある。

【００４８】２． ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチ 次いで、ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチを説明す
る。このアプローチはＥＰＩＳＴＡＲ法に拠るスキャン
で収集した信号の後処理により、本発明の目的を達成す
るものである。

【００４９】２．１． 信号処理による一方向からの血
流抽出 図２に、ＥＰＩＳＴＡＲ法により空間的に設定されるス
ラブを、図１と同様のディメンジョンの採り方で模式的
に示す。

【００５０】ＥＰＩＳＴＡＲ法は、前述したように、Ｍ
Ｔ効果の差をキャンセルさせるため、イメージングスラ
ブに対して、タグスラブと対称な位置に、スラブ厚さお
よび距離オフセット量ともに同じ（対称な）コントロー
ルスラブを設定している。このまま通常のＡＳＬ法に基
づくコントロール画像とタグ画像との差分処理を行う
と、イメージングスラブに流入する両方向の血流が画像
化される。

【００５１】そこで、本発明では、ＥＰＩＳＴＡＲ法の
特徴である、スラブ厚さおよび距離オフセット量の対称
性はそのまま維持した撮像を行って、コントロール画像
とタグ画像のデータを収集する。そして、このデータを
処理して画像化する段階において、所望の血流からの信
号成分のみを抽出する処理を行うことを特徴とする。

【００５２】いま、タグスキャンおよびコントロールス
キャンで収集される生データ（複素数データ）のＳ
_ｃｏｎｔおよびＳ_ｔａｇの再構成画像データをＶ
_ｃｏｎｔおよびＶ_ｔａｇとする。この画像データの信号
処理として、差分演算してから絶対値を演算する、すな
わち

【数１２】 を演算したのでは、イメージングスラブに流入する両方
向からの血流の信号が同スラブの画像に混入してしま
う。そこで、再構成画像データＶ_ｃｏｎｔ、Ｖ_{ｔａ ｇ}の
絶対値を演算してから差分を求める処理、すなわち

【数１３】 を行う。これにより、コントロール側から流入する血流
の信号成分については、

【数１４】ｄｅｌｔａＶ＜０ …… （ｕ） となり、タグ側から流入する血流の信号成分について
は、

【数１５】ｄｅｌｔａＶ＞０ …… （ｖ） となるので、この（ｖ）式を満たすデータ成分ｄｅｌｔ
ａＶを求めることで、タグ側から流入する血流（通常、
動脈流に設定する）を分離抽出できる。

【００５３】（パフュージョン画像）ところで、前述し
たように、毛細血管や組織血流レベルの流れから収集さ
れる信号値は、動脈や静脈などの大血管からのそれに比
べて、相当に小さい。また、その流れの方向は必ずしも
一方向に限ったものではなく、イメージングスラブを形
成する各ボクセルに対してあらゆる方向から流入すると
想定される。このため、上記（ｔ）式で演算されたデー
タｄｅｌｔａＶの内、単純に、ｄｅｌｔａＶ＞０となる
成分のみを抽出してしまうと、コントロール側から流入
する血流に拠るパフュージョン成分が抑制されてパフュ
ージョン像に反映され難くなる。

【００５４】パフュージョン撮像において臨床的に抑制
したい信号成分は大血管（動脈、静脈）からの信号であ
るので、イメージングスラブに両方向から流入する血流
に拠るパフュージョン成分は残し、大血管からの信号の
みを抑制する信号処理を行うようにする。本発明では、
これをしきい値処理により実行する。つまり、上記
（ｔ）式で定める、

【数１６】 ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖ_ｔａｇ｜−｜Ｖ_ｃｏｎｔ｜ に対して、

【数１７】 の式を満たす信号成分のみを抽出する。

【００５５】前述した目的を達成するため、本発明は、
以上の原理に基づき、以下の構成を採用している。

【００５６】まず、ＡＳＴＡＲ法によるアプローチに従
って、静磁場中に置かれた被検体のイメージングスラブ
の一方及び他方にタグスラブ及びコントロールスラブを
夫々設定して当該イメージングスラブのＡＳＬ（Ａｒｔ
ｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像を得るＭ
ＲＩ装置において、前記タグスラブを選択励起するため
の第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場と前記コントロール
スラブを選択励起するための第２のＲＦ波及び第２の傾
斜磁場を、前記第１及び第２のＲＦ波の励起中心周波数
の前記イメージングスラブの中心位置に対するオフセッ
ト量が同一で、且つ、そのタグスラブ及びコントロール
スラブの前記イメージングスラブに対するオフセット位
置が互いに異なるように設定する設定手段と、前記第１
のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを
実行して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号を
収集する第１のスキャン手段と、前記第２のＲＦ波及び
第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記
イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集する第１
のスキャン手段と、前記第１および第２のＭＲ信号の相
互差分に基づく画像データを生成する画像データ生成手
段と、前記画像データをＡＳＬ像として可視化する可視
化手段とを備えたことを特徴とする構成が提供される。

【００５７】好適な一例によれば、第１及び第２のＲＦ
波の夫々は、所望スラブ位置を励起するために前記第１
及び第２の傾斜磁場に各別に対応する単一周波数のＲＦ
連続波である。

【００５８】また別の好適な一例では、前記設定手段
は、前記タグスラブ及びコントロールスラブのスラブ厚
と当該両スラブの前記イメージングスラブに対する位置
オフセットとが同じ比率になるように前記第１及び第２
のＲＦ波並びに前記第１及び第２の傾斜磁場の条件を設
定する手段である。この場合、例えば、第１及び第２の
ＲＦ波は、一定の周波数帯域を有するパルス波である。

【００５９】また上述した各構成において、第１および
第２のＲＦ波のそれぞれはスピンを反転させるＩＲ波で
あり、第１および第２のスキャン手段は、前記ＩＲ波を
前記イメージングスラブに関して互いに逆極性で印加す
る手段であってもよい。この場合、好適には、イメージ
ングスラブを設定する部位は被検体の頭部であって、前
記設定手段はその頭部の位置を外して前記コントロール
スラブを設定する手段を有することである。

【００６０】さらに、上述した各構成において、画像デ
ータ生成手段は、被検体の抑制したい血管の最小と推定
される信号値をしきい値としたときに、このしきい値以
下の信号成分を前記ＭＲ信号の差分値から抽出する手段
を備えていてもよい。これにより、パフュージョン像が
得られる。

【００６１】さらには、上述した各構成の第１及び第２
のスキャン手段は、夫々、第１及び第２のＲＦ波を含み
かつ前記被検体のスピンの縦緩和を強調した同一タイプ
のパルスシーケンスを実行する手段を含むことが望まし
い。例えば、前記第１および第２のＲＦ波のそれぞれ
は、スライス選択的に印加されるスピン反転用のＩＲ波
である。前記パルスシーケンスは、前記被検体のスピン
を事前飽和させるプリサチュレーションパルスを含むこ
とも好適な例である。

【００６２】さらに、上述した各構成に係る第１および
第２のスキャン手段は、前記パルスシーケンスをＲＦ波
印加毎にインターリーブ方式で実行するようにしてもよ
い。

【００６３】また、上述した各構成に係る第１及び第２
のスキャン手段のそれぞれは、イメージングスラブから
前記ＭＲ信号の収集を複数回実行する手段であり、画像
データ生成手段は、前記複数回の収集による前記ＭＲ信
号を加算平均する手段を含んでいてもよい。これによ
り、ＳＮＲを上げることができる。

【００６４】上述したＰＡＳＬ法に係る構成において、
設定手段は、前記イメージングスラブのスラブ厚、前記
タグスラブのスラブ厚、前記イメージングスラブと前記
タグスラブとの間の距離、および前記イメージングスラ
ブと前記コントロールスラブとの間の距離を既知量とし
て与える手段と、この既知量に基づいて前記コントロー
ルスラブのスラブ厚および位置オフセット量を演算する
演算手段とを備えることもできる。

【００６５】さらに、好適な例によれば、スは、前記各
第１及び第２のＲＦ波の印加とイメージング用パルス列
の印加との間に、前記被検体の前記イメージングスラ
ブ、タグスラブ、及びコントロールスラブを含む領域に
印加する非スライス選第１及び第２のスキャン手段によ
り実行される前記パルスシーケン択ＩＲ波を設定したパ
ルスシーケンスである。この場合、好適には、前記パル
スシーケンスにおける前記非スライス選択ＩＲ波の印加
と前記イメージング用パルス列の印加までの時間は、前
記イメージングスラブに含まれる静止組織の縦緩和時間
が当該イメージング用パルスの印加時刻において平均で
ほぼ零と見なすことが可能な値に設定することである。
これにより、静止組織由来の差分誤差が確実に低減さ
れ、殆どが血流のみのＡＳＬ像が得られる。例えば、非
スライス選択ＩＲ波は複数個の印加される。勿論、この
ＩＲ波、ＩＲパルスとして１個印加するようにしてもよ
い。

【００６６】一方、ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチ
では、被検体のイメージングスラブの一方の側に設定し
たタグスラブに第１のＲＦ波を印加して当該イメージン
グスラブから第１のＭＲ信号の収集を行う第１のスキャ
ン手段と、前記イメージングスラブの他方の側に前記タ
グスラブと対称な位置に設定したコントロールスラブに
第２のＲＦ波を印加して当該イメージングスラブから第
２のＭＲ信号の収集を行う第２のスキャン手段と、前記
第１および第２のＭＲ信号に基づく画像データを生成す
る画像データ生成手段とを備え、前記画像データ生成手
段は、前記第１および第２のＭＲ信号それぞれの再構成
後の絶対値を演算する第１、第２の絶対値演算手段と、
前記第１及び第２のＭＲ信号の絶対値同士を相互に差分
する差分手段と、この差分手段による差分結果から所望
の信号成分の画像データを抽出する抽出手段とを備えた
ことを特徴とするＭＲＩ装置が提供される。

【００６７】この構成において、例えば、抽出手段は、
前記コントロールスラブ側から前記イメージングスラブ
に流入する大血管からの信号を抑制するためのしきい値
で前記差分手段による差分結果をしきい値処理して前記
タグスラブ側から流入する血流成分を抽出する手段であ
る。また、この抽出手段は、前記イメージングスラブに
流入する大血管からの信号を抑制するためのしきい値で
前記差分手段による差分結果をしきい値処理して前記イ
メージングラスブに流入するパフュージョン成分を抽出
する手段であってもよい。

【００６８】さらに、本発明のＡＳＴＡＲ法に従うＭＲ
イメージング方法は、磁場中に置かれた被検体のイメー
ジングスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロ
ールスラブを夫々設定して当該イメージングスラブのＡ
ＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎ
ｇ）像を得るＭＲイメージング方法であり、前記タグス
ラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び第１の傾斜
磁場と前記コントロールスラブを選択励起するための第
２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を、前記第１及び第２の
ＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージングスラブの中
心位置に対するオフセット量が同一で、且つ、そのタグ
スラブ及びコントロールスラブの前記イメージングスラ
ブに対するオフセット位置が互いに異なるように設定
し、前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルス
シーケンスを実行して前記イメージングスラブから第１
のＭＲ信号を収集するとともに、前記第２のＲＦ波及び
第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記
イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集し、前記
第１および第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像デー
タを生成し、前記画像データをＡＳＬ像として可視化す
る、ことを特徴とする。

【００６９】

【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。

【００７０】（第１の実施の形態）第１の実施形態を図
３〜図８を参照して説明する。この実施形態に係るＭＲ
Ｉ（磁気共鳴イメージング）装置は、前述した本発明の
第１のアプローチに基づいて、すなわちＡＳＴＡＲ法に
基づいて血管像（ＭＲＡ像）またはパフュージョン像
（組織血流像）を提供することを特徴とする。

【００７１】このＭＲＩ装置の概略構成を図３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。

【００７２】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Ｈ_０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。

【００７３】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。

【００７４】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
Ｈ_０に重畳される。

【００７５】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）現象を起こさせるた
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。

【００７６】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、オペレータが
指令した情報を受け付け、この情報に基づくスキャンシ
ーケンス情報をシーケンサ５に指令するとともに、シー
ケンサ５をはじめとして、演算ユニット１０、記憶ユニ
ット１１、および表示器１２を含む装置全体の動作を統
括する機能を有する。

【００７７】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。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一旦入力して、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。

【００７８】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。

【００７９】本実施形態で採用されるパルスシーケンス
は、Ｔ１（縦緩和）時間を強調した高速イメージング用
であればどのようなパルスシーケンスであってもよい。
例えば、高速ＦＥ法、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ
Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、ＦＡＳＥ（高速Ａ
ｓｙｍｍｅｔｒｉｃＳＥ）法、ハイブリッドＥＰＩ法な
どである。

【００８０】演算ユニット１０は、入力する生データの
読込み、画像のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間
とも呼ばれる）への生データの配置、データのアベレー
ジング処理、タグモードおよびコントロールモードのデ
ータ相互間の差分、データのしきい値処理、複素数デー
タの絶対値化処理、生データを実空間データに再構成す
る再構成処理（例えば２次元または３次元のフーリエ変
換処理）を適宜な順番で行うようになっている。この演
算ユニット１０における処理の例を、図７、図１０〜１
２に示す。なお、３次元撮像が行われた場合、演算ユニ
ット１０は、３次元画像データから２次元画像データを
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。

【００８１】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。

【００８２】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。

【００８３】次に、この実施形態の動作を説明する。

【００８４】いま、本発明に係るＡＳＴＡＲ法を用いて
頭部動脈の血管像を得るＭＲ撮像を行うものとする。使
用するパルスシーケンスは、ＩＲパルスを用いた高速Ｆ
Ｅ法のシーケンスであるとする。

【００８５】位置決めスキャンなどの準備作業を終了し
た後、ホスト計算機６は、オペレータからの指令に応答
して、図４に示すイメージング処理の実行を開始する。

【００８６】最初に、入力器１３を介して与えられる操
作情報に基づきスキャン条件を入力する（ステップ３
１）。このスキャン条件には、撮像位置（イメージング
スラブの中心位置）、パルスシーケンスの種類とそのパ
ラメータ（反転時間ＴＩ，繰り返し時間ＴＲ，エコー時
間ＴＥ，回復時間Ｔ_{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}，フリップパルス
のフリップ角ＦＡ（＝α））などに加えて、ＡＳＴＡＲ
法独自のパラメータとして、イメージングスラブの厚さ
Ｔｈｉｃｋ_{ｉｍａｇｅ}、タグスラブの厚さＴｈｉｃｋ
_ｔａｇ、イメージングスラブとタグスラブとの間の距離
Ｇａｐ_ｔａｇ、およびイメージングスラブとコントロー
ルスラブとの間の距離Ｇａｐ_ｃｏｎｔが含まれる（図１
参照）。この内、コントロール側の距離Ｇａｐ_ｃｏｎｔ
は、前述したように、静脈の流速などを考慮したコント
ロールスラブが頭部の静脈に掛からないように設定され
る。

【００８７】これら４つのパラメータは、オペレータが
入力器１３を介してその都度、所望の値として設定して
もよいし、所望の数値の組み合わせをテーブルとして予
め記憶ユニット１１に記憶させておいて、このテーブル
の中から撮像時の選択するようにしてもよい。

【００８８】このスキャン条件の入力が完了すると、ホ
スト計算機６は次いで、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を
満たす残りのパラメータを演算する（ステップ３２）。
すなわち、コントロールスラブの厚さＴｈｉｃｋ
_ｃｏｎｔと、イメージングスラブの中心位置からのコン
トロールスラブのオフセット距離Ｏｆｆｓｅｔ_ｃｏｎｔ
のパラメータである（図１参照）。前記（ｍ）式から、

【数１８】 の両式が得られるので、この（ｄ’）式および（ｅ’）
式からコントロールスラブの厚さＴｈｉｃｋ
_ｃｏｎｔと、コントロールスラブのオフセット距離Ｏｆ
ｆｓｅｔ_ｃｏｎｔとが求められる。

【００８９】次いで、ホスト計算機６はスキャン条件の
１つして指定される、タグスキャンとコントロールスキ
ャンとによるデータ収集順が判断される（ステップ３
３）。本実施形態では、図４（ａ）または（ｂ）に示す
２通りの収集順が予め用意されており、このいずれの順
番であるかが判断される。

【００９０】同図（ａ）の収集順によれば、ダミーショ
ットに続いて、タグモードおよびコントロールモードの
スキャンがそのショット毎に交互に所定の回復時間Ｔ
_{ｒｅｃ ｏｖｅｒｙ}を置いて行われる、いわゆる「インタ
ーリーブ方式」になっている。また、同図（ｂ）の収集
順によれば、ダミーショットの後に、タグモードのスキ
ャンがその各ショット毎に所定の回復時間Ｔ
_{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}を置いて実行され、その後に、今度は
コントロールモードのスキャンがその各ショット毎に所
定の回復時間Ｔ_{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}を置いて実行される、
いわゆる「シーケンス方式」になっている。

【００９１】このステップ３３により「インターリーブ
方式」の収集順が指定されていると判断されたときは、
図５（ａ）に示すインターリーブ方式の収集順に基づく
スキャンが指令される（ステップ３４）。一方、「シー
ケンス方式」の収集順が指定されていると判断されたと
きには、同図（ｂ）に示すシーケンス方式の収集順に基
づくスキャンが指令される（ステップ３５）。この指令
は、ホスト計算機６が上述の如く受け付け且つ演算した
ＡＳＴＡＲ法のパラメータを反映させたパルスシーケン
ス情報をシーケンサ５に渡すことにより実行される。

【００９２】シーケンサ５は、この指令に応答し駆動を
開始し、指令されたパルスシーケンス情報に沿って逐
一、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、および受信器８Ｒを
駆動させる。これにより、何れの方式の収集順であって
も、一例として、図６に示すように、ＩＲパルスを用い
た高速ＦＥ法のパルスシーケンス基づいて各ショットの
２次元スキャンが実行される。

【００９３】この図６のシーケンスを説明する。いま、
インターリーブ方式の収集順が指令されているとする。
最初の例えばタグモードの第１回ショットでは、シーケ
ンサ５の指令により、プリサチュレーション（事前飽
和）パルスＰｒｅ―Ｓａｔが、イメージングスラブに対
するスライス傾斜磁場Ｇｓよりも低い所定強度のスライ
ス傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。これにより、イメー
ジングスラブよりも広い範囲にわたってスピンはスライ
ス選択的に事前励起される。

【００９４】次いで、シーケンサ５の指令により、スラ
イス傾斜磁場Ｇｓ＝Ｇｓ_ｔａｇおよびタグＩＲパルス
（１８０°ＲＦパルス：その変調周波数のオフセット値
＝−ｄｅｌｔａＦ_ｔａｇ，帯域幅＝ＢＷ_ｔａｇ）が印加
される。これにより、図１に示す如く、イメージングス
ラブのタグ側（イメージングスラブの下肢側；動脈流の
流入側）に所望厚さのタグスラブが選択的に設定され
る。

【００９５】このスライス傾斜磁場Ｇｓ_ｔａｇ、オフセ
ット値ｄｅｌｔａＦ_ｔａｇ、および帯域幅ＢＷ_ｔａｇは
前述したように、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を満たす
ように設定された値である。ただし、本実施形態では、
オフセット値ｄｅｌｔａＦの極性を変えずに、スライス
傾斜磁場Ｇｓの印加極性を変えるように設定している。
なお、スライス傾斜磁場Ｇｓの極性は変えないで、イメ
ージングスラブに対する変調周波数のオフセット値ｄｅ
ｌｔａＦ_ｔａｇの極性を変える（オフセット値自体は変
わらない）ことで、そのオフセット位置を後述するコン
トロールスラブとは反対方向の位置に設定するようにし
てもよい。

【００９６】このタグＩＲパルスの印加に応答してタグ
スラブの撮像部位の原子核スピンは一度反転し（すなわ
ち、タグ付けされ）、その後、Ｔ１緩和（縦緩和）過程
に入る。このタグスラブでタグ付けされた動脈流は、そ
のＴ１緩和を起こしながらイメージングスラブに流入し
ていく。このとき、イメージングスラブはタグＩＲパル
スによってオフ・レゾナンスで励起されるため、ＭＴ効
果を受ける。

【００９７】このタグＩＲパルスが印加された後、所望
の反転時間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Ｐ１がスライ
ス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。これにより、イ
メージングスラブの原子核スピンがフリップされる。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。

【００９８】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、イメージングスラブか
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、画像
の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。なお、この配置の好適な一例は、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 ｅｎｃｏｄ
ｉｎｇ”法に基づいて行われる。

【００９９】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。

【０１００】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。

【０１０１】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。

【０１０２】この結果、かかるタグスキャンの第１回目
の１ショットにより、２次元ｋ空間全部にエコーデータ
（生データ）が配置される。

【０１０３】この後、スピン状態に対する適宜な回復時
間Ｔ_{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}だけ待って、今度はコントロール
モードに対する第１回目の１ショットのスキャンが実行
される。

【０１０４】このスキャンでは最初に、プリサチュレー
ションパルスが前述と同様に印加される。次いで、スラ
イス傾斜磁場Ｇｓ＝Ｇｓ_ｃｏｎｔおよびコントロールＩ
Ｒパルス（１８０°ＲＦパルス：その変調周波数のオフ
セット値＝ｄｅｌｔａＦ_{ｃｏ ｎｔ}，帯域幅＝ＢＷ
_ｃｏｎｔ）が印加される。このスライス傾斜磁場Ｇｓ
_{ｃｏｎ ｔ}（＜Ｇｓ_ｔａｇ）、オフセット値ｄｅｌｔａＦ
_ｃｏｎｔ（＝ｄｅｌｔａＦ_{ｔａ ｇ}：オフセット値の絶対
値が等しい）、および帯域幅ＢＷ_ｃｏｎｔ（＝ＢＷ_ｔａ
ｇ）は前述したように、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を
満たすように設定された値である。

【０１０５】これにより、図１に示す如く、イメージン
グスラブのコントロール側（イメージングスラブの頭頂
部側；静脈流の流入側）に、前述したタグスラブとは非
対称な位置に、タグスラブより厚いコントロールスラブ
が選択的に設定される。すなわち、コントロールスラブ
の位置オフセット量Ｏｆｆｓｅｔ_ｃｏｎｔが頭頂部の位
置を外すために大きく設定された分、コントロールスラ
ブ厚Ｔｈｉｃｋ_{ｃｏｎ ｔ}も比例して大きく設定される
（図１参照）。

【０１０６】このため、コントロールスラブ内の原子核
スピンは一度反転した後、Ｔ１緩和過程に入る。しか
し、このスラブは頭頂部からは殆どずれた位置にあるた
め、頭頂部の静脈の原子核スピンは励起されない（タグ
付けされない）が、イメージングスラブにはオフ・レゾ
ナンスな励起であるため、ＭＴ効果を発生させる。この
コントロールスキャンに拠るＭＴ効果の量は、前述した
タグスキャンに拠るそれと同じまたはほぼ同じである。

【０１０７】その理由は、タグＩＲパルスおよびコント
ロールＩＲパルスがＡＳＴＡＲ法に基づいているからで
ある。つまり、両ＩＲパルスのイメージングスラブから
のオフセット周波数を互いに同じに保持した状態で、タ
グスラブとコントロールスラブとの間の厚さの倍率
（比）と、タグスラブとコントロールスラブとの間の位
置オフセットの倍率（比）とが同じ値になるように変更
しながら、イメージングスラブとタグスラブ、および、
イメージングスラブとコントロールスラブとの間の距離
をコントロールする方式を採用しているからである。つ
まり、コントロールスラブ厚をその位置オフセットに比
例して大きく設定しているためである。この距離コント
ロールを適宜に行うことで、頭部静脈にコントロールス
ラブが掛からない、または、実質的に掛からないように
することができる。したがって、両方のＩＲパルスから
受けるイメージングスラブのＭＴ効果を同一または略同
一に設定でき、かつ、一方向から血流のみにタグ付けし
て検出することができる。

【０１０８】このコントロールＩＲパルスを印加した
後、反転時間ＴＩ後には前述と同様にフリップパルスを
ｎ個使った、イメージングスラブからのＦＥ法による前
述と同様のエコー収集が行われる。

【０１０９】このようにインターリーブ方式に基づい
て、１回目のコントロールスキャンが終わると、所定の
回復時間Ｔ_{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}後には再び、２回目のタグ
スキャンが前述と同様に実行される。このタグスキャン
の後、再び、所定の回復時間Ｔ _{ｒｅｃｏｖｅｒｙ}を待っ
て、２回目のコントロールスキャンが前述と同様に実行
される。

【０１１０】以下、同様に、タグスキャンおよびコント
ロールスキャンがインターリーブ方式に基づいてアベレ
ージングために所定回数繰り返して実行される。

【０１１１】再び、図４に戻って説明する。ホスト計算
機６によってステップ３４または３５においてスキャン
が指令されると、その後のスキャンの詳細な指令はシー
ケンサ５に任される。したがって、ホスト計算機６は、
スキャン指令後、直ちに演算ユニット１０に各種の演算
の指令を出す（ステップ３６）。この指令に応答して、
演算ユニット１０は、収集される生データの読込み、ア
ベレージング処理、再構成処理、絶対値化処理、差分処
理（ＡＳＬ像データ作成）などを適宜な順番で且つ適宜
なタイミングで行う。

【０１１２】この演算ユニット１０の処理の一例を図７
および図８に示す。図７は、かかる処理の流れを概念的
に表し、図８は、この処理の進行に伴うデータ生成を模
式的に表す。なお、図７に示す処理フローは一例を示す
ものであって、上述した各種の演算および処理は種々の
順番で実施できる。それらの変形例を後述するように、
図１０〜図１３に示す。

【０１１３】図７の処理フローによれば、最初、演算ユ
ニット１０は、シーケンサ５を介して送られてくる受信
器８Ｒの送出データ、すなわちタグスキャンに伴って収
集された生データＳ_ｔａｇまたはコントロールスキャン
に伴って収集された生データＳ_ｃｏｎｔが読み込まれる
（ステップ３６ａまたは３６ａ’）。生データ
Ｓ_{ｔａ ｇ}、Ｓ_ｃｏｎｔはそれぞれ複素数の量として収集
される。

【０１１４】生データＳ_ｔａｇまたはＳ_ｃｏｎｔは次い
でＳ／Ｎ比向上のための、例えば移動平均方式によるア
ベレージング処理に付される（ステップ３６ｂまたは３
６ｂ’）。この生データの読込み及びアベレージング処
理は、スキャンと並行して行われ、各モード毎に全ショ
ットによるスキャンが完了するまで継続される（ステッ
プ３６ｃまたは３６ｃ’）。

【０１１５】このようにアベレージング処理が全て終わ
ると、演算ユニット１０は、タグスキャンによる生デー
タＳ_ｔａｇの平均値およびコントロールスキャンによる
生データＳ_ｃｏｎｔの平均値を各別に保有できる。そこ
で、演算ユニット１０はさらにこの両方の生データＳ
_ｔａｇおよびＳ_ｃｏｎｔをそれぞれ画像再構成した後
（ステップＳ３６ｄまたは３６ｄ’）、絶対値化する演
算を行う（ステップ３６ｅおよび３６ｅ’）。すなわ
ち、再構成された画像データ｜Ｖ_ｔａｇ｜および｜Ｖ
_ｃｏｎｔ｜が演算される。

【０１１６】さらに、演算ユニット１０は、この画像デ
ータ｜Ｖ_ｔａｇ｜および｜Ｖ_{ｃｏｎ ｔ}｜の相互の差分を
演算する（ステップ３６ｆ）。すなわち、

【数１９】 ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖ_ｃｏｎｔ｜−｜Ｖ_ｔａｇ｜ による差分が画素毎に演算され、この差分値ｄｅｌｔａ
Ｖが実空間上のＡＳＬ像データＡＳＬ_{ｉｍａｇｅ}とな
る。

【０１１７】このようにして最終的なＡＳＬ像データが
得られると、ホスト計算機６はこのデータを表示し、か
つ格納保管する指令を演算ユニット１０、記憶ユニット
１１、表示器１２に送る（ステップ３７）。このため、
表示器１２にはＡＳＬ像ＡＳＬ_{ｉｍａｇｅ}が表示され
る。

【０１１８】このようにＡＳＴＡＲ法によれば、コント
ロールＩＲパルスとタグＩＲパルスとに拠るＭＴ効果が
同じまたは殆ど同じである。すなわち、図８に模式的に
示すように、画像データ｜Ｖ_ｔａｇ｜および｜Ｖ
_ｃｏｎｔ｜の組織部分からの信号値は殆ど同レベル（＝
｜Ｖ１｜）である。しかも、タグスラブによってタグ側
から流入する動脈流ＡＲがタグ付けされ、その血流部分
の信号値｜Ｖ_ｔａｇ｜が上がる（図８（ｄ）参照）。一
方、コントロールスラブは頭頂部の位置を外して設定さ
れているので、コントロール側からイメージングスラブ
に流入する静脈ＶＥは全くまたは殆どタグ付けされるこ
とはなく、静脈部分の信号値｜Ｖ_ｃｏｎｔ｜は組織部分
と殆ど変わらない（図８（ｃ）参照）。

【０１１９】したがって、両方の画像データ｜Ｖ_ｔａｇ
｜および｜Ｖ_ｃｏｎｔ｜の相互差分によって組織部分の
信号値は完全にまたは殆ど完全に相殺され、且つ、タグ
ＩＲパルスによってタグ付けされている動脈ＡＲの画素
の信号値が良好に残る（図８（ｅ）参照）。

【０１２０】これにより、ＳＡＲやＲＦパワーを格別増
大させなくても、タグＩＲパルスおよびコントロールＩ
Ｒパルスに拠るＭＴ効果を確実にキャンセルさせ、ＡＳ
Ｌ像生成時の組織血流由来の差分誤差を低減させる。同
時に、タグ側からの血流（例えば動脈）のみを画像化
し、コントロール側からの血流（例えば静脈）のデータ
収集が抑制でされる。したがって、タグ側を動脈流入側
に採ることにより、動脈血流成分のみに拠る、簡便で
（操作は従来と殆ど変わらない）、高精度・高品質（目
的とする血流のみをＳ／Ｎ良く撮像）のＭＲＡ像を非侵
襲の状態で提供できる。

【０１２１】なお、演算ユニット１０による処理におい
て、パフュージョン像を得る場合、抑制したい大血管、
例えば動脈ＡＲの下限値ｄｅｌｔａＶ_ｈｉｇｈを設定す
る。そして、求めた差分値ｄｅｌｔａＶに関して、前述
した（ｒ）式に基づき、

【数２０】 のしきい値処理を行う。この処理の一例を図９に示す。
同図に示すように、かかるしきい値処理（ステップ３６
ｇ’）は、ステップ３６ｆの差分処理の後で実行され
る。

【０１２２】これにより、大血管（動脈など）からの信
号を抑制したパフュージョン像が得られる。この結果、
上述したＭＲＡ象の撮像時の利点に加え、通常、不要と
されている大血管の入らない組織血流のみのパフュージ
ョン像を確実に提供することができ、画像の臨床的価値
を向上させることができる。

【０１２３】また、本実施形態では、タグスキャンおよ
びコントロールスキャンの両方でプリサチュレーション
パルスを印加するようにしているので、静止組織のスピ
ンを事前飽和させて、組織由来の信号をＡＳＬ差分する
ときの差分精度をより向上させ、より高品質なＡＳＬ像
を提供することができる。なお、場合によっては、この
プリサチュレーションパルスの印加過程を省略してもよ
い。

【０１２４】さらに、タグスキャンとコントロールスキ
ャンのスキャン順に関してインターリーブ方式を採用し
ているので、タグスラブおよびコントロールスラブのス
ピンを回復・安定させる時間を短縮させることができ
る。

【０１２５】本発明者は、ファントム実験および人体の
頭部の撮像（ＭＲＡ像およびパフュージョン像）を行
い、いずれの実験においても、ＡＳＴＡＲ法は有効であ
ることを確認した。

【０１２６】図１０〜図１３に、演算ユニット１０が実
行する処理の順番の別の例を示す。図１０の処理順の場
合、生データ｜Ｓ_ｃｏｎｔ｜および｜Ｓ_ｔａｇ｜の段階
で差分し、加算（アベレージング）する処理を連続し
て、スキャンと並行して行う（３７１ａ，３７１ａ’，
３７１ｂ〜３７１ｄ）。この後、差分・加算平均後の生
データを再構成し、絶対値化する（３７１ｅ，３７１
ｆ）。この処理順によれば、処理が簡単で演算量を抑制
できる。

【０１２７】図１１に示す処理順は、生データＳ
_ｃｏｎｔおよびＳ_ｔａｇそれぞれの段階で、アベレージ
ング、再構成、絶対値化までをこの順に行う（ステップ
３８ａ〜３８ｅ，３８ａ’〜３８ｅ’）。そして、再構
成後の画像データに対して差分演算を行い（ステップ３
８ｆ）、ＡＳＬ画像ＡＳＬ_{ｉｍａｇｅ}を得る。この処理
順の場合、絶対値化に次いで差分が演算されるので、特
にノイズ成分を減らし、また、処理途中での絶対値画像
を記憶しておけるので、生成されたＡＳＬ像の背景（組
織）が残っている場合でも、後補正を行って背景を消去
できる。

【０１２８】また、図１２に示す処理順は、再構成まで
は図１１のものと同一であり、再構成後に、先に差分演
算を行う（ステップ３９ａ〜３９ｄ，３９ａ’〜３９
ｄ’，３９ｅ）。この後で、絶対値化してＡＳＬ画像Ａ
ＳＬ_{ｉｍａｇｅ}を得る（ステップ３９ｆ）。これによっ
ても、比較的簡単な処理でＡＳＬ像を提供できる。

【０１２９】さらに、図１３に示す処理順は、生データ
の段階でアベレージングした後、直ぐに差分演算を行っ
て生データのままＡＳＬ像のデータを得る（ステップ４
０ａ〜４０ｃ，４０ａ’〜４０ｃ’）。この後、直ぐ
に、差分演算を行ってＡＳＬ像化した後、実数部デー
タ、虚数部データそれぞれで再構成し、さらに絶対値化
して最終的なＡＳＬ像データを得る（ステップ４０ｄ〜
４０ｆ）。これによっても、比較的簡単な処理でＡＳＬ
像を提供できる。

【０１３０】（第２の実施形態）本発明の第２の実施形
態を図１４〜図１７に基づき説明する。この実施形態に
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。

【０１３１】この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明のも
う１つのアプローチであるＥＰＩＳＴＡＲ法に基づくＭ
ＲＡ撮像またはパフュージョン撮像を行うようになって
いる。ＥＰＩＳＴＡＲ法そのものは、図２を用いて前述
した通りである。

【０１３２】第１の実施形態のときと同様に、ホスト計
算機６は、シーケンサ５に対して、図１４に示すよう
に、Ｔ１緩和を強調できるパルスシーケンスとして、Ｉ
Ｒパルスを用いた高速ＦＥ法のパルスシーケンスを例え
ばインターリーブ方式で行うように指令する。このパル
スシーケンスで用いるタグＩＲパルスとコントロールＩ
Ｒパルスについては、その帯域幅ＢＷは共に等しく（Ｂ
Ｗ_ｔａｇ＝ＢＷ_ｃｏｎｔ）、且つ、そのオフセット周波
数ｄｅｌｔａＦも極性は反対だが、値は共に等しく（ｄ
ｅｌｔａＦ_ｔａｇ＝−ｄｅｌｔａＦ_ｃｏｎｔ）、この状
態で同一強度の傾斜磁場Ｇｓ（Ｇｓ_ｔａｇ＝Ｇｓ
_ｃｏｎｔ）と共に印加される。

【０１３３】シーケンサ５の管理の元で行われるデータ
収集は、第１の実施形態のときと同一または同等であ
る。これにより収集されたタグモードおよびコントロー
ルモードの複素数データである生データＳ_ｔａｇおよび
Ｓ_ｃｏｎｔは演算ユニット１０に送られ、一例として、
図１５に示す画像生成処理に付される。この一連の処理
において特徴的な事項は、しきい値処理である。生デー
タＳ_ｔａｇおよびＳ_{ｃｏ ｎｔ}それぞれを読み込み、アベ
レージング処理し、画像に再構成処理し、そして絶対値
化した後、それらのデータ間で差分処理してＡＳＬ像デ
ータｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖ_ｔａｇ｜−｜Ｖ_ｃｏｎｔ｜を求
める（ステップ４１ａ〜４１ｅ，４１ａ’〜４１ｅ’，
４１ｆ）。この後、前述した式（ｖ）式を満たすよう
に、すなわち

【数２１】ｄｅｌｔａＶ＞０ のしきい値処理を行う（ステップ４１ｆおよび図１６
（ｅ）〜（ｆ）参照）。このｄｅｌｔａＶ＞０を満たす
ＡＳＬ像データから成る血管のＡＳＬ像を得る。

【０１３４】このＡＳＬ像は、しきい値処理されている
ので、静脈ＶＥを消して、動脈ＡＲのみを表した血管像
を提供できる。この一連の処理を図１６に模式化して示
す。

【０１３５】なお、このＥＰＩＳＴＡＲ法を用いてパフ
ュージョン像をイメージングする場合、図１７に示すよ
うに、図１５のステップ４１ｇに相当するステップ４１
ｇ’において、前述した（ｗ）式に基づくしきい値処理
を実行すればよい。

【０１３６】またなお、この第１および第２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。

【０１３７】さらに、上述した第１および第２の実施形
態では、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法を実施するＭＲ
Ｉ装置およびＭＲ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、Ｔ１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。

【０１３８】さらに、上述した第１、第２の実施形態に
あっては、撮像部位が頭部である場合を例示したが、撮
像部位は腎臓、肝臓、筋血流など、種々の部位に適用す
ることもできる。

【０１３９】さらに、上述した第１、第２の実施形態で
は、ＩＲパルスに拠るタグスラブおよびコントロールス
ラブをイメージングスラブに対して平行に設定する例を
示したが、本発明はこれに限定されることなく、例え
ば、タグスラブ、イメージングスラブ、およびコントロ
ールスラブの位置関係は互いに直交またはオブリークの
位置関係であってもよい。

【０１４０】さらに、上述した第１、第２の実施形態は
２次元スキャンとして実施した場合を例示したが、３次
元スキャンであっても勿論同様に構成できる。

【０１４１】（第３の実施形態）次に、本発明の第３の
実施形態を図１８〜１９に基づき説明する。

【０１４２】本実施形態は、第１の実施形態で説明した
ＡＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ法に基づき実施するＭＲＩ装置
に関する。装置のハードウェアの構成は前述した各実施
形態のものと同等であり、一方、ＡＳＬイメージングの
手順は第１の実施形態で説明したＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳ
Ｌ法に基づく）と同様に実行される。

【０１４３】図１８には、本実施形態に拠るＡＳＴＡＲ
法（ＣＡＳＬ法に基づく）を実施するときのスラブ（ス
ライス）の空間位置と傾斜磁場との関係を示す。図１９
には、具体的なパルスシーケンスの一例を示す。

【０１４４】図１８に示す如く、タグモード及びコント
ロールモードで印加されるＩＲパルスには、ある強度の
ａｄｉａｂａｔｉｃ条件を満たし且つ単一周波数の連続
波が一定時間以上（例えば単一周波数の正弦波を１〜３
ｓｅｃ程度）に渡って印加される。

【０１４５】この連続波を印加するＲＦコイル７として
は、通常に使用されている頭部用コイルが使用される。
このため、タギング時のスライス傾斜磁場Ｇｓ
_ｔａｇは、図１８に示す如く、タグスラブ（スライス）
がイメージングスラブへの例えば血液流入側に在る動脈
部分に位置するように設定される。一方、コントロール
時のスライス傾斜磁場Ｇｓ_ｃｏｎｔは、同図に示す如
く、コントロールスラブ（スライス）が体軸（Ｚ軸）方
向にて頭頂部を外して位置するように設定される。

【０１４６】また、オフセット励起周波数ｄｅｌｔａＦ
は、

【数２２】 を満たすように調整されている。これにより、イメージ
ングスラブのスライス方向中心での励起周波数をＦ_０と
すると、タグスラブ（スライス）及びコントロールスラ
ブ（スライス）のスライス方向中心では、

【数２３】単一周波数＝Ｆ_０＋（ｄｅｌｔａＦ） で励起される。

【０１４７】このため、タギングモードでは、図１８に
示す如く、イメージングスラブへの例えば血液流入側に
在る動脈部分がタグスラブ（スライス）によりタギング
される。一方、コントロールモードでは、同図に示す如
く、コントロールスラブ（スライス）により、体軸（Ｚ
軸）方向の頭頂部を外した空間位置が励起される。タグ
用ＩＲパルスに連続波を用いているので、タグスラブは
非常に薄いスライス（理論的には平面）となり、かつ、
例えば動脈にほぼ垂直になる。これにより、血液のスピ
ンがインバージョンされた状態で下流に進み、イメージ
ングスラブに流入する。コントロール用ＩＲパルスに連
続波を用いているので、コントロールスラブも非常に薄
いスライス（理論的には平面）となる。

【０１４８】図１９に示すパルスシーケンスのイメージ
ング用のパルス列、及び、エコーデータ収集後のＡＳＬ
イメージングに関わるデータ処理は第１の実施形態のも
のと同様に実行され、タグ画像とコントロール画像の差
分に基づくＡＳＬ像が得られる。

【０１４９】したがって、励起周波数Ｆ_０の位置、すな
わちイメージングスラブのスライス方向中心位置におけ
るＭＴ効果は、タグモードとコントロールモードで殆ど
同じ量になるので、差分処理によりその殆どがキャンセ
ルされ、ＭＴ効果の影響が殆ど無い高精細なＡＳＬ像に
なる。

【０１５０】さらに、ＣＡＳＬ法の特徴に拠る効果も得
られる。つまり、連続波から成るタグ用及びコントロー
ル用ＩＲパルスを用いるので、励起するスラブ（スライ
ス）を平面並に薄くできる。このため、ＰＡＳＬ法のと
きの、タグスラブ内のイメージングスラブから遠い部分
で励起された血流スピンが大きな時間遅れでイメージン
グスラブに流入するという状況とは異なり、ＣＡＳＬ法
に拠るタグスラブ（スライス）で励起された血流スピン
は、少ない時間遅れでイメージングスラブに流入でき
る。とくに、タグスラブ（スライス）をイメージングス
ラブに極力、接近させることで、かかる時間遅れをそれ
だけ少なくすることができる。これにより、イメージン
グスラブに流入した血流スピンのＴ１緩和はそれほど進
んでいないので、ＰＡＳＬ法のときよりもイメージング
スラブからの血流信号のＳＮＲが良くなるという利点が
ある。

【０１５１】なお、この実施形態において、ＲＦコイル
として、通常の頭部用ＲＦコイルの代わりに、イメージ
ングスラブに感度を持たない小さな送信用ＲＦコイルを
用いてもよい。この場合、傾斜磁場を印加せず、その送
信用ＲＦコイルの感度領域が、イメージングスラブへ流
入する例えば動脈を含むように、位置関係を設定すれば
よい。これによって、イメージングスラブに流入する血
流をタギングすることができる。

【０１５２】（第４の実施形態）次に、本発明の第４の
実施形態を図２０〜２３に基づき説明する。

【０１５３】本実施形態は、ＡＳＬイメージングにおけ
る静止組織由来の差分誤差（差分値＝０を理想状態とし
たときの差分結果）を低減する手法を提供するものであ
る。この差分誤差低減法は、ＡＳＴＡＲ法、ＦＡＩＲ
法、ＥＰＩＳＴＡＲ法など各種のＡＳＬイメージングに
適用できる一方で、その基礎となるパルス種類がＰＡＳ
Ｌ法であるか、ＣＡＳＬ法であるかに拘らず、広範囲に
適用できる。

【０１５４】以下、ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法
に、かかる差分誤差抑制法を適用する場合について説明
する。

【０１５５】この差分誤差について簡単に説明する。今
までの実施形態で説明した如く、タギングモードとコン
トロールモードを持つＡＳＬイメージングでは、イメー
ジングスラブの静止組織に与えるＭＴ効果が両モードに
おいて同じになるように設定して得たタグ画像とコント
ロール画像と得て、これらを相互に差分演算するで、血
流信号の画像が得るようにしている。

【０１５６】しかしながら、このＡＳＬイメージングで
は、タギングした後、大血管の動脈血が組織に拡散する
時間（ＴＩ時間）だけ待ってスキャンする必要があるた
め、通常は、静止組織の信号は血流信号に比べて１００
〜１０００倍程度、大きくなる。このため、ＲＦ系の不
安定さや、患者の体動等がある場合、差分演算を行って
も、無視できない程の静止組織信号（即ち差分誤差）が
残ることがある。

【０１５７】本実施形態では、このような差分誤差の発
生をより確実に防止し、所望方向の血流をより精細に描
出することができるＡＳＬイメージング法を提供するこ
とを、更なる目的とする。

【０１５８】本実施形態に係る、ＰＡＳＬ法に基づくＡ
ＳＴＡＲ法のパルスシーケンスを図２０に示す。このパ
ルスシーケンスを実行して、ＡＳＬ像を得る手順及び処
理は、第１の実施形態のものと同じである。

【０１５９】同図に示す如く、タグ用／コントロール用
ＩＲパルスとイメージング用パルス列のｋ空間の中心時
刻との間に、非スライス選択ＩＲパルス（ｎｏｎ−ｓｌ
ｉｃｅ ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＩＲ ｐｕｌｓｅ：ｎｓ
ｓＩＲパルス）と呼ばれるパルスが、スライス傾斜磁場
の印加無しの状態で、１回印加される。なお、このｎｓ
ｓＩＲパルスは非選択で印加されるが、実際には、図２
１に示す如く、タグスラブとイメージングスラブを含む
スラブ厚さ以上の領域に印加されればよい。なお、図２
０では、ｎｓｓＩＲパルスは１回、印加される構成を示
したが、２回以上、印加するようにしてもよい。

【０１６０】このｎｓｓＩＲパルスの印加が、静止組織
信号の差分誤差の発生を抑制する上での特徴を成す。

【０１６１】対象となるイメージングスラブには、異な
るＴ１値を有する静止組織、例えばＴ１値の短い方から
ｆａｔ，ｗｈｉｔｅ ｍａｔｔｅｒ（ＷＭ），ｇｒａｙ
ｍａｔｔｅｒ（ＧＭ），ＣＳＦが存在する。中でも、
脳実質内に多い静止組織成分はＷＭ，ＧＭであるので、
ｎｓｓＩＲパルスの印加時からｋ空間の中心に配置する
データの収集時刻までの時間ＴＩ_ｎｓｓ（図２０参照）
は、ＴＩ時間後に、ＧＭ，ＷＭの縦磁化Ｍｚがほぼ平均
で零になる値付近に設定される。ｎｓｓＩＲパルスの印
加数を多くするほど、各種の静止組織間におけるＴＩ時
間に因る縦磁化Ｍｚの差はそれだけ小さくなる。

【０１６２】本発明者が行った実験によれば、ＴＩ＝１
０００〜１５００ｍｓ、ＴＩ_ｎｓｓ＝３００〜４００ｍ
ｓに設定したとき、ＧＭ，ＷＭの信号が、ｎｓｓＩＲパ
ルスの印加無しの場合に比べて、１／１０以下まで低減
できることを確認した。

【０１６３】ＴＩ時間に依存して、最適なＴＩ_ｎｓｓ時
間は多少変化するが（ＴＩが長くなるほど、ＴＩ_ｎｓｓ
も長くなる）、この変化はＧＭ，ＷＭについては１００
ｍｓｅｃ程度であるので、ＴＩ_ｎｓｓ時間は一定値とし
ても構わない。

【０１６４】血流信号のスピンは、ｎｓｓＩＲパルスの
印加前後にイメージングスラブに流入した両成分が共
に、ｎｓｓＩＲパルスにより区別無く反転する。また、
タグ用ＩＲパルス及びコントロール用ＩＲパルスの双方
によっても同様に反転する。このため、タグモードとコ
ントロールモードとの差分結果は符号が反転のみであっ
て、差分の大きさは、ｎｓｓＩＲパルスの印加で十分に
スピン反転すれば、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しのとき
と変わらない状態を確保できる。

【０１６５】図２２，２３に、ＡＳＴＡＲ法の場合の、
血流（フロー）のみの縦磁化Ｍｚの時間的変化を、水を
例にとって、コントロールモード及びタグモード夫々に
おける、ｎｓｓＩＲパルスの印加有り／無しの各状態に
ついて説明する。同図から分かるように、ｎｓｓＩＲパ
ルスによりタグ領域及びイメージング領域の血流成分の
スピン全部が確実に反転すれば、その差分ΔＭｚ＝ΔＭ
ｚ_ｃｏｎｔ−ΔＭｚ_{ｔ ａｇ}は符号が反転するのみであっ
て、その大きさは変化しない。画像の画素値は絶対値で
演算するので、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しの場合と同
じになることが分かる。

【０１６６】このように、ｎｓｓＩＲパルスを使用し、
しかも、このｎｓｓＩＲパルスの印加時刻から、ｋ空間
の中心位置に配置するデータを収集する時刻までの時間
ＴＩ _ｎｓｓを、主要な静止組織成分の残存する縦磁化Ｍ
ｚが平均でほぼ零になるように設定している。このた
め、タグ画像とコントロール画像とを差分したときの静
止組織の差分値（差分誤差）は殆ど零になる。したがっ
て、装置のＲＦ系に不安定さがあったり、スキャン中の
患者に体動が生じる場合でも、静止組織からの信号を抑
制し、所望方向の血流成分のみを、より確実に描出する
ことができる。

【０１６７】ＡＳＬイメージングでは、血流又はフロー
から信号値の静止組織からの信号値に対する割合は、通
常のＭＲＡのときよりも更に１〜２桁小さい。しかし、
本実施形態のように、静止組織からの信号の大きさをで
きるだけ低減することで、コントロールモードとの差分
演算を行う場合であっても、静止組織由来の差分誤差を
低減させることができ、血流の描出能の一層の向上を図
ることができる。

【０１６８】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。

【０１６９】

【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、ＰＡＳＬ
法やＣＡＳＬ法に基づきＡＳＬイメージングを行うとき
に、従来法（従来のＮＥＷ−ＥＰＩＳＴＡＲ法）に比べ
ても、ＳＡＲやＲＦパワーを格別増大させることがな
く、タグスキャンおよびコントロールスキャンによりイ
メージングスラブに生じるＭＴ効果を安定して且つ精度
良く相殺させ、イメージングスラブの静止組織の信号値
差を低減させる。その一方で、コントロールスラブ側か
ら流入する血流成分を確実に抑圧し且つタグスラブ側か
ら流入する血流成分のみを画像化することで、例えば動
脈のフロー成分のみを画像化できる。これにより、ＡＳ
Ｌイメージングに求められている２つの相反する要求を
同時に満たすことができる。

【０１７０】とくに、非スライス選択ＩＲ波を用いるこ
とで、静止組織由来の差分誤差を更に低減でき、高精細
なＡＳＬ像を提供できる。

【０１７１】このように、患者に負担の少ない非侵襲の
状態で、高精度・高品質なパフュージョン像またはＭＲ
Ａ像を比較的簡単な手法で確実に提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の１つの態様に係るＡＳＴＡＲ法（ＰＡ
ＳＬ法に基づく）の原理を説明する図。

【図２】本発明の別の態様に係るＥＰＩＳＴＡＲ法の原
理を説明する図。

【図３】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４】第１の実施形態におけるＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳ
Ｌ法に基づく）を実施するホスト計算機の処理の概要を
示すフローチャート。

【図５】タグスキャンとコントロールスキャンの各ショ
ット毎のスキャン順番を説明するタイムチャート。

【図６】各ショット毎に実行されるパルスシーケンスの
タイミングチャート（タグスキャンおよびコントロール
スキャンの両方を兼ねて説明する）。

【図７】演算ユニットの処理手順の一例を示す概略フロ
ーチャート。

【図８】生データ収集後のデータ処理の流れを示す模式
図。

【図９】演算ユニットにおけるパフュージョン像用の処
理手順の一例を示す概略フローチャート。

【図１０】演算ユニットの処理手順の別の一例を示す概
略フローチャート。

【図１１】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示
す概略フローチャート。

【図１２】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示
す概略フローチャート。

【図１３】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示
す概略フローチャート。

【図１４】本発明の第２の実施形態に係るＥＰＩＳＴＡ
Ｒ法により各ショット毎に実行されるパルスシーケンス
のタイミングチャート（タグスキャンおよびコントロー
ルスキャンの両方を兼ねて説明する）。

【図１５】第２の実施形態におけるＡＳＬ像のイメージ
ングに関する演算ユニットの処理手順の一例を示す概略
フローチャート。

【図１６】第２の実施形態における生データ収集後のデ
ータ処理の流れを示す模式図。

【図１７】第２の実施形態におけるパフュージョン像の
イメージングに関する演算ユニットの処理手順の一例を
示す概略フローチャート。

【図１８】本発明の別つの態様である、第３の実施形態
に係るＡＳＴＡＲ法（ＣＡＳＬ法に基づく）の原理を説
明する図。

【図１９】第３の実施形態で使用可能なパルスシーケン
スの一例を示す図。

【図２０】本発明の第４の実施形態に係る、非スライス
選択ＩＲパルスを用いたＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に基
づく）の概略を示すパルスシーケンス。

【図２１】第４の実施形態における非選択領域とスラブ
位置との関係を説明する図。

【図２２】非スライス選択ＩＲパルスを用いないとき
の、フロー成分の縦磁化の変化を説明する図。

【図２３】非スライス選択ＩＲパルスを用いたときの、
フロー成分の縦磁化の変化を説明する図。

【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

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１２年９月１４日（２０００．９．１
４）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００２５

【補正方法】変更

【補正内容】

【００２５】ＡＳＬ法において、通常、除外したいの
は、静脈系から検出される信号である。「除外」と言っ
ても、結局のところ、反転（ＴＩ）時間内に静脈からの
信号がイメージングスラブに入りこまなければよい。静
脈は動脈に比べて、比較的低速であるため、コントロー
ル用ＩＲスラブを頭部から位置的に完全に外して設定す
る必要は無く、静脈の流速、ギャップ（空隙）の距離、
および反転時間などの条件に応じて、適度なマージンだ
けイメージングスラブから離して設定してもよい。

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００６５

【補正方法】変更

【補正内容】

【００６５】さらに、好適な例によれば、前記第１及び
第２のスキャン手段により実行される前記パルスシーケ
ンスは、前記各第１及び第２のＲＦ波の印加とイメージ
ング用パルス列の印加との間に、前記被検体の前記イメ
ージングスラブ、タグスラブ、及びコントロールスラブ
を含む領域に印加する非スライス選第１及び第２のスキ
ャン手段により実行される前記パルスシーケン択ＩＲ波
を設定したパルスシーケンスである。この場合、好適に
は、前記パルスシーケンスにおける前記非スライス選択
ＩＲ波の印加と前記イメージング用パルス列の印加まで
の時間は、前記イメージングスラブに含まれる静止組織
の縦緩和時間が当該イメージング用パルスの印加時刻に
おいて平均でほぼ零と見なすことが可能な値に設定する
ことである。これにより、静止組織由来の差分誤差が確
実に低減され、殆どが血流のみのＡＳＬ像が得られる。
例えば、非スライス選択ＩＲ波は複数個の印加される。
勿論、このＩＲ波は、ＩＲパルスとして１個印加するよ
うにしてもよい。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００８９

【補正方法】変更

【補正内容】

【００８９】次いで、ホスト計算機６はスキャン条件の
１つして指定される、タグスキャンとコントロールスキ
ャンとによるデータ収集順が判断される（ステップ３
３）。本実施形態では、図５（ａ）または（ｂ）に示す
２通りの収集順が予め用意されており、このいずれの順
番であるかが判断される。

【手続補正４】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１２９

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１２９】さらに、図１３に示す処理順は、生データ
の段階でアベレージングした後（ステップ４０ａ〜４０
ｃ，４０ａ’〜４０ｃ’）、直ぐに、差分演算を行って
ＡＳＬ像化した後、実数部データ、虚数部データそれぞ
れで再構成し、さらに絶対値化して最終的なＡＳＬ像デ
ータを得る（ステップ４０ｄ〜４０ｆ）。これによって
も、比較的簡単な処理でＡＳＬ像を提供できる。

【手続補正５】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５５

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５５】この差分誤差について簡単に説明する。今
までの実施形態で説明した如く、タギングモードとコン
トロールモードを持つＡＳＬイメージングでは、イメー
ジングスラブの静止組織に与えるＭＴ効果が両モードに
おいて同じになるように設定してタグ画像とコントロー
ル画像とを得て、これらを相互に差分演算することで、
血流信号の画像を得るようにしている。

【手続補正６】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５６

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５６】しかしながら、このＡＳＬイメージングで
は、タギングした後、大血管の動脈血が組織に拡散する
時間（ＴＩ時間）だけ待ってスキャンする必要があるた
め、通常、静止組織の信号は血流信号に比べて１００〜
１０００倍程度、大きくなる。このため、ＲＦ系の不安
定さや、患者の体動等がある場合、差分演算を行って
も、無視できない程の静止組織信号（即ち差分誤差）が
残ることがある。

【手続補正７】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５９

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５９】同図に示す如く、タグ用／コントロール用
ＩＲパルスとイメージング用パルス列のｋ空間の中心位
置相当時刻との間に、非スライス選択ＩＲパルス（ｎｏ
ｎ−ｓｌｉｃｅ ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＩＲ ｐｕｌｓ
ｅ：ｎｓｓＩＲパルス）と呼ばれるパルスが、スライス
傾斜磁場の印加無しの状態で、１回印加される。なお、
このｎｓｓＩＲパルスはここでは非選択で印加される
が、実際には、図２１に示す如く、タグスラブとイメー
ジングスラブを含むスラブ厚さ以上の領域に印加されれ
ばよい。なお、図２０では、ｎｓｓＩＲパルスは１回、
印加される構成を示したが、２回以上、印加するように
してもよい。

【手続補正８】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１６０

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１６０】このｎｓｓＩＲパルスの印加が静止組織信
号の差分誤差の発生を抑制する上での特徴を成す。

【手続補正９】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１６４

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１６４】血流信号のスピンは、ｎｓｓＩＲパルスの
印加前後にイメージングスラブに流入した両成分が共
に、ｎｓｓＩＲパルスにより区別無く反転する。また、
タグ用ＩＲパルス及びコントロール用ＩＲパルスの双方
によっても同様に反転する。このため、タグモードとコ
ントロールモードとの差分結果は符号の反転のみであっ
て、差分の大きさは、ｎｓｓＩＲパルスの印加で十分に
スピン反転すれば、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しのとき
と変わらない状態を確保できる。

【手続補正１０】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１２

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１２】

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体のイメージン
   グスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロール
   スラブを夫々設定して当該イメージングスラブのＡＳＬ
   （Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像
   を得るＭＲＩ装置において、 前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び
   第１の傾斜磁場と前記コントロールスラブを選択励起す
   るための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を、前記第１
   及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージング
   スラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且
   つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメ
   ージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なる
   ように設定する設定手段と、 前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシー
   ケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭ
   Ｒ信号を収集する第１のスキャン手段と、 前記第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を含むパルスシー
   ケンスを実行して前記イメージングスラブから第２のＭ
   Ｒ信号を収集する第１のスキャン手段と、 前記第１および第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像
   データを生成する画像データ生成手段と、 前記画像データをＡＳＬ像として可視化する可視化手段
   と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ＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のＲＦ波の夫々は、所望スラブ位置を
   励起するために前記第１及び第２の傾斜磁場に各別に対
   応する単一周波数のＲＦ連続波であることを特徴とする
   ＭＲＩ装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記設定手段は、前記タグスラブ及びコントロールスラ
   ブのスラブ厚と当該両スラブの前記イメージングスラブ
   に対する位置オフセットとが同じ比率になるように前記
   第１及び第２のＲＦ波並びに前記第１及び第２の傾斜磁
   場の条件を設定する手段であることを特徴とするＭＲＩ
   装置。
4. 【請求項４】 請求項３記載のＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のＲＦ波は、一定の周波数帯域を有す
   るパルス波であることを特徴とするＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】 請求項１乃至４の何れか一項に記載のＭ
   ＲＩ装置において、 前記第１および第２のＲＦ波のそれぞれはスピンを反転
   させるＩＲ波であり、 前記第１および第２のスキャン手段は、前記ＩＲ波を前
   記イメージングスラブに関して互いに逆極性で印加する
   手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
6. 【請求項６】 請求項５記載のＭＲＩ装置において、 前記イメージングスラブを設定する部位は前記被検体の
   頭部であって、前記設定手段はその頭部の位置を外して
   前記コントロールスラブを設定する手段を有することを
   特徴とするＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭ
   ＲＩ装置において、 前記画像データ生成手段は、前記被検体の抑制したい血
   管の最小と推定される信号値をしきい値としたときに、
   このしきい値以下の信号成分を前記ＭＲ信号の差分値か
   ら抽出する手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
8. 【請求項８】 請求項１乃至７の何れか一項に記載のＭ
   ＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャン手段は、夫々、第１及び第
   ２のＲＦ波を含みかつ前記被検体のスピンの縦緩和を強
   調した同一タイプのパルスシーケンスを実行する手段を
   含むことを特徴とするＭＲＩ装置。
9. 【請求項９】 請求項８記載のＭＲＩ装置において、 前記第１および第２のＲＦ波のそれぞれは、スライス選
   択的に印加されるスピン反転用のＩＲ波であることを特
   徴とするＭＲＩ装置。
10. 【請求項１０】 請求項８記載のＭＲＩ装置において、 前記パルスシーケンスは、前記被検体のスピンを事前飽
    和させるプリサチュレーションパルスを含むことを特徴
    とするＭＲＩ装置。
11. 【請求項１１】 請求項１乃至１０の何れか一項に記載
    のＭＲＩ装置において、 前記第１および第２のスキャン手段は、前記パルスシー
    ケンスをＲＦ波印加毎にインターリーブ方式で実行する
    手段を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 請求項１乃至１１の何れか一項に記載
    のＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャン手段のそれぞれは、前記イ
    メージングスラブから前記ＭＲ信号の収集を複数回実行
    する手段であり、 前記画像データ生成手段は、前記複数回の収集による前
    記ＭＲ信号を加算平均する手段を含むことを特徴とする
    ＭＲＩ装置。
13. 【請求項１３】 請求項３記載のＭＲＩ装置において、 前記設定手段は、前記イメージングスラブのスラブ厚、
    前記タグスラブのスラブ厚、前記イメージングスラブと
    前記タグスラブとの間の距離、および前記イメージング
    スラブと前記コントロールスラブとの間の距離を既知量
    として与える手段と、この既知量に基づいて前記コント
    ロールスラブのスラブ厚および位置オフセット量を演算
    する演算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
14. 【請求項１４】 被検体のイメージングスラブの一方の
    側に設定したタグスラブに第１のＲＦ波を印加して当該
    イメージングスラブから第１のＭＲ信号の収集を行う第
    １のスキャン手段と、前記イメージングスラブの他方の
    側に前記タグスラブと対称な位置に設定したコントロー
    ルスラブに第２のＲＦ波を印加して当該イメージングス
    ラブから第２のＭＲ信号の収集を行う第２のスキャン手
    段と、前記第１および第２のＭＲ信号に基づく画像デー
    タを生成する画像データ生成手段とを備え、 前記画像データ生成手段は、前記第１および第２のＭＲ
    信号それぞれの再構成後の絶対値を演算する第１、第２
    の絶対値演算手段と、前記第１及び第２のＭＲ信号の絶
    対値同士を相互に差分する差分手段と、この差分手段に
    よる差分結果から所望の信号成分の画像データを抽出す
    る抽出手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
15. 【請求項１５】 請求項１４のＭＲＩ装置において、 前記抽出手段は、前記コントロールスラブ側から前記イ
    メージングスラブに流入する大血管からの信号を抑制す
    るためのしきい値で前記差分手段による差分結果をしき
    い値処理して前記タグスラブ側から流入する血流成分を
    抽出する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
16. 【請求項１６】 請求項１４のＭＲＩ装置において、 前記抽出手段は、前記イメージングスラブに流入する大
    血管からの信号を抑制するためのしきい値で前記差分手
    段による差分結果をしきい値処理して前記イメージング
    ラスブに流入するパフュージョン成分を抽出する手段で
    あることを特徴とするＭＲＩ装置。
17. 【請求項１７】 請求項１乃至４の何れか一項に記載の
    ＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャン手段により実行される前記
    パルスシーケンスは、前記各第１及び第２のＲＦ波の印
    加とイメージング用パルス列の印加との間に、前記被検
    体の前記イメージングスラブ、タグスラブ、及びコント
    ロールスラブを含む領域に印加する非スライス選択ＩＲ
    波を設定したパルスシーケンスであることを特徴とする
    ＭＲＩ装置。
18. 【請求項１８】 請求項１７に記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記パルスシーケンスにおける前記非スライス選択ＩＲ
    波の印加と前記イメージング用パルス列の印加までの時
    間は、前記イメージングスラブに含まれる静止組織の縦
    緩和時間が当該イメージング用パルスの印加時刻におい
    て平均でほぼ零と見なすことが可能な値に設定されてい
    ることを特徴とするＭＲＩ装置。
19. 【請求項１９】 請求項１７又は１８に記載のＭＲＩ装
    置において、 前記非スライス選択ＩＲ波は複数個の印加されることを
    特徴とするＭＲＩ装置。
20. 【請求項２０】 磁場中に置かれた被検体のイメージン
    グスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロール
    スラブを夫々設定して当該イメージングスラブのＡＳＬ
    （Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像
    を得るＭＲイメージング方法において、 前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び
    第１の傾斜磁場と前記コントロールスラブを選択励起す
    るための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を、前記第１
    及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージング
    スラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且
    つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメ
    ージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なる
    ように設定し、 前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシー
    ケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭ
    Ｒ信号を収集するとともに、前記第２のＲＦ波及び第２
    の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメ
    ージングスラブから第２のＭＲ信号を収集し、 前記第１および第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像
    データを生成し、 前記画像データをＡＳＬ像として可視化する、ことを特
    徴とするＭＲイメージング方法。