JP2004242948A - Ｍｒｉ装置及びａｓｌイメージング方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】ＡＳＬ法におけるＴｄ時間（ラベリングした血液が関心領域に到達するまでの遅れ時間）に因る誤差を軽減でき、且つ、磁化のラベリング効果による感度を従来のＳＳ−ＡＳＬ法に匹敵する程度に高めることができる速度選択タイプのＡＳＬイメージングを提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して撮像領域のＡＳＬ画像を得る。パルスシーケンスは、撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する血流の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とし、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを含む。この速度選択パルスは、速度選択励起時にコントロールモード及びタグモードそれぞれにて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせるように生成される。
【選択図】 図４
【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して撮像領域のＡＳＬ画像を得る。パルスシーケンスは、撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する血流の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とし、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを含む。この速度選択パルスは、速度選択励起時にコントロールモード及びタグモードそれぞれにて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせるように生成される。
【選択図】 図４
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に造影剤を投与することなく、非侵襲でパフュージョン（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ：組織血流）又は血管の画像を提供することができるＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくイメージング（ＡＳＬイメージング）に関する。とくに、本発明は、空間選択（Ｓｌｉｃｅ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）を行うＡＳＬ法に固有の、血流がラベル領域からイメージング領域の関心組織に至る経路を通過するのに要する時間（すなわち、「ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ」）に起因した誤差を低減させたＡＳＬイメージングを実行可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置及びＡＳＬイメージング方法に関する。
【０００２】
なお、本発明で説明するＡＳＬ法とは、広義の意味でのスピンラベリング法の全体を指すこととする。
【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ＦＩＤ（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、組織のパフュージョンを評価するスピンラベリング（ｓｐｉｎ ｌａｂｅｌｉｎｇ）法、すなわちＡＳＬ法が知られている。このＡＳＬ法は、被検体に造影剤を投与することなく、つまり非侵襲の状態で、被検体の血管像やｍｉｃｒｏ ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ（灌流）を反映させたパフュージョン（組織血流）像など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。とくに、頭部の脳血流（ＣＢＦ）を中心に臨床応用も進んでおり、血流量の定量化も可能になりつつある。
【０００５】
ＡＳＬ法は、「ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ＡＳＬ （ＣＡＳＬ）法」と、「ｐｕｌｓｅｄ ＡＳＬ（ＰＡＳＬ）法」（ｄｙｎａｍｉｃ ＡＳＬ （ＤＡＳＬ）法とも呼ばれる）とに大別される。ＣＡＳＬ法は、大きな連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦを印加する手法であり、血管内のスピン状態をある時点でラベル（磁化）して、このラベルされた血液のボーラスがイメージングスラブ（観測面）に達した後の信号変化をイメージングする。一方、ＰＡＳＬ法はパルス状のａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦを印加する手法であって、血管内の磁化を常に変化させ、磁化された血流を持続的に受けている組織をイメージングすることでその組織のパフュージョンを評価する。このＰＡＳＬ法は、臨床用のＭＲＩ装置でも比較的簡単に実施することができる。
【０００６】
このＡＳＬイメージングでは、一般に、コントロールモード及びラベル（タグ）モードの２画像が生成される。タグモードとコントロールモード夫々において得られた画像データは、それら画像間の画素毎の差分演算に処せられる。この結果、イメージングスラブに流入する血液の情報、すなわち灌流を表すＡＳＬ画像が得られる。
【０００７】
すなわち、ＡＳＬイメージングでは、通常、静止組織からの信号をキャンセルし且つ毛細血管床に流入したスピンからの信号を血流画像として得られる。このため、タグ領域でラベリングされた動脈がイメージング領域の関心組織に流入するまでのある一定時間待って撮像したタグ画像（ｔａｇ画像）と、そのようなラベリングをしないでタグ画像と同一条件で撮像したコントロール画像（ｃｏｎｔｒｏｌ画像）との差分画像が演算され、この差分画像が血流画像、すなわちＡＳＬ画像となる。
【０００８】
近年、画像化するスラブ範囲の外で上流の動脈を空間的に選択してラベリングする各種の手法が提案されている。この手法のうち、ＰＡＳＬ法については、例えば、非特許文献１及び２に記載のものが知られているおり、一方、ＣＡＳＬ法については、例えば、非特許文献３に記載のものが知られている。これにより、空間選択に拠るＡＳＬ（ＳＳ−ＡＳＬ； Ｓｌｉｃｅ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ−ＡＳＬ）の臨床応用が進んできている。
【０００９】
このＳＳ−ＡＳＬ法のパルスイメージングを図１に模式的に示す。同図に示すように、コントロールモード及びタグモードのそれぞれのスキャンそれぞれにおいて、ＲＦパルスとスライス傾斜磁場Ｇｓとから成る空間選択パルス（ＳＳ−ｐｕｌｓｅ）を被検体に印加した後、一定の反転時間ＴＩだけ待って、イメージング領域に対するスキャンを行う。図１のスライス傾斜磁場Ｇｓの波形は、コントロールモード時については実線で示し、タグモード時については破線で示している。
【００１０】
通常、生体は、その大血管から末梢動脈に到る経路において、単位体積あたりの血管の平均容積が増大するに伴い、そこを流れる血流の速度が低下するという特性を有している。このため、血流がラベリング用のタグ領域からイメージング領域の関心組織に至るまでの経路を通過するのに要する時間（“ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ：Ｔｄ”と呼ばれている）も無視できない場合が多い。
【００１１】
このＴｄ時間がラベリングした水のＴ１緩和（縦緩和）に比べて無視できない場合（つまり、Ｔｄ＞Ｔ１の場合）、上流の動脈血をラベリング後した後、画像化するまでの時間であるＴＩ時間内に、ラベリングされた血液は、画像化するのに充分な縦磁化を維持した状態で関心組織に到達することはできない。このため、イメージング領域における血液のフローが実際より過小評価されてしまう。空間選択に拠るＡＳＬ（ＳＳ−ＡＳＬ）では、原理的にイメージングスラブ内の血管をラベルすることができないため、マルチスライスで脳全体をカバーしようとする場合、かかる影響が特に大きくなる。その場合でも、血流速が速い正常人にあっては、ＳＳ−ＡＳＬで十分な精度のＡＳＬ画像が得られることが非特許文献４により報告されてはいる。しかしながら、脳梗塞などの血流速が低下あるいは、側副血行路のためにＴｄ時間が長くなる症例では、血流はラベリング後の１〜２ｓｅｃのＴＩ時間内にイメージング領域の関心部位には到達できないため、フローが実際よりも過小評価される場合が多く、問題点として報告されている。
【００１２】
これに対してＴｄ時間の影響を低減するために、イメージングスラブ内の血液もラベリング可能な方法が提案されている。これは、ある速度以上の流れのスピンを選択的にラベルする方法であり、非特許文献５により提案されている。この方法を正常者での脳のＡＳＬ画像に応用した結果が、非特許文献６に示す如く、２００２年ＩＳＭＲＭ学会にてＥ．Ｗｏｎｇ等により報告された。
【００１３】
この非特許文献５及び６に拠るＡＳＬイメージング法は、ある値以上の速度で流れている血流をラベリング可能な速度選択パルス（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ−Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ｐｕｌｓｅ）を用いて、スラブ内の遅い血管床の近位血管をラベルする方法（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ−Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＡＳＬ：ＶＳ−ＡＳＬ）である。
【００１４】
このＶＳ−ＡＳＬ法に拠るパルスシーケンスの概要を図２に示す。同図に示すように、ＶＳ−ＡＳＬ法の場合、コントロールモードにおいて速度選択パルス（ＶＳ−ｐｕｌｓｅ）として、空間非選択の９０°（ｘ）−１８０°（ｙ）−９０°（−ｘ）のＲＦパルスを加える。一方、タグモードにおいては、速度選択パルス（ＶＳ−ｐｕｌｓｅ）として、かかる９０°（ｘ）−１８０°（ｙ）−９０°（−ｘ）のＲＦパルスにＭＰＧパルスである速度エンコード（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｅｎｃｏｄｅ）パルス列を加えて成るパルス群を加える。これにより、コントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて、コントロール画像及びタグ画像が得られるので、両画像の差分を演算する。この差分画像がＡＳＬ画像となる。このＡＳＬ画像では、ｖ＝Ｖｅｎｃ（速度エンコードパルス列で横磁化になったスピンが９０°回転する流速）以上の流速を有するスピンが励起（ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ）される。このＶＳ−ＡＳＬ法は、片側（コントロールモード時）にだけにｖ＞Ｖｅｎｃのスピンの磁化（Ｍｚ）が生じることから、ここではｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法と呼ぶことにする。
【００１５】
【非特許文献１】
Ｋｗｏｎｇ ＫＫ， Ｃｈｅｓｌｅｒ ＤＡ， Ｋｏｆｆ ＲＭ， Ｄｏｎａｈｕｅ ＫＭ ｅｔ ａｌ．： ＭＲ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｔｕｄｉｅｓ ｗｉｔｈ Ｔ１−ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ． Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ １９９５； ３４：８７８−８８７
【００１６】
【非特許文献２】
木村徳典： Ｍｏｄｉｆｉｅｄ ＳＴＡＲ ｕｓｉｎｇ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｓｌａｂｓ （ＡＳＴＡＲ）法による非侵襲血流イメージング． 日磁医誌 ２００１；２０（８），３７４−３８５
【００１７】
【非特許文献３】
Ａｌｓｏｐ ＤＣ， Ｄｅｔｒｅ ＪＡ： Ｒｅｄｕｃｅｄ ｔｒａｎｓｉｔ−ｔｉｍｅ ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｍａｇｅｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｃｅｒｅｂｒａｌ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ． Ｊ．Ｃｅｒｅｂ．Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｍｅｔａｂ． １９９６； １６，１２２３−１２４９
【００１８】
【非特許文献４】
木村徳典他： Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇイメージングにおける局所脳血流量の定量化簡便法−Ｐｕｌｓｅｄ ＡＳＬ法におけるシミュレーションとｃｏｌｄ−ｘｅｎｏｎ−ＣＴ ＣＢＦとの相関−． 日磁医誌２００２；２２（３）：１１１−１２４
【００１９】
【非特許文献５】
Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ ｅｔ ａｌ． Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｐｕｌｓｅ Ｔｒａｉｎｓ． Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓ．１９９９；１３７，２３１−２３６
【００２０】
【非特許文献６】
Ｗｏｎｇ ＥＣ ｅｔ ａｌ． Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ． Ａｂｓｔ Ｉｎｔ Ｍａｇｎ Ｒｅｓ Ｍｅｄ ２００２；ｐ６２１
【００２１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法は、以下のような未解決の問題点を有していた。
【００２２】
（１）第１番目の未解決の問題は、感度が低いということである。具体的には、従来のＳＳ−ＡＳＬ法の場合、磁化Ｍｚのほぼ２倍のラベリング効果があるが、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法の場合、感度が１倍以下となり、ＳＳ−ＡＳＬ法に比べて低い。
【００２３】
（２）第２番目の未解決の問題は、アーチファクトに関する。具体的には、文献（Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎ ＭＡ ｅｔ ａｌ． “Ｃｏｎｃｏｍｉｔａｎｔ Ｇｒａｄｉｅｎｔ ｔｅｒｍｓ ｉｎ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ ＭＲ： Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ．” Ｍａｇ．Ｒｅｓｎ．Ｍｅｄ．１９９８；３９，３００−３０８）で明らかなように、このｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣ タイプのＶＳ−ＡＳＬ法において、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍと呼ばれる主磁場方向以外の傾斜磁場成分に起因する空間的な２次分布となる位相エラーが生じ、この位相エラーがＡＳＬ画像では流れのない筈の静止組織（バックグラウンド）に残存するアーチファクトとなり、画質を低下させる。
【００２４】
（３）第３番目の未解決の問題は、撮像時間の延長の問題である。通常、ＡＳＬ法は加算平均処理を伴うので、加算平均するための複数組のデータが収集される。つまり、１サイクルのパルス系列の印加が一定間隔毎に複数回繰り返される。この加算平均の処理をｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法に適用しようとすると、このＶＳ−ＡＳＬ法は空間的に非選択であるため、１サイクルのパルス系列が印加された後、次のタグモードのパルス列を加える前に、血液の縦磁化の回復に対して十分な回復時間を設定してやる必要がある。このため、スキャン時間が長期化するという問題に帰着する。特に、全身コイルを用いてＲＦ送信する場合、心臓も含めた領域がＲＦパルスで励起されるため、スキャン（撮影時間）が延長される。
【００２５】
本発明は、上述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法が抱える種々の問題に鑑みてなされたもので、Ｔｄ時間に因る誤差を軽減できることに加え、磁化のラベリング効果による感度を従来のＳＳ−ＡＳＬ法に匹敵する程度に高めることができる速度選択タイプのＡＳＬイメージングを提供することを、その第１の目的とする。
【００２６】
また、本発明は、上述した第１の目的を達成するとともに、低速から高速の血流まで広範囲にラベリングでき、これにより、ラベリングされる血流の速度範囲を限定しなくて済むＡＳＬイメージングを提供することを、その第２の目的とする。
【００２７】
さらに、本発明は、速度選択パルスを用いてＡＳＬイメージングを実行するときに、その速度選択パルスによるスピンの位相の空間分布を補正して画質や描出能の向上を図ることを、第３の目的とする。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
上記第１の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、その１つの態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置であり、前記パルスシーケンスに、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを設定し、この速度選択パルスを、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された縦磁化が互いに逆極性になるように形成したことを特徴とする。なお、本発明では、上述の構成と同等の機能を発揮するＡＳＬイメージング法も提供される。
【００２９】
このように、コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせることで、縦磁化に戻した（ｆｌｉｐ ｂａｃｋ）したときに、流体の磁化成分が互いに逆極性になる。このため、コントロールモードとタグモードの差分を演算してＡＳＬ画像を生成したときに、信号値が２倍近い値になる。
【００３０】
例えば、前記速度選択パルスは、空間的に非選択であっても、空間選択であってもよい。空間選択の場合には、例えば、前記速度選択パルスは、時間軸上で最初に印加される第１のフリップパルスと、この第１のフリップパルスの後で印加される反転パルスと、この反転パルスの後で印加される第２のフリップパルスと、前記第１のフリップパルスを印加した後であって前記反転パルスを印加するまでの期間と当該反転パルスを印加した後であって前記第２のフリップパルスを印加するまでの期間のそれぞれにおいて印加される速度エンコードパルスと、前記第１及び第２のフリップパルス並びに反転パルスとともに印加され且つ前記撮像領域を含む領域を空間的に選択する傾斜磁場パルスと含む。
【００３１】
好適には、前記第１及び第２のフリップパルスは９０°ＲＦパルスで形成され、前記反転パルスは１８０°ＲＦパルスで形成される。
【００３２】
このとき、例えば、前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスの極性を互いに反対にし、且つ、前記第２のフリップパルスを互いに同じフリップ位相に設定してもよいし、また、前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスを互いに同じ極性に設定し、且つ、前記第１又は第２のフリップパルスのフリップ位相を互いに反転させてもよい。
【００３３】
また、前記第２の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、別の態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置であり、前記パルスシーケンスは、前記撮像領域の範囲外で空間的に領域を選択して当該領域内の磁化スピンを横磁化に励起する空間選択パルスと、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスとを含むことを特徴とする。なお、本発明によれば、上述の構成と同様の機能を発揮するＡＳＬイメージング方法も提供される。
【００３４】
この構成により、ＭＲＩの非侵襲血流イメージングであるＡＳＬイメージングにおいて、より定量性の高い流体イメージングを提供できる。すなわち、既存の空間選択のＡＳＬ法における最大の問題であるＴｄ（ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ）時間に起因する誤差を低減することができる。具体的には、速度選択と空間選択の両方を組み合わせることで、高速の流速の流体（血流など）は空間選択パルスでラベリングでき、比較的遅い流速の撮像領域内の流体（血流など）は速度選択パルスでラベリングできる。これにより、既存の速度選択法によるＡＳＬイメージングに比べて、約２倍のラベリング感度（ＳＮＲ）を得ることができる。
【００３５】
さらに、前記第３の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、別の態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得る手段を有し、前記パルスシーケンスは、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを含むように形成したＭＲＩ装置であり、前記速度選択パルスの位相の補正量を求める位相補正量演算手段と、この位相補正量演算手段により演算された補正量を前記パルスシーケンスに反映させる位相補正手段とを備えたことを特徴とする。また、本発明では、上述と同等の機能を有するＡＳＬイメージング方法も提供される。
【００３６】
本発明のその他の態様に係る具体的な構成及び特徴は、以下に記す発明の実施形態及び添付図面により明らかにされる。
【００３７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づき説明する。
【００３８】
（第１の実施形態）
図３〜１２を参照して、本発明に係る第１の実施形態を説明する。
【００３９】
この第１の実施形態に係るＭＲＩ装置を、図３に示す。このＭＲＩ装置は、本発明に係る各種のタイプのＡＳＬイメージングを行う機能を有する。
【００４０】
最初に、ＭＲＩ装置の概略構成から説明する。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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１２、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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
本実施形態のＡＳＬイメージング法は、例えば、ＡＳＴＡＲ法、ＳＴＡＲ法、ＥＰＩＳＴＡＲ法、ＦＡＩＲ法など、任意の手法を使用できる。また、それらの手法で採用可能な、一定時間ＴＩ後に印加する画像化のためのパルスシーケンスについては、縦磁化の大きさ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Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法、ハイブリッドＥＰＩ法、及びＳＳＦＰ法などである。
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。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。
【００５０】
記憶ユニット１１は、生データ及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。
【００５１】
ここで、第１の実施形態で実行されるＢＶＳ−ＡＳＬ（Ｂａｎｄ−Ｌｉｍｉｔｅｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ ＡＳＬ）法について説明する。
【００５２】
このＢＶＳ−ＡＳＬ法は、前述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法に因る問題点に鑑みて着想された新規のＡＳＬ法であり、ラベリングされる血液の速度がある速度範囲に限定されるものの、かかるｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法の約２倍の信号感度を有するＡＳＬ法である。
【００５３】
このＢＶＳ−ＡＳＬ法は、コントロールモード及びタグモードともに、速度選択パルスであるＢＶＳパルス（Ｂａｎｄ−ｌｉｍｉｔｅｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ｐｕｌｓｅ：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ）を用いてスライス選択でコントロールスラブ及びタグスラブをそれぞれＲＦ励起する。このＲＦ励起に際し、静止スピン（速度ｖ＝０）が非励起で、流れているスピンが速度ｖ＝Ｖｅｎｃをピークに０〜２＊Ｖｅｎｃの速度範囲が励起されるようにＲＦパルス及び速度エンコードパルス（例えば、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルス）ＶＥＮＣが設定される。
【００５４】
この速度選択パルス：ＢＶＳ−ＰＵＬＳＥには、ＲＦパルスや速度エンコードパルスＶＥＮＣの印加の仕方により、図４〜６に示す如く、数種類のタイプが提供される。いずれのタイプもＲＦパルスとして、スピンのフリップ角が９０°、１８０°、及び９０°のＲＦパルスをスライス方向傾斜磁場Ｇｚと共に所定間隔で印加し、そのＲＦパルスの印加相互の間に速度エンコードパルスＶＥＮＣを印加する構成になっている。これにより、流れている血流スピンには、その速度ｖ＝Ｖｅｎｃをピークに０〜２＊Ｖｅｎｃの速度範囲が励起されるように印加強度や印加方向が設定される。
【００５５】
図４〜６に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅのうち、ＲＦパルスの印加法により２通りのタイプに分かる。
【００５６】
一方のタイプは、図４（ａ）及び５（ａ）に示す如く、９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列を採り、速度エンコードパルス（ＭＰＧパルス）ＶＥＮＣはコントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて極性を互いに反転して印加する方法である。
【００５７】
このうち、図４（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スラブ選択用のスライス傾斜磁場Ｇｓはコントロールモード及びタグモードともに同極性で印加され、速度エンコードパルスＶＥＮＣのみがコントロールモード及びタグモードの間で極性反転される。ただし、この速度エンコードパルスＶＥＮＣの振幅はコントロールモード及びタグモードで同じである。このＢＶＳパルスの場合、ＲＦパルスと同時に印加しているスラブ選択用のスライス方向傾斜磁場Ｇｓは同極性でもよいが、速度エンコードパルスＶＥＮＣと対にして反転させることもでき、その場合には、絶対値は同一の速度エンコードパルスＶＥＮＣを使用できる。図４（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００５８】
これに対し、図５（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スライス傾斜磁場Ｇｚ及び速度エンコードパルスＶＥＮＣともに、コントロールモード及びタグモードの間で極性反転される。ただし、この速度エンコードパルスＶＥＮＣの振幅はコントロールモード及びタグモードで同じである。図５（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００５９】
もう一方のタイプの速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅは、図６（ａ）に示す如く、スライス傾斜磁場Ｇｚ及びＭＰＧパルスＶＥＮＣともに、コントロールモード及びタグモードの間で同一極性に保持し、且つ、９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（−Ｙ）／９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列を採り、１番目又は２番目の９０°パルスをコントロールモード及びタグモード間でＲＦ位相を反転させて印加する方法である。なお、この９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（−Ｙ）／９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列は、２番目の９０°パルスのＲＦ位相をコントロールモード及びタグモード間で反転させることを示している。その場合、コントロールモードのときに９０（−Ｙ）であり、タグモードのときに９０（Ｙ）であってもよいし、その反対であってもよい。ただし、後述の第２の実施形態に係るＳＳ−ＡＳＬ法と組み合わせる場合には、コントロール／タグのモードそれぞれにおいて、血流の磁化Ｍｚの極性を一致させるようにコントロールする必要がある。この場合、コントロール／タグのモードそれぞれにて第１の９０°パルスの位相を反転させても良い。例えば、コントロールモードのときに、９０°（Ｘ）−１８０°（Ｙ）−９０°（−Ｙ）のＲＦ位相とし、タグモードのときに、９０°（−Ｘ）−１８０°（Ｙ）−９０°（−Ｙ）のＲＦ位相としてもよい。
【００６０】
図６（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００６１】
これらの速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅで採用されている速度エンコードパルスＶＥＮＣは、ＢＶＳ−タグによるコントロールモード及びタグモードでの磁化Ｍｚの極性が互いに反転することからｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣと呼ぶことにする。
【００６２】
データ収集後の画像化処理には、コントロール画像とタグ画像の差分を演算し、その後に差分画像の絶対値を演算する工程を含むので、図４、５に示す速度エンコードパルスＶＥＮＣの極性の組み合わせや、図５に示すＲＦパルスのＲＦ位相の組み合わせは、前述したものとは逆でもよく、コントロールモード及びタグモードにおける磁化Ｍｚを互いに反転させることができる組み合わせであればよい。
【００６３】
ここで、図７〜９を参照して、ＢＶＳ−ＡＳＬ法を実施に際し、ｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣを含む速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを印加した場合の、血流とそのスピンの位相シフト及び縦磁化Ｍｚとの関係を説明する。
【００６４】
なお、この説明におけるＲＦ磁場の場合、「＋Ｘ」はＸ軸の周りに時計周りに回ると定義し、静磁場のスピンに対する回転方向の符合のとり方とは逆になっている。スピンのＢ０（Ｚ）軸の回りの位相は、反時計周りが正と定義されるので、スピンが傾斜磁場の正方向に動くと、位相は負にシフトすることになる。このため、上述のＲＦパルス列の場合、スピンは、左手座標系で座標中心に向かって時計周りでＸ軸の周りに９０°、Ｙ軸の周りに１８０°、最後に−Ｙ軸の周りに９０°回転される。このため、ＭＰＧパルスから成る速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣ）により位相シフトを受けた横磁化が縦磁化に戻される。
【００６５】
つまり、図７（ａ）、（ｂ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚはその磁場が大きくなる向きをＺ軸方向にとり、速度エンコードパルスＶＥＮＣは、コントロールモードで正に、またタグモードで負に設定するとする。この場合、図７（ｃ）に示すように、正方向へ流れる血流スピンの位相は、流速に応じて、コントロールモードにおける最後の９０°パルスを受ける直前では負方向にシフトしており、またタグモードでは最後の９０°パルスを受ける直前では正方向にシフトしている。また、負方向に流れる血流スピンの位相は、上記とは反対方向にシフトしている。
【００６６】
このように位相シフトの極性は傾斜磁場の極性と流れの方向との関係できまるが、最後のフリップパルス（２番目の９０°パルス）により、コントロールモードで＋Ｍｚ、タグモードで−Ｍｚになるように制御される（図８（ｂ）参照）。流速ｖ＝Ｖｅｎｃのときには、コントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて＋／−９０°の位相シフトを生じ、最後のフリップパルスの直後にて絶対値で最大の縦磁化Ｍｚを与える。一方、静止したスピンはＹ軸上にあるため９０（−Ｙ）を受けた直後の縦磁化ＭｚはＭｚ＝０となる。定速流の血流の場合、コントロールモード及びタグモードの間の差では、ｖ＝０且つｖ＝２＊Ｖｅｎｃにて縦磁化Ｍｚ＝０となり、ｖ＝Ｖｅｎｃにて縦磁化Ｍｚ＝最大値２をとる特性ｃｏｓｉｎｅ型となり、層流を仮定すればｃｏｓｉｎｃ型になる（図９参照）。
【００６７】
現在広く流速測定や血管イメージングに使用されているＰｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ（ＰＣ）法でもｂｉｐｏｌａｒ型の速度エンコードパルスＶＥＮＣを用いており、本発明に係るＢＶＳ−ＡＳＬ法も、横磁化の段階まではＰＣ法と同様のスピン挙動を利用している。しかしながら、スピンを横磁化のまま放置した場合、Ｔ２緩和で減衰してしまうのに対し、ＢＶＳ−ＡＳＬ法では、その横磁化を縦磁化に戻すようにＲＦパルスを印加する点が著しく異なる。このように縦磁化に戻すことにより、Ｔ２緩和をＴ１緩和に戻し、緩和時間を延長させることができる。この緩和時間の延長により、イメージングスラブにおける関心部位の画像化に必要な、タグスラブでラベリングされた動脈血が血管床に到達するまでの待ち時間を確保することができる。具体的には血液の緩和時間は１．５ＴｅｓｌａではＴ２＝１００〜２００ｍｓｅｃ前後であるが、かかる縦磁化への戻しによって、Ｔ１＝１．２〜１．５ｓｅｃに延長される。画像化のためには、ラベリング後の待ち時間ＴＩは、１ｓｅｃ程度は必要である。
【００６８】
なお、上述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにおいて、グラジェントエコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法でなく、スピンエコー（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を用いているが、これは、ＰＣ法と異なり、ＶＳ−ＡＳＬ法の場合、スピンを縦磁化に戻すためにスラブ全体で静磁場不均一性による位相誤差をキャンセルする必要があるためである。
【００６９】
このため、静磁場の不均一を無視し得る場合（例えば、関心領域ＦＯＶが小さいか、エコー時間ＴＥが短い場合など）は、スピンエコーでなく、グラェントエコー法に拠る速度選択パルスを用いることもできる。
【００７０】
続いて、本実施形態に係るＭＲＩ装置で実行されるＡＳＬイメージングの作用効果を説明する。
【００７１】
前述のように設定される速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを用いたＢＶＳ−ＡＳＬ法のパルスシーケンス情報がホスト計算機６からシーケンサ５に送られる。なお、このパルスシーケンスは、従来周知の例えばＡＳＴＡＲ（ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｅｄ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｕｓｉｎｇ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｓｌａｂ）法、ＳＴＡＲ（ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法、ＥＰＩＡＴＡＲ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ ＭＲ ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法、ＦＡＩＲ（ｆｌｏｗ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法などの、適宜なパルス法に拠るＡＳＬ法に基づいて構成されている。
【００７２】
このパルスシーケンスの一例を図１０に示す。同図のパルスシーケンスは、一例として、図４に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと高速ＦＥ法に拠る２次元のイメージングシーケンスとから成る。
【００７３】
このホスト計算機６からのパルスシーケンスに基づいて、シーケンサ５は、当該パルスシーケンスに関連するユニット、すなわち、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、及び受信器８Ｒを駆動・制御する。これにより、ＢＶＳ−ＡＳＬ法のパルスシーケンスのパルス列に基づいてＲＦパルス及び傾斜磁場パルスが印加され、エコー信号が収集される。
【００７４】
このため、コントロールモード及びタグモードそれぞれの元で、スラブを形成する各スライスに対して、複数回ずつ（すなわち複数ショットずつ）、図１０に示すパルスシーケンスが実行される。各ショットの励起により、１スライス分のエコー信号がＲＦコイル７を介して受信される。各エコー信号は受信器８Ｒにおいてデジタル量のエコーデータに処理され、このエコーデータがシーケンサ５を介して演算ユニット１０に転送される。
【００７５】
演算ユニット１０は、この順次、転送されてくるエコーデータ（再構成前の生データ）を受信して、一例として、図１１に示す処理を行い、差分画像であるＡＳＬ画像を得る。具体的には、コントロールモード及びタグモードの別に、生データＳｃｏｎｔ（Ｓｔａｇ）を読み込み、複数回のショットについてデータの平均化し、再構成し、次いで絶対値を演算する（ステップＳ３６ａ´〜Ｓ３６ｅ´；Ｓ３６ａ〜Ｓ３６ｅ）。これにより、コントロールモードについて絶対値化されたコントロール画像｜Ｖｃｏｎｔ｜が、一方、タグモードについて絶対値化されたタグ画像｜Ｖｔａｇ｜がそれぞれ得られる。
【００７６】
そこで、演算ユニット１０は、画素毎に、ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖｃｏｎｔ｜−｜Ｖｔａｇ｜の差分演算を行って、ＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａを得る。この一連の処理に伴う画像化までの流れを図１２に模式的に示す。
【００７７】
本実施形態では、このようにして、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠るＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａが得られる。このＡＳＬイメージングは、以下のような特徴を有する。
【００７８】
本実施形態にあっては、コントロールモード及びタグモード間の差分信号（ＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａの信号）は、層流を仮定した場合ｃｏｓｉｎｃの特性になるが、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプの０〜Ｖｅｎｃにおけるｓｉｎｃ特性に比べて、約２倍近くの強度の信号を得ることが可能である。Ｖｅｎｃの大きさは、ラベリングしたい動脈の流速範囲に応じて決める必要がある。脳の場合、ＴＩ＞１ｓｅｃに設定する場合では、最大値２＊Ｖｅｎｃが５０〜１００ｃｍ／ｓｅｃ程度の速度範囲をカバーしている必要があり、Ｖｅｎｃ＝Ｖｍａｘ／２に決めることで、かかる要求は満足される。
【００７９】
その一方で、ラベリング後の待ち時間となるＴＩが短ければ、ＴＩ時間内に血管床内に流入して来ない遠位の動脈までラベリングする必要はない。流入する可能性のある部分の動脈までカバーできればよく、遅い流速の磁化Ｍｚを大きくした方がＳＮＲを向上させることができると考えられる。
【００８０】
本発明者が、ＢＶＳ−ＡＳＬ法について、その効果を確認する実験を行ったところ、Ｖｅｎｃ＝１２ｃｍ／ｓ程度の場合でも、ＴＩ＝２００ｍｓで、良好なＳＮＲのＡＳＬ画像が得られている。
【００８１】
また、本実施形態によれば、従来技術の問題点で指摘されたＭａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相誤差の影響を軽減又は排除することができる。具体的には、前述した非特許文献４で示されているように、コントロールモード及びタグモード間で傾斜磁場が各々他の軸とクロスする項がなくかつ傾斜磁場強度の２乗の時間積分が同じならば、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる影響を差分によりキャンセルさせることは知られている。このため、本実施形態に係るＶＢＳ−ＡＳＬ法は、かかる条件を満足しているので、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相誤差の影響を殆ど受けずに済む。なお、パルス間隔はＴ２緩和によるＳＮＲ低下を最小にするためには、短い方が望ましく、同一の流速ｖ＝Ｖｅｎｃを与える速度エンコードパルスＶＥＮＣであっても、そのパルス強度を大きくすると、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相差は速度エンコードパルスＶＥＮＣ の強度の２乗で大きくなる。このため、パルス間隔を短かくするほど、非特許文献６に示したＷｏｎｇ等のＡＳＬ法に比べて、本発明に係るＶＢＳ−ＡＳＬ法の方がより望ましいＳＮＲを得ることができる。
【００８２】
前述したように、本実施形態に係るｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣは、同一値のｖ＝Ｖｅｎｃであれば、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣに比べて、低速流側でも劣化させずに約２倍の効率が得られる。このため、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプの２倍の流速であっても、低速側での効率は低下することはないし、ｖ＝Ｖｅｎｃ近辺でのラベリング効率は向上する。このため、必要ならば、図９に示す磁化Ｍｚ対流速（ＭＺ ｖｓ． ｖｅｌｏｃｉｔｙ）の特性を任意に設定する方法として、加算平均の加算回数（ＮＡＱ）毎に流速Ｖｅｎｃを変化させ、低速流側に重みを置いたＭｚ特性を与える方法を実施することもできる。この場合、入力関数をエッジ強調タイプに設定することで、組織血流モデルにおけるＭＴＦ（Ｍｏｄｕｌａｒ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）とのｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎである応答関数の低域立ち上がりの特性を改善することができる。具体的には、血管床内に流入したラベリングされた血流の先端のエッジ特性を向上させる。これにより、ＴＩが短時間の場合でも、高いＳＮＲを得ることができる。
【００８３】
なお、このＢＶＳ−ＡＳＬ法においては、上述の如く空間的なスラブは選択するように速度選択パルスを設定する一方で、このＢＶＳ−ＡＳＬ法を単独で使用する（後述するようにＳＳ−ｔａｇパルスと組み合わせない）場合、スラブを選択しないように速度選択パルスを設定してよい。つまり、ＲＦパルスはスライス方向の傾斜磁場の印加を伴わずに印加されるように構成してもよい。
【００８４】
（第２の実施形態）
続いて、図１３を参照して、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。この実施形態のＭＲＩ装置において、前述した第１の実施形態に係るＭＲＩ装置と同一又は同等の構成要素には同一符号を用いて、その説明を省略又は簡略化する（後から説明する第３の実施形態以降でも同様とする）。
【００８５】
この第２の実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明に係るＡＳＬイメージングを実行する機能を有し、とくに、より広い血流速度範囲に対処できるようにしたことを特徴とする。
【００８６】
この第２の実施形態で実行するＡＳＬイメージングは、前述したＢＶＳ−ＡＳＬ法を補強する手法である。前述したＢＶＳ−ＡＳＬ法を単独で実施する場合、流速ｖ＝Ｖｅｎｃの設定具合によっては、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅによってタギングされるスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇ（例えば図４（ｂ）参照）の外側にて、速い流速の動脈をラベリングできない場合がある。そこで、この速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅと組み合わせて印加するように構成することで、より広範囲の流速に対して感度を有するラベリングが可能になる。ただし、このように速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス（ＳＳ−ｐｕｌｓｅ）とを組み合わせる場合、スラブＢＶＳ−ｔａｇ内の最大流速の動脈をカバーするように速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに拠る流速ｖ＝Ｖｅｎｃを設定する必要があり、このように設定することで、双方のパルスによりラベリングされるスラブに含まれる動脈が満遍なくラベリングされる。
【００８７】
かかる組み合わせに拠るパルス系列の一例を図１３（ａ）に、そのパルス系列によりタギングされる（タグモードのとき）空間領域の位置関係を同図（ｂ）にそれぞれ示す。このパルス系列の場合、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅが印加され、続いて、前述したと同様に形成された速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅが印加されるように構成されている。図１３（ｂ）に示すように、ＢＶＳパルスによりタギングされるスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇの位置は、所望のイメージングスラブは勿論のこと、当該イメージングスラブと空間選択パルスによりタギングされるスラブ：ＳＳ−ｔａｇとのギャップをも含むように設定される。同時に、このスラブ：ＳＳ−ｔａｇは、イメージングスラブに流入する動脈の上流側に位置し、且つ、スラブ：ＢＶＳ−ｔａｇに重ならないように設定されている。
【００８８】
ただし、上述のように、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとを組み合わせる場合、ＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る磁化Ｍｚの極性がコントロールモード及びタグモードの双方で同一になるように設定する必要がある。すなわち、前述したＶＢＳ−ＡＳＬ法と合わせて説明すると、ＳＳ−ＡＳＬ法のタグパルスがインバージョンパルスの場合、その極性はコントロールモードで正に、タグモードで負になるように設定する必要がある。勿論、コントロール及びタグそれぞれのモードで、この逆の極性で合っても良い。
【００８９】
その他の構成及びＡＳＬ画像の生成に関わる処理は、第１の実施形態と同様である。このため、本第２の実施形態によっても、前述した第１の実施形態の同様の作用効果が得られるとともに、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとの併用により、より広範囲な速度の血流に対して高い描出能を発揮できるという効果がある。
【００９０】
とくに、最も多い脳に対する応用の場合、イメージングスラブには遅い動脈が多く含まれ、このイメージングスラブの外には流速の速い頚動脈や前中後大脳動脈の起始部が含まれるように設定されることが多い。このため、本実施形態のように、イメージングスラブの内外を別々のタギングスラブでカバーすることは実情に即した好ましい設定である。空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇのみでは、イメージングスラブ内部の動脈血をラベリングすることは不可能であるから、たとえ全体がカバーされなくても、空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇ単独で使用する場合よりも、Ｔｄ時間に因る誤差を低減させることができる。
【００９１】
このため、本実施形態の手法は、前述したＶＢＳ−ＡＳＬ法で対象とする血流範囲よりも、さらに高速側の血流をもラベルしたい場合に好適に実施することができる。また、本実施形態の手法は、速度エンコードパルスＶＥＮＣや反転時間ＴＩの設定にロバストであるという利点もある。
【００９２】
さらに、本発明の組み合わせ手法によれば、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法のみを用いる場合に比べた場合でも、ラベリング効率を約２倍に向上させることができる。このため、同一のＴＩ時間なら約２倍の強度の磁化Ｍｚを得ることができ、約２倍のＳＮＲの血流画像を得ることができる。一方、半分以下のＴＩ時間でも、同一量の磁化Ｍｚを得ることができる。加えて、スラブ選択するので、これから流入する遠位の動脈血の励起が抑制され、次のＮＡＱのための励起までのＴ１時間の回復に要する待ち時間が短くて済むという利点もある。このため、スキャンに要する時間効率が向上し、より短時間の測定が可能になる。さらに、全身送信コイルを使用する場合は、心臓内の血液も励起されるため、かかる効果はより顕著になる。
【００９３】
なお、図１３に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに組み込まれる１８０°パルスの代わりに、ＳＳ−ＡＳＬ法において磁化の反転効率を向上させるために広く用いられているａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅを２個連続して印加するように設定してもよい。この２個の連続印加により、位相特性を向上させることができる上に、それ自体、フローに対し位相分散効果があるため、速度エンコードパルス（ＭＰＧパルス）の強度を低下させて使用することもできる。なお、かかる１８０°パルスを上述の１個のａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅで代替させることはできない。それは、ａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅを１個印加しても、横磁化の位相が次の９０°パルスの直前で収束しないからである。
【００９４】
なお、この速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとを組み合わせと同等の機能を有する、変形した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの例を図１４に示す。図１４（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、タグモードの１８０°パルスと共に印加されるスライス用傾斜磁場Ｇｚの強度を、コントロールモードの１８０°パルス及び両モードの９０°パルスのそれぞれと共に印加されるスライス用傾斜磁場Ｇｚの強度よりも小さく設定してある。これにより、タグモードにおける１８０°パルスによるタグスラブは、図１４（ｂ）に示すように、厚くなる。
【００９５】
つまり、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅによりタギングされるＢＶＳスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇは、コントロールモードでは９０°、１８０°、９０°の全パルスが印加されるスラブであるから、タグモードにおいて１８０°パルスが印加される大きなスラブのうち、ＢＶＳスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇを除いた両側の部分が空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇとして機能する。したがって、図１４（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅを付加せずとも、図１３（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同等の作用効果を発揮できるとともに、スキャン時間の短縮化を図ることができる。
【００９６】
（第３の実施形態）
続いて、図１５を参照して、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【００９７】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、空間非選択でｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＡＳＬイメージング法でありながら、スラブ選択を行うことを特徴とする。
【００９８】
これを実現するために、図１５に示す如く、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにＧＭＮパルスを用いてスラブ選択を行うようにパルスシーケンスを構成する。
【００９９】
スラブ選択を行うと、コントロールモードで速度エンコードの効果（ある速度以上に対して位相がシフトする）が生じるため、スラブ選択のための傾斜磁場パルスをｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ （ＧＭＮ）の形態に設定する。タグモード側は、これまでの実施形態と同様に、ＭＰＧパルスで速度エンコードを与えるように形成する。これにより、タグ画像及びコントロール画像間の減算後、流れのある動脈血の磁化Ｍｚも保存される。
【０１００】
実用的なＭＰＧパルスとしては、速度項までのエンコード機能は必要であり、さらには、脈動流を考慮すると、加速度項までのエンコード機能を含めたパルスに形成することが望ましい。これにより、広範囲の動脈血の磁化Ｍｚを保存できる。
【０１０１】
上述のようにＧＭＮパルスを用いてスラブ選択を行う速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを印加する点を除いて、ＭＲＩ装置の構成及びＡＳＬイメージングの処理は前述した第１の実施形態と同様である。
【０１０２】
このため、従来の空間非選択な速度選択タグＶＳ−ｔａｇとは異なり、本実施形態に係るＭＲＩ装置では、空間選択とともに、速度選択タギングがなされることから、スキャン時の繰り返し時間ＴＲを短縮することができるという効果がある。
【０１０３】
また、ＭＰＧパルスを、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍの位相項は
【数１】
の式で示される傾斜磁場の二乗積分の差Ｐｃとなるように設定すれば、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍの位相項がキャンセルされて、かかる位相項による影響を殆ど排除することができる。
【０１０４】
（第４の実施形態）
さらに、図１６，１７を参照して、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【０１０５】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、速度選択パルス（従来の非特許文献５，６などにみられる速度選択パルスＶＳ−ｐｕｌｓｅ及び前述した実施形態に係る速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを含む）の位相を調整する機能を備えることを特徴とする。
【０１０６】
この速度選択を、ＭＲＩ装置のパルスシーケンスに組み込むうえで、その位相の調整が重要である。一般に、渦電流や磁場不均一性に因って、ＲＦパルスの位相は、理論的な値からシフトする。脳血流に基づいて得られるＡＳＬ画像の信号はコントロール信号の０．１％以下のオーダーであることや、定量化のためには更にその１／１０程度の精度（０．０１％）が要求されることから、１°以下のオーダーでの位相調整が必要になる。
【０１０７】
この位相調整については、前述した実施形態のように、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍを無視できる条件で撮像したとすると、イメージングスラブの範囲内で空間的に０次および１次までの位相分布を補正すれば十分と考えられる。コントロールモード及びタグモードの各々にて速度選択パルスが印加されたときに、横磁化のＹ軸からの位相シフトをφｅｒ，ｃｏｎｔ 、φｅｒ，ｔａｇとすると、速度選択パルスに含まれる最後の９０°パルスの印加直前で、φｅｒ，ｃｏｎｔ ＝φｅｒ，ｔａｇ＝０という条件が成立することが理想である。そこで、この条件が成立するように、位相シフトをφｅｒ，ｃｏｎｔ 、φｅｒ，ｔａｇを調整することが、本実施形態の目的である。
【０１０８】
位相シフトφｅｒ，ｃｏｎｔ ＝φｅｒ，ｔａｇ≠０の場合、コントロールモード及びタグモードの差分信号ｄｅｌｔａＭｚ＝０にはなるが、この場合、血流フローに対するゼロ点がシフトし（すなわち、ｄｅｌｔａＭｚ＝０でのｆｌｏｗ≠０となり）、好ましくない。上述した位相１°の差は、ｄｅｌｔａＭｚ／Ｍｚ＝１−ｃｏｓ（１ｄｅｇ）＝０．０１５２％となり、要求精度をほぼ満たす値である。
【０１０９】
以下、上述した速度選択パルスの位相調整法の一例を説明する。なお、後述する実施形態には、かかる速度選択パルスの位相調整法の別の例を説明する。
【０１１０】
この第４の実施形態では、前述した実施形態にて説明したＡＳＬイメージング法であるＢＶＳ−ＡＳＬ法で用いる速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを例にとり、傾斜磁場とフリップ位相による０次及び１次位相分布の測定及び補正の手法を説明する。
【０１１１】
ここで例示する速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅは、前述した図４，５に示すように、コントロールモード及びタグモードの間で、ＭＰＧパルスで成る速度エンコードパルスＶＥＮＣの極性を互いに反転させ、且つ、２番目の９０°パルスの位相（フリップ位相）を同極性にしている。
【０１１２】
このような速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スライス用傾斜磁場Ｇｚの波形パターンがコントロールモード及びタグモードの間で互いに異なるので、各々のモードで異なる位相シフトを生じると考えられる。このため、各々のモードについて、以下の手順に沿って、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの位相を調整する必要がある。
【０１１３】
かかる位相調整の概要は以下のようである。渦電流による位相シフトを測定するために、コントロールモード及びタグモードそれぞれに対してプレスキャンを行う。このプレスキャンでは、図１６（ａ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚを含み、前述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同一の波形パターン（データ収集に用いるものと同一の波形パターン）であるが、位相エンコード用の傾斜磁場は掛けないで、且つ、最後の９０°パルスを設定していない測定用の波形パターンのパルス列を印加する。これにより、かかる最後の９０°パルスを印加すべきであったタイミングにて、スピンが横磁化のまま、位相エンコードが施されていないエコー信号Ｓを収集する。
【０１１４】
次いで、モード別に、エコー信号Ｓをフーリエ変換してプロジェクションデータＰを演算し、このプロジェクションデータＰのＺ軸方向に沿った位相分布φ（Ｚ）を演算する。
【０１１５】
この位相分布φは傾斜磁場方向に１次までの分布を求めれば十分である。このため、各スライス（Ｚ位置）におけるＸ軸またはＹ軸に沿った方向のプロジェクションデータからＺ軸方向の各位置（各スライス）の位相を演算し、この位相値からＺ軸方向における位相の１次分布を求めてもよい。また、必要に応じて、Ｘ，Ｙ，およびＺ軸の各方向のプロジェクションデータから３次元的な一次の位相分布を求めることもできる。
【０１１６】
位相分布は、モード別に、図１６（ｂ）に示すように、１次式φ＝Ａｚ＋Ｂでフィッティング処理に付される。この処理により、位相調整の補正量が求める。１次位相補正量である傾斜磁場Ｇｚの補正量Ｇｚ２は、例えば２番目（後半）のＭＰＧである速度エンコードパルスＶＥＮＣに補正するものとして、１次式の傾きＡから求められる。０次位相補正量Φは、スラブの平均位相を当て嵌めてもよいし、フィッティングして求めた位相の画像スラブ中心Ｚ＝Ｚ０の値を用いてもよい。
【０１１７】
このようにして求めた位相補正量（Ｇｚ２，Φ）は、モード別に、図１６（ｃ）に示す如く、メインスキャン時の速度速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに反映される。
【０１１８】
つまり、コントロールモード及びタグモードの各々について、１次位相の補正分Ｇｚ２は、例えば後半の速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧパルス）に傾斜磁場Ｇｚの振幅補正分Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ又はＧｚ２ｃｏｒ，ｔａｇとして加えられる（なお、ＭＰＧの面積値（時間積分値）を合わせればよいので、振幅の代わりに、傾斜磁場Ｇｚの印加時間を補正するようにしてもよい。すなわち、傾斜磁場Ｇｚの強度が補正されればよい）。
【０１１９】
また、０次位相の補正分Φは、２番目の９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相を調整するように加えられる。すなわち、かかる９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相が「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｃｏｎｔ」又は「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」に調整される。このため、図１６（ｄ）に示すように、０次補正されたスピンは、「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｃｏｎｔ」（コントロールモードのとき）又は「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」（タグモードのとき）を回転軸として、そのの周りに、それぞれの回転軸の＋方向からみて時計周りに回転させられ、その結果、縦磁化にｆｌｉｐ ｂａｃｋされる。
【０１２０】
上述した位相補正の処理をまとめると、図１７のように表される。この処理は、コントロールモード及びタグモードの別に、例えば、シーケンサ５、ホスト計算機６、及び演算ユニット１０を中枢として実行される。
【０１２１】
まず、シーケンサ５により、プレスキャンとして、前述した測定用の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ（図１６（ａ）参照）の印加が指令され、これにより、エコー信号Ｓが収集される（図１７、ステップＳ１，２）。次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、位相分布が演算される（ステップＳ３）。すなわち、コントロールモードのエコー信号をＳｃｏｎｔ（Ｋｚ）、タグモードのエコー信号をＳｔａｇ（Ｋｚ）としたとき、プロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ），Ｐｔａｇ（ｚ）が、フーリエ変換による
【数２】
の演算式から求められ、このプロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ），Ｐｔａｇ（ｚ）からＺ軸方向のコントロールモードにおける位相分布φｅｒ，ｃｏｎｔ（ｚ）、及び、タグモードにおけるφｅｒ，ｔａｇ（ｚ）が、
【数３】
の演算式から求められる。
【０１２２】
次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、上述した１次の位相分布を用いて位相補正の補正量が演算される（ステップＳ４）。具体的には、１次位相補正に対するコントロールモード時の補正量Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ及びタグモード時の補正量Ｇｚ２ｃｏｒ，ｔａｇが
【数４】
の演算式から夫々求められる。ここで、γは磁気回転比であり、δは速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧ）の印加時間である。
【０１２３】
また、０次位相補正に対するコントロールモード時の補正量Φｃｏｒ，ｃｏｎｔ及びタグモード時の補正量Φｃｏｒ，ｔａｇが
【数５】
の演算式から夫々求められる。
【０１２４】
このようにして求められた補正量（Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ、Ｇｚ２ｃｏｒ，ｔａｇ、Φｃｏｒ，ｃｏｎｔ、Φｃｏｒ，ｔａｇ）は、一旦、例えば記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ５）。次いで、ホスト計算機６により、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に基づくＡＳＬイメージングが実行されるか否かが判断され、実行されると判断されたときには、格納されていた補正量が読み出される（ステップＳ６，Ｓ７）。次いで、この読み出された補正量を用いて、モード別に、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る本スキャンのパルスシーケンスにおけるＢＶＳパルスの傾斜磁場の振幅又は印加時間及びそのＲＦパルスの位相が補正される（図１６（ｃ）参照）。ＲＦパルスの位相のコントロールは一般的に搬送周波数をコントロールすることで行われるが、送信側（送信器８Ｔ）又は受信側（受信器８Ｒ）の何れかで、かかるコントロールを行えばよく、相対的に位相がシフトすればよい。
【０１２５】
この補正されたパルスシーケンスのもとに、本スキャンが実行される。
【０１２６】
この結果、渦電流や磁場不均一性に因る位相誤差の影響を著しく排除し、高精度で且つ高ＳＮＲの血流描出を非侵襲で行うことができる。
【０１２７】
なお、前述した非特許文献６に示したＷｏｎｇ等によるＶＳ−ＡＳＬ法や、前述したＧＭＮパルスを用いるＶＳ−ＡＳＬ法の場合、コントロールモード及びタグモードの間で傾斜磁場Ｇｚの極性が互いに異なるので、各モードについて補正量を求める必要がある。したがって、かかるＶＳ−ＡＳＬ法の場合には、本第４の実施形態と同様に、上述した位相補正処理を実施すればよい。
【０１２８】
また、血流の背景部分の位相誤差を測定するには、動きのない静止した成分のみで測定する必要があるが、血流のある生体で測定する場合、流れの成分を除外する必要がある。脳をイメージング対象とする場合、幸いにも、血流成分は３％程度であるので、コントロールモード及びタグモードの差分前の信号で補正すればよく、この場合でも、大きな誤差にはならない。また、背景部分の位相エラーの測定において、血流信号は静止部に比べ大きな位相シフトを示すので、必要に応じて、血流信号を閾値でカットするか、ローパスフィルターでカット後にフィッティングすればよい。
【０１２９】
（第５の実施形態）
さらに、図１８，１９を参照して、本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【０１３０】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、上述の第４の実施形態と同様に、速度選択パルスの位相を調整する機能を備えることを特徴とする。対象とする速度選択パルスは、前述した図６に示すように、コントロールモード及びタグモードの間で、ＭＰＧパルスで成る速度エンコードパルスＶＥＮＣは互いに同極性で、且つ、２番目の９０°パルスの位相（フリップ位相）を互いに反転させるようにしたパルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅである。
【０１３１】
このように、コントロールモード及びタグモードの間でフリップ位相を反転させ、且つ、同一の傾斜磁場Ｇｚを用いる場合、コントロールモード及びタグモード共に同一の位相シフトを示すと考えられる。このため、位相分布は一回の測定で済む。
【０１３２】
この実施形態における位相調整の概要は以下のようである。コントロールモードに対してのみ、プレスキャンを行う。このプレスキャンでは、図１８（ａ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚを含み、前述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同一の波形パターンであるが、最後の９０°パルスを設定していない測定用の波形パターンのパルス列を印加する。これにより、かかる最後の９０°パルスを印加すべきであったタイミングにて、スピンが横磁化のまま、エコー信号Ｓを収集する。
【０１３３】
次いで、コントロールモード及びタグモードで共通の処理として、前述と同様に、エコー信号Ｓをフーリエ変換してプロジェクションデータＰを演算し、このプロジェクションデータＰのＺ軸方向に沿った位相分布φを演算する。
【０１３４】
位相分布は、モード共通の処理として、図１８（ｂ）に示すように、１次式φ＝Ａｚ＋Ｂでフィッティング処理に付される。この処理により、前述と同様に、位相調整の補正量が求める。１次位相補正量である傾斜磁場Ｇｚの補正量Ｇｚ２は、例えば２番目（後半）のＭＰＧである速度エンコードパルスＶＥＮＣに補正するものとして、１次式の傾きＡから求められる。０次位相補正量Φは、スラブの平均位相を当て嵌めてもよいし、フィッティングして求めた位相の画像スラブ中心Ｚ＝Ｚ０の値を用いてもよい。
【０１３５】
このようにして求めた位相補正量（Ｇｚ２，Φ）は、コントロールモード及びタグモードそれぞれに、図１８（ｃ）に示す如く、メインスキャン時の速度速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに反映される。
【０１３６】
つまり、コントロールモード及びタグモードの共通に、１次位相の補正分Ｇｚ２は、例えば後半の速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧパルス）に傾斜磁場Ｇｚの振幅補正分Ｇｚ２ｃｏｒ（又は印加時間）として加えられる。
【０１３７】
また、０次位相の補正分Φは、２番目の９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相を調整するように加えられる。すなわち、かかる９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相が「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ」又は「Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」に調整される。このため、図１８（ｄ）に示すように、０次補正されたスピンは、−Ｙ軸からＦｃｏｒだけシフトさせた「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ」（コントロールモードのとき）、又は、Ｙ軸からＦｃｏｒだけシフトさせた「Ｙ＋Ｆｃｏｒ」（タグモードのとき）を回転軸として、その周りに、それぞれの回転軸の＋方向からみて時計周りに回転させられ、その結果、縦磁化にｆｌｉｐ ｂａｃｋされる。
【０１３８】
上述した位相補正の処理をまとめると、図１９のように表される。この処理は、コントロールモード及びタグモードに共通に、例えば、シーケンサ５、ホスト計算機６、及び演算ユニット１０を中枢として実行される。
【０１３９】
まず、シーケンサ５により、プレスキャンとして、前述した測定用の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ（図１８（ａ）参照）の印加が指令され、これにより、エコー信号Ｓが収集される（図１９、ステップＳ１，２）。次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、位相分布が演算される（ステップＳ３）。すなわち、コントロールモードのエコー信号をＳｃｏｎｔ（Ｋｚ）としたとき、プロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ）が、フーリエ変換による
【数６】
の演算式から求められ、このプロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ）からＺ軸方向の位相分布φｅｒ，ｃｏｎｔ（ｚ）が、
【数７】
の演算式から求められる。
【０１４０】
次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、上述した１次の位相分布を用いて位相補正の補正量が演算される（ステップＳ４）。具体的には、１次位相補正に対する両モード共通の補正量Ｇｚ２ｃｏｒが
【数８】
の演算式から求められる。ここで、γは磁気回転比であり、δは速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧ）の印加時間である。
【０１４１】
また、０次位相補正に対する両モード共通の補正量Φｃｏｒが
【数９】
の演算式から求められる。
【０１４２】
このようにして求められた補正量（Ｇｚ２ｃｏｒ，Φｃｏｒ）は、前述と同様に、一旦、例えば記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ５）。次いで、ホスト計算機６により、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に基づくＡＳＬイメージングが実行されるか否かが判断され、実行されると判断されたときには、格納されていた補正量が読み出される（ステップＳ６，Ｓ７）。次いで、この読み出された補正量を用いて、モード別に、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る本スキャンのパルスシーケンスにけるＢＶＳパルスの傾斜磁場の振幅（又は印加時間）及びそのＲＦパルスの位相が補正される（図１８（ｃ）参照）。この補正されたパルスシーケンスのもとに、本スキャンが実行される。
【０１４３】
この結果、第４の実施形態と同様に、渦電流や磁場不均一性に因る位相誤差の影響を著しく排除し、高精度で且つ高ＳＮＲの血流描出を非侵襲で行うことができる。さらに、第４の実施形態と比較して、測定も補正量の計算も一回で済むので、より効率的である。
【０１４４】
なお、前述した第４及び第５の実施形態にあっては、０次及び１次の位相補正法を説明したが、２次位相補正も可能である。２次の位相分布があって、これも補正したい場合、静磁場の均一化のために備えているシムコイル１４を用いればよい。静磁場シミング用のＭＰＧパターンから計算するか、又は、プレスキャンで２次位相分布を計測する。そして、例えばＧｚ起因の２次分布なら、２次分布の静磁場を発生できるＺ２コイルを使用する。また、シムコイルを使用すると、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍの位相分布があっても補正可能である。但し。２次分布まで含めた位相分布測定は、１次以下で測定するプロジェクションデータだけの使用では不十分であり、２次元画像を収集し、この画像を用いて補正量を求める必要がある。
【０１４５】
なお、前述した各種の位相補正は全ての速度選択タイプのＡＳＬイメージングに適用可能である。また、かかる位相補正は、例えばファントムを利用して予め補正量を求めて保存しておき、本スキャン時にその補正量を読み出して使用するといった手法を採ることもできる。
【０１４６】
また、上述した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。
【０１４７】
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、それらも本発明の範囲に属するものである。
【０１４８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置及びＡＳＬイメージング方法によれば、既存のｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法が抱える種々の問題を克服することができる。
【０１４９】
具体的には、パルスシーケンスにインストールする速度選択パルスを、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせるように形成することで、Ｔｄ時間に因る誤差を軽減できることに加え、磁化のラベリング効果による感度を既存のＳＳ−ＡＳＬ法に匹敵する程度に高めることができる速度選択タイプのＡＳＬイメージングを提供することができる。
【０１５０】
加えて、選択励起パルスと速度励起パルスを組み合わせることで、低速から高速の血流まで広範囲にラベリングでき、これにより、ラベリングされる血流の速度範囲を限定しなくて済むＡＳＬイメージングを提供することができる。
【０１５１】
さらに、速度選択パルスを用いてＡＳＬイメージングを実行するときに、その速度選択パルスの位相を補正して画質や描出能の向上を図ることもできる。
【０１５２】
さらに、本発明に係るＭＲＩ装置及びＡＳＬイメージング方法は、造影剤が不要であるから非侵襲性を維持でき、Ｘ被曝も無いといった点でも有利である。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来例に係るＳＳ−ＡＳＬ法の概要を説明するパルスシーケンス。
【図２】別の従来例に係るＶＳ−ＡＳＬ法の概要を説明するパルスシーケンス。
【図３】本発明の実施形態に係るＡＳＬイメージングを実行するＭＲＩ装置の全体の概略を示すブロック図。
【図４】本発明の第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の一例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図５】第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の別の例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図６】第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の更に別の例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図７】第１の実施形態における速度選択パルスと位相シフトとの関係を説明する図。
【図８】ＢＶＳ−ＡＳＬ法における横磁化から縦磁化への戻り状態を、従来例と対比して説明する図。
【図９】磁化Ｍｚと血流速度ｖについてＢＶＳ−ＡＳＬ法と従来例とを比較して示すグラフ。
【図１０】第１の実施形態において使用される詳細な一例を示すパルスシーケンス。
【図１１】第１の実施形態において実行される生データ収集からＡＳＬ画像を得るまでの処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１２】第１の実施形態においてＡＳＬ画像の生成処理の概念を説明する図。
【図１３】本発明の第２の実施形態で実行されるＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法とを組み合わせたＡＳＬイメージングを示す概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図１４】第２の実施形態の変形例で実行されるＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法とを組み合わせたＡＳＬイメージングを示す概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図１５】本発明の第３の実施形態で実行されるＡＳＬイメージング用の速度選択パルスを示すパルス列。
【図１６】本発明の第４の実施形態で実行されるＡＳＬイメージングにおける速度選択パルスに対する位相補正法の概略を説明する図。
【図１７】第４の実施形態に係る位相補正法の処理の概要を示すフローチャート。
【図１８】本発明の第５の実施形態で実行されるＡＳＬイメージングにおける速度選択パルスに対する位相補正法の概略を説明する図。
【図１９】第５の実施形態に係る位相補正法の処理の概要を示すフローチャート。
【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
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に造影剤を投与することなく、非侵襲でパフュージョン（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ：組織血流）又は血管の画像を提供することができるＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくイメージング（ＡＳＬイメージング）に関する。とくに、本発明は、空間選択（Ｓｌｉｃｅ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）を行うＡＳＬ法に固有の、血流がラベル領域からイメージング領域の関心組織に至る経路を通過するのに要する時間（すなわち、「ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ」）に起因した誤差を低減させたＡＳＬイメージングを実行可能なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置及びＡＳＬイメージング方法に関する。
【０００２】
なお、本発明で説明するＡＳＬ法とは、広義の意味でのスピンラベリング法の全体を指すこととする。
【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ＦＩＤ（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、組織のパフュージョンを評価するスピンラベリング（ｓｐｉｎ ｌａｂｅｌｉｎｇ）法、すなわちＡＳＬ法が知られている。このＡＳＬ法は、被検体に造影剤を投与することなく、つまり非侵襲の状態で、被検体の血管像やｍｉｃｒｏ ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ（灌流）を反映させたパフュージョン（組織血流）像など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。とくに、頭部の脳血流（ＣＢＦ）を中心に臨床応用も進んでおり、血流量の定量化も可能になりつつある。
【０００５】
ＡＳＬ法は、「ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ＡＳＬ （ＣＡＳＬ）法」と、「ｐｕｌｓｅｄ ＡＳＬ（ＰＡＳＬ）法」（ｄｙｎａｍｉｃ ＡＳＬ （ＤＡＳＬ）法とも呼ばれる）とに大別される。ＣＡＳＬ法は、大きな連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦを印加する手法であり、血管内のスピン状態をある時点でラベル（磁化）して、このラベルされた血液のボーラスがイメージングスラブ（観測面）に達した後の信号変化をイメージングする。一方、ＰＡＳＬ法はパルス状のａｄｉａｂａｔｉｃ ＲＦを印加する手法であって、血管内の磁化を常に変化させ、磁化された血流を持続的に受けている組織をイメージングすることでその組織のパフュージョンを評価する。このＰＡＳＬ法は、臨床用のＭＲＩ装置でも比較的簡単に実施することができる。
【０００６】
このＡＳＬイメージングでは、一般に、コントロールモード及びラベル（タグ）モードの２画像が生成される。タグモードとコントロールモード夫々において得られた画像データは、それら画像間の画素毎の差分演算に処せられる。この結果、イメージングスラブに流入する血液の情報、すなわち灌流を表すＡＳＬ画像が得られる。
【０００７】
すなわち、ＡＳＬイメージングでは、通常、静止組織からの信号をキャンセルし且つ毛細血管床に流入したスピンからの信号を血流画像として得られる。このため、タグ領域でラベリングされた動脈がイメージング領域の関心組織に流入するまでのある一定時間待って撮像したタグ画像（ｔａｇ画像）と、そのようなラベリングをしないでタグ画像と同一条件で撮像したコントロール画像（ｃｏｎｔｒｏｌ画像）との差分画像が演算され、この差分画像が血流画像、すなわちＡＳＬ画像となる。
【０００８】
近年、画像化するスラブ範囲の外で上流の動脈を空間的に選択してラベリングする各種の手法が提案されている。この手法のうち、ＰＡＳＬ法については、例えば、非特許文献１及び２に記載のものが知られているおり、一方、ＣＡＳＬ法については、例えば、非特許文献３に記載のものが知られている。これにより、空間選択に拠るＡＳＬ（ＳＳ−ＡＳＬ； Ｓｌｉｃｅ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ−ＡＳＬ）の臨床応用が進んできている。
【０００９】
このＳＳ−ＡＳＬ法のパルスイメージングを図１に模式的に示す。同図に示すように、コントロールモード及びタグモードのそれぞれのスキャンそれぞれにおいて、ＲＦパルスとスライス傾斜磁場Ｇｓとから成る空間選択パルス（ＳＳ−ｐｕｌｓｅ）を被検体に印加した後、一定の反転時間ＴＩだけ待って、イメージング領域に対するスキャンを行う。図１のスライス傾斜磁場Ｇｓの波形は、コントロールモード時については実線で示し、タグモード時については破線で示している。
【００１０】
通常、生体は、その大血管から末梢動脈に到る経路において、単位体積あたりの血管の平均容積が増大するに伴い、そこを流れる血流の速度が低下するという特性を有している。このため、血流がラベリング用のタグ領域からイメージング領域の関心組織に至るまでの経路を通過するのに要する時間（“ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ：Ｔｄ”と呼ばれている）も無視できない場合が多い。
【００１１】
このＴｄ時間がラベリングした水のＴ１緩和（縦緩和）に比べて無視できない場合（つまり、Ｔｄ＞Ｔ１の場合）、上流の動脈血をラベリング後した後、画像化するまでの時間であるＴＩ時間内に、ラベリングされた血液は、画像化するのに充分な縦磁化を維持した状態で関心組織に到達することはできない。このため、イメージング領域における血液のフローが実際より過小評価されてしまう。空間選択に拠るＡＳＬ（ＳＳ−ＡＳＬ）では、原理的にイメージングスラブ内の血管をラベルすることができないため、マルチスライスで脳全体をカバーしようとする場合、かかる影響が特に大きくなる。その場合でも、血流速が速い正常人にあっては、ＳＳ−ＡＳＬで十分な精度のＡＳＬ画像が得られることが非特許文献４により報告されてはいる。しかしながら、脳梗塞などの血流速が低下あるいは、側副血行路のためにＴｄ時間が長くなる症例では、血流はラベリング後の１〜２ｓｅｃのＴＩ時間内にイメージング領域の関心部位には到達できないため、フローが実際よりも過小評価される場合が多く、問題点として報告されている。
【００１２】
これに対してＴｄ時間の影響を低減するために、イメージングスラブ内の血液もラベリング可能な方法が提案されている。これは、ある速度以上の流れのスピンを選択的にラベルする方法であり、非特許文献５により提案されている。この方法を正常者での脳のＡＳＬ画像に応用した結果が、非特許文献６に示す如く、２００２年ＩＳＭＲＭ学会にてＥ．Ｗｏｎｇ等により報告された。
【００１３】
この非特許文献５及び６に拠るＡＳＬイメージング法は、ある値以上の速度で流れている血流をラベリング可能な速度選択パルス（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ−Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ｐｕｌｓｅ）を用いて、スラブ内の遅い血管床の近位血管をラベルする方法（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ−Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＡＳＬ：ＶＳ−ＡＳＬ）である。
【００１４】
このＶＳ−ＡＳＬ法に拠るパルスシーケンスの概要を図２に示す。同図に示すように、ＶＳ−ＡＳＬ法の場合、コントロールモードにおいて速度選択パルス（ＶＳ−ｐｕｌｓｅ）として、空間非選択の９０°（ｘ）−１８０°（ｙ）−９０°（−ｘ）のＲＦパルスを加える。一方、タグモードにおいては、速度選択パルス（ＶＳ−ｐｕｌｓｅ）として、かかる９０°（ｘ）−１８０°（ｙ）−９０°（−ｘ）のＲＦパルスにＭＰＧパルスである速度エンコード（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｅｎｃｏｄｅ）パルス列を加えて成るパルス群を加える。これにより、コントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて、コントロール画像及びタグ画像が得られるので、両画像の差分を演算する。この差分画像がＡＳＬ画像となる。このＡＳＬ画像では、ｖ＝Ｖｅｎｃ（速度エンコードパルス列で横磁化になったスピンが９０°回転する流速）以上の流速を有するスピンが励起（ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ）される。このＶＳ−ＡＳＬ法は、片側（コントロールモード時）にだけにｖ＞Ｖｅｎｃのスピンの磁化（Ｍｚ）が生じることから、ここではｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法と呼ぶことにする。
【００１５】
【非特許文献１】
Ｋｗｏｎｇ ＫＫ， Ｃｈｅｓｌｅｒ ＤＡ， Ｋｏｆｆ ＲＭ， Ｄｏｎａｈｕｅ ＫＭ ｅｔ ａｌ．： ＭＲ ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｓｔｕｄｉｅｓ ｗｉｔｈ Ｔ１−ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ． Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ １９９５； ３４：８７８−８８７
【００１６】
【非特許文献２】
木村徳典： Ｍｏｄｉｆｉｅｄ ＳＴＡＲ ｕｓｉｎｇ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｓｌａｂｓ （ＡＳＴＡＲ）法による非侵襲血流イメージング． 日磁医誌 ２００１；２０（８），３７４−３８５
【００１７】
【非特許文献３】
Ａｌｓｏｐ ＤＣ， Ｄｅｔｒｅ ＪＡ： Ｒｅｄｕｃｅｄ ｔｒａｎｓｉｔ−ｔｉｍｅ ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｍａｇｅｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｃｅｒｅｂｒａｌ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ． Ｊ．Ｃｅｒｅｂ．Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｍｅｔａｂ． １９９６； １６，１２２３−１２４９
【００１８】
【非特許文献４】
木村徳典他： Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇイメージングにおける局所脳血流量の定量化簡便法−Ｐｕｌｓｅｄ ＡＳＬ法におけるシミュレーションとｃｏｌｄ−ｘｅｎｏｎ−ＣＴ ＣＢＦとの相関−． 日磁医誌２００２；２２（３）：１１１−１２４
【００１９】
【非特許文献５】
Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ ｅｔ ａｌ． Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｐｕｌｓｅ Ｔｒａｉｎｓ． Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓ．１９９９；１３７，２３１−２３６
【００２０】
【非特許文献６】
Ｗｏｎｇ ＥＣ ｅｔ ａｌ． Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ． Ａｂｓｔ Ｉｎｔ Ｍａｇｎ Ｒｅｓ Ｍｅｄ ２００２；ｐ６２１
【００２１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法は、以下のような未解決の問題点を有していた。
【００２２】
（１）第１番目の未解決の問題は、感度が低いということである。具体的には、従来のＳＳ−ＡＳＬ法の場合、磁化Ｍｚのほぼ２倍のラベリング効果があるが、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法の場合、感度が１倍以下となり、ＳＳ−ＡＳＬ法に比べて低い。
【００２３】
（２）第２番目の未解決の問題は、アーチファクトに関する。具体的には、文献（Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎ ＭＡ ｅｔ ａｌ． “Ｃｏｎｃｏｍｉｔａｎｔ Ｇｒａｄｉｅｎｔ ｔｅｒｍｓ ｉｎ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ ＭＲ： Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ．” Ｍａｇ．Ｒｅｓｎ．Ｍｅｄ．１９９８；３９，３００−３０８）で明らかなように、このｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣ タイプのＶＳ−ＡＳＬ法において、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍと呼ばれる主磁場方向以外の傾斜磁場成分に起因する空間的な２次分布となる位相エラーが生じ、この位相エラーがＡＳＬ画像では流れのない筈の静止組織（バックグラウンド）に残存するアーチファクトとなり、画質を低下させる。
【００２４】
（３）第３番目の未解決の問題は、撮像時間の延長の問題である。通常、ＡＳＬ法は加算平均処理を伴うので、加算平均するための複数組のデータが収集される。つまり、１サイクルのパルス系列の印加が一定間隔毎に複数回繰り返される。この加算平均の処理をｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法に適用しようとすると、このＶＳ−ＡＳＬ法は空間的に非選択であるため、１サイクルのパルス系列が印加された後、次のタグモードのパルス列を加える前に、血液の縦磁化の回復に対して十分な回復時間を設定してやる必要がある。このため、スキャン時間が長期化するという問題に帰着する。特に、全身コイルを用いてＲＦ送信する場合、心臓も含めた領域がＲＦパルスで励起されるため、スキャン（撮影時間）が延長される。
【００２５】
本発明は、上述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法が抱える種々の問題に鑑みてなされたもので、Ｔｄ時間に因る誤差を軽減できることに加え、磁化のラベリング効果による感度を従来のＳＳ−ＡＳＬ法に匹敵する程度に高めることができる速度選択タイプのＡＳＬイメージングを提供することを、その第１の目的とする。
【００２６】
また、本発明は、上述した第１の目的を達成するとともに、低速から高速の血流まで広範囲にラベリングでき、これにより、ラベリングされる血流の速度範囲を限定しなくて済むＡＳＬイメージングを提供することを、その第２の目的とする。
【００２７】
さらに、本発明は、速度選択パルスを用いてＡＳＬイメージングを実行するときに、その速度選択パルスによるスピンの位相の空間分布を補正して画質や描出能の向上を図ることを、第３の目的とする。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
上記第１の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、その１つの態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置であり、前記パルスシーケンスに、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを設定し、この速度選択パルスを、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された縦磁化が互いに逆極性になるように形成したことを特徴とする。なお、本発明では、上述の構成と同等の機能を発揮するＡＳＬイメージング法も提供される。
【００２９】
このように、コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせることで、縦磁化に戻した（ｆｌｉｐ ｂａｃｋ）したときに、流体の磁化成分が互いに逆極性になる。このため、コントロールモードとタグモードの差分を演算してＡＳＬ画像を生成したときに、信号値が２倍近い値になる。
【００３０】
例えば、前記速度選択パルスは、空間的に非選択であっても、空間選択であってもよい。空間選択の場合には、例えば、前記速度選択パルスは、時間軸上で最初に印加される第１のフリップパルスと、この第１のフリップパルスの後で印加される反転パルスと、この反転パルスの後で印加される第２のフリップパルスと、前記第１のフリップパルスを印加した後であって前記反転パルスを印加するまでの期間と当該反転パルスを印加した後であって前記第２のフリップパルスを印加するまでの期間のそれぞれにおいて印加される速度エンコードパルスと、前記第１及び第２のフリップパルス並びに反転パルスとともに印加され且つ前記撮像領域を含む領域を空間的に選択する傾斜磁場パルスと含む。
【００３１】
好適には、前記第１及び第２のフリップパルスは９０°ＲＦパルスで形成され、前記反転パルスは１８０°ＲＦパルスで形成される。
【００３２】
このとき、例えば、前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスの極性を互いに反対にし、且つ、前記第２のフリップパルスを互いに同じフリップ位相に設定してもよいし、また、前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスを互いに同じ極性に設定し、且つ、前記第１又は第２のフリップパルスのフリップ位相を互いに反転させてもよい。
【００３３】
また、前記第２の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、別の態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置であり、前記パルスシーケンスは、前記撮像領域の範囲外で空間的に領域を選択して当該領域内の磁化スピンを横磁化に励起する空間選択パルスと、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスとを含むことを特徴とする。なお、本発明によれば、上述の構成と同様の機能を発揮するＡＳＬイメージング方法も提供される。
【００３４】
この構成により、ＭＲＩの非侵襲血流イメージングであるＡＳＬイメージングにおいて、より定量性の高い流体イメージングを提供できる。すなわち、既存の空間選択のＡＳＬ法における最大の問題であるＴｄ（ｔｒａｎｓｉｔ ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ）時間に起因する誤差を低減することができる。具体的には、速度選択と空間選択の両方を組み合わせることで、高速の流速の流体（血流など）は空間選択パルスでラベリングでき、比較的遅い流速の撮像領域内の流体（血流など）は速度選択パルスでラベリングできる。これにより、既存の速度選択法によるＡＳＬイメージングに比べて、約２倍のラベリング感度（ＳＮＲ）を得ることができる。
【００３５】
さらに、前記第３の目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、別の態様として、被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得る手段を有し、前記パルスシーケンスは、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを含むように形成したＭＲＩ装置であり、前記速度選択パルスの位相の補正量を求める位相補正量演算手段と、この位相補正量演算手段により演算された補正量を前記パルスシーケンスに反映させる位相補正手段とを備えたことを特徴とする。また、本発明では、上述と同等の機能を有するＡＳＬイメージング方法も提供される。
【００３６】
本発明のその他の態様に係る具体的な構成及び特徴は、以下に記す発明の実施形態及び添付図面により明らかにされる。
【００３７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づき説明する。
【００３８】
（第１の実施形態）
図３〜１２を参照して、本発明に係る第１の実施形態を説明する。
【００３９】
この第１の実施形態に係るＭＲＩ装置を、図３に示す。このＭＲＩ装置は、本発明に係る各種のタイプのＡＳＬイメージングを行う機能を有する。
【００４０】
最初に、ＭＲＩ装置の概略構成から説明する。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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１２、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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
本実施形態のＡＳＬイメージング法は、例えば、ＡＳＴＡＲ法、ＳＴＡＲ法、ＥＰＩＳＴＡＲ法、ＦＡＩＲ法など、任意の手法を使用できる。また、それらの手法で採用可能な、一定時間ＴＩ後に印加する画像化のためのパルスシーケンスについては、縦磁化の大きさ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Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法、ハイブリッドＥＰＩ法、及びＳＳＦＰ法などである。
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。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。
【００５０】
記憶ユニット１１は、生データ及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。
【００５１】
ここで、第１の実施形態で実行されるＢＶＳ−ＡＳＬ（Ｂａｎｄ−Ｌｉｍｉｔｅｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ ＡＳＬ）法について説明する。
【００５２】
このＢＶＳ−ＡＳＬ法は、前述したｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法に因る問題点に鑑みて着想された新規のＡＳＬ法であり、ラベリングされる血液の速度がある速度範囲に限定されるものの、かかるｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法の約２倍の信号感度を有するＡＳＬ法である。
【００５３】
このＢＶＳ−ＡＳＬ法は、コントロールモード及びタグモードともに、速度選択パルスであるＢＶＳパルス（Ｂａｎｄ−ｌｉｍｉｔｅｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ｐｕｌｓｅ：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ）を用いてスライス選択でコントロールスラブ及びタグスラブをそれぞれＲＦ励起する。このＲＦ励起に際し、静止スピン（速度ｖ＝０）が非励起で、流れているスピンが速度ｖ＝Ｖｅｎｃをピークに０〜２＊Ｖｅｎｃの速度範囲が励起されるようにＲＦパルス及び速度エンコードパルス（例えば、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルス）ＶＥＮＣが設定される。
【００５４】
この速度選択パルス：ＢＶＳ−ＰＵＬＳＥには、ＲＦパルスや速度エンコードパルスＶＥＮＣの印加の仕方により、図４〜６に示す如く、数種類のタイプが提供される。いずれのタイプもＲＦパルスとして、スピンのフリップ角が９０°、１８０°、及び９０°のＲＦパルスをスライス方向傾斜磁場Ｇｚと共に所定間隔で印加し、そのＲＦパルスの印加相互の間に速度エンコードパルスＶＥＮＣを印加する構成になっている。これにより、流れている血流スピンには、その速度ｖ＝Ｖｅｎｃをピークに０〜２＊Ｖｅｎｃの速度範囲が励起されるように印加強度や印加方向が設定される。
【００５５】
図４〜６に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅのうち、ＲＦパルスの印加法により２通りのタイプに分かる。
【００５６】
一方のタイプは、図４（ａ）及び５（ａ）に示す如く、９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列を採り、速度エンコードパルス（ＭＰＧパルス）ＶＥＮＣはコントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて極性を互いに反転して印加する方法である。
【００５７】
このうち、図４（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スラブ選択用のスライス傾斜磁場Ｇｓはコントロールモード及びタグモードともに同極性で印加され、速度エンコードパルスＶＥＮＣのみがコントロールモード及びタグモードの間で極性反転される。ただし、この速度エンコードパルスＶＥＮＣの振幅はコントロールモード及びタグモードで同じである。このＢＶＳパルスの場合、ＲＦパルスと同時に印加しているスラブ選択用のスライス方向傾斜磁場Ｇｓは同極性でもよいが、速度エンコードパルスＶＥＮＣと対にして反転させることもでき、その場合には、絶対値は同一の速度エンコードパルスＶＥＮＣを使用できる。図４（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００５８】
これに対し、図５（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スライス傾斜磁場Ｇｚ及び速度エンコードパルスＶＥＮＣともに、コントロールモード及びタグモードの間で極性反転される。ただし、この速度エンコードパルスＶＥＮＣの振幅はコントロールモード及びタグモードで同じである。図５（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００５９】
もう一方のタイプの速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅは、図６（ａ）に示す如く、スライス傾斜磁場Ｇｚ及びＭＰＧパルスＶＥＮＣともに、コントロールモード及びタグモードの間で同一極性に保持し、且つ、９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（−Ｙ）／９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列を採り、１番目又は２番目の９０°パルスをコントロールモード及びタグモード間でＲＦ位相を反転させて印加する方法である。なお、この９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（−Ｙ）／９０（Ｘ）−１８０（Ｙ）−９０（Ｙ）のＲＦパルス系列は、２番目の９０°パルスのＲＦ位相をコントロールモード及びタグモード間で反転させることを示している。その場合、コントロールモードのときに９０（−Ｙ）であり、タグモードのときに９０（Ｙ）であってもよいし、その反対であってもよい。ただし、後述の第２の実施形態に係るＳＳ−ＡＳＬ法と組み合わせる場合には、コントロール／タグのモードそれぞれにおいて、血流の磁化Ｍｚの極性を一致させるようにコントロールする必要がある。この場合、コントロール／タグのモードそれぞれにて第１の９０°パルスの位相を反転させても良い。例えば、コントロールモードのときに、９０°（Ｘ）−１８０°（Ｙ）−９０°（−Ｙ）のＲＦ位相とし、タグモードのときに、９０°（−Ｘ）−１８０°（Ｙ）−９０°（−Ｙ）のＲＦ位相としてもよい。
【００６０】
図６（ｂ）には、タグモードにおいて、同図（ａ）の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにより励起されるイメージングスラブとタグ領域との空間的な位置関係を示す。
【００６１】
これらの速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅで採用されている速度エンコードパルスＶＥＮＣは、ＢＶＳ−タグによるコントロールモード及びタグモードでの磁化Ｍｚの極性が互いに反転することからｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣと呼ぶことにする。
【００６２】
データ収集後の画像化処理には、コントロール画像とタグ画像の差分を演算し、その後に差分画像の絶対値を演算する工程を含むので、図４、５に示す速度エンコードパルスＶＥＮＣの極性の組み合わせや、図５に示すＲＦパルスのＲＦ位相の組み合わせは、前述したものとは逆でもよく、コントロールモード及びタグモードにおける磁化Ｍｚを互いに反転させることができる組み合わせであればよい。
【００６３】
ここで、図７〜９を参照して、ＢＶＳ−ＡＳＬ法を実施に際し、ｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣを含む速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを印加した場合の、血流とそのスピンの位相シフト及び縦磁化Ｍｚとの関係を説明する。
【００６４】
なお、この説明におけるＲＦ磁場の場合、「＋Ｘ」はＸ軸の周りに時計周りに回ると定義し、静磁場のスピンに対する回転方向の符合のとり方とは逆になっている。スピンのＢ０（Ｚ）軸の回りの位相は、反時計周りが正と定義されるので、スピンが傾斜磁場の正方向に動くと、位相は負にシフトすることになる。このため、上述のＲＦパルス列の場合、スピンは、左手座標系で座標中心に向かって時計周りでＸ軸の周りに９０°、Ｙ軸の周りに１８０°、最後に−Ｙ軸の周りに９０°回転される。このため、ＭＰＧパルスから成る速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣ）により位相シフトを受けた横磁化が縦磁化に戻される。
【００６５】
つまり、図７（ａ）、（ｂ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚはその磁場が大きくなる向きをＺ軸方向にとり、速度エンコードパルスＶＥＮＣは、コントロールモードで正に、またタグモードで負に設定するとする。この場合、図７（ｃ）に示すように、正方向へ流れる血流スピンの位相は、流速に応じて、コントロールモードにおける最後の９０°パルスを受ける直前では負方向にシフトしており、またタグモードでは最後の９０°パルスを受ける直前では正方向にシフトしている。また、負方向に流れる血流スピンの位相は、上記とは反対方向にシフトしている。
【００６６】
このように位相シフトの極性は傾斜磁場の極性と流れの方向との関係できまるが、最後のフリップパルス（２番目の９０°パルス）により、コントロールモードで＋Ｍｚ、タグモードで−Ｍｚになるように制御される（図８（ｂ）参照）。流速ｖ＝Ｖｅｎｃのときには、コントロールモード及びタグモードのそれぞれにおいて＋／−９０°の位相シフトを生じ、最後のフリップパルスの直後にて絶対値で最大の縦磁化Ｍｚを与える。一方、静止したスピンはＹ軸上にあるため９０（−Ｙ）を受けた直後の縦磁化ＭｚはＭｚ＝０となる。定速流の血流の場合、コントロールモード及びタグモードの間の差では、ｖ＝０且つｖ＝２＊Ｖｅｎｃにて縦磁化Ｍｚ＝０となり、ｖ＝Ｖｅｎｃにて縦磁化Ｍｚ＝最大値２をとる特性ｃｏｓｉｎｅ型となり、層流を仮定すればｃｏｓｉｎｃ型になる（図９参照）。
【００６７】
現在広く流速測定や血管イメージングに使用されているＰｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ（ＰＣ）法でもｂｉｐｏｌａｒ型の速度エンコードパルスＶＥＮＣを用いており、本発明に係るＢＶＳ−ＡＳＬ法も、横磁化の段階まではＰＣ法と同様のスピン挙動を利用している。しかしながら、スピンを横磁化のまま放置した場合、Ｔ２緩和で減衰してしまうのに対し、ＢＶＳ−ＡＳＬ法では、その横磁化を縦磁化に戻すようにＲＦパルスを印加する点が著しく異なる。このように縦磁化に戻すことにより、Ｔ２緩和をＴ１緩和に戻し、緩和時間を延長させることができる。この緩和時間の延長により、イメージングスラブにおける関心部位の画像化に必要な、タグスラブでラベリングされた動脈血が血管床に到達するまでの待ち時間を確保することができる。具体的には血液の緩和時間は１．５ＴｅｓｌａではＴ２＝１００〜２００ｍｓｅｃ前後であるが、かかる縦磁化への戻しによって、Ｔ１＝１．２〜１．５ｓｅｃに延長される。画像化のためには、ラベリング後の待ち時間ＴＩは、１ｓｅｃ程度は必要である。
【００６８】
なお、上述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにおいて、グラジェントエコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法でなく、スピンエコー（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を用いているが、これは、ＰＣ法と異なり、ＶＳ−ＡＳＬ法の場合、スピンを縦磁化に戻すためにスラブ全体で静磁場不均一性による位相誤差をキャンセルする必要があるためである。
【００６９】
このため、静磁場の不均一を無視し得る場合（例えば、関心領域ＦＯＶが小さいか、エコー時間ＴＥが短い場合など）は、スピンエコーでなく、グラェントエコー法に拠る速度選択パルスを用いることもできる。
【００７０】
続いて、本実施形態に係るＭＲＩ装置で実行されるＡＳＬイメージングの作用効果を説明する。
【００７１】
前述のように設定される速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを用いたＢＶＳ−ＡＳＬ法のパルスシーケンス情報がホスト計算機６からシーケンサ５に送られる。なお、このパルスシーケンスは、従来周知の例えばＡＳＴＡＲ（ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｅｄ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｕｓｉｎｇ ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｓｌａｂ）法、ＳＴＡＲ（ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法、ＥＰＩＡＴＡＲ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ ＭＲ ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ｓｉｇｎａｌ ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｗｉｔｈ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法、ＦＡＩＲ（ｆｌｏｗ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法などの、適宜なパルス法に拠るＡＳＬ法に基づいて構成されている。
【００７２】
このパルスシーケンスの一例を図１０に示す。同図のパルスシーケンスは、一例として、図４に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと高速ＦＥ法に拠る２次元のイメージングシーケンスとから成る。
【００７３】
このホスト計算機６からのパルスシーケンスに基づいて、シーケンサ５は、当該パルスシーケンスに関連するユニット、すなわち、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、及び受信器８Ｒを駆動・制御する。これにより、ＢＶＳ−ＡＳＬ法のパルスシーケンスのパルス列に基づいてＲＦパルス及び傾斜磁場パルスが印加され、エコー信号が収集される。
【００７４】
このため、コントロールモード及びタグモードそれぞれの元で、スラブを形成する各スライスに対して、複数回ずつ（すなわち複数ショットずつ）、図１０に示すパルスシーケンスが実行される。各ショットの励起により、１スライス分のエコー信号がＲＦコイル７を介して受信される。各エコー信号は受信器８Ｒにおいてデジタル量のエコーデータに処理され、このエコーデータがシーケンサ５を介して演算ユニット１０に転送される。
【００７５】
演算ユニット１０は、この順次、転送されてくるエコーデータ（再構成前の生データ）を受信して、一例として、図１１に示す処理を行い、差分画像であるＡＳＬ画像を得る。具体的には、コントロールモード及びタグモードの別に、生データＳｃｏｎｔ（Ｓｔａｇ）を読み込み、複数回のショットについてデータの平均化し、再構成し、次いで絶対値を演算する（ステップＳ３６ａ´〜Ｓ３６ｅ´；Ｓ３６ａ〜Ｓ３６ｅ）。これにより、コントロールモードについて絶対値化されたコントロール画像｜Ｖｃｏｎｔ｜が、一方、タグモードについて絶対値化されたタグ画像｜Ｖｔａｇ｜がそれぞれ得られる。
【００７６】
そこで、演算ユニット１０は、画素毎に、ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖｃｏｎｔ｜−｜Ｖｔａｇ｜の差分演算を行って、ＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａを得る。この一連の処理に伴う画像化までの流れを図１２に模式的に示す。
【００７７】
本実施形態では、このようにして、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠るＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａが得られる。このＡＳＬイメージングは、以下のような特徴を有する。
【００７８】
本実施形態にあっては、コントロールモード及びタグモード間の差分信号（ＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａの信号）は、層流を仮定した場合ｃｏｓｉｎｃの特性になるが、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプの０〜Ｖｅｎｃにおけるｓｉｎｃ特性に比べて、約２倍近くの強度の信号を得ることが可能である。Ｖｅｎｃの大きさは、ラベリングしたい動脈の流速範囲に応じて決める必要がある。脳の場合、ＴＩ＞１ｓｅｃに設定する場合では、最大値２＊Ｖｅｎｃが５０〜１００ｃｍ／ｓｅｃ程度の速度範囲をカバーしている必要があり、Ｖｅｎｃ＝Ｖｍａｘ／２に決めることで、かかる要求は満足される。
【００７９】
その一方で、ラベリング後の待ち時間となるＴＩが短ければ、ＴＩ時間内に血管床内に流入して来ない遠位の動脈までラベリングする必要はない。流入する可能性のある部分の動脈までカバーできればよく、遅い流速の磁化Ｍｚを大きくした方がＳＮＲを向上させることができると考えられる。
【００８０】
本発明者が、ＢＶＳ−ＡＳＬ法について、その効果を確認する実験を行ったところ、Ｖｅｎｃ＝１２ｃｍ／ｓ程度の場合でも、ＴＩ＝２００ｍｓで、良好なＳＮＲのＡＳＬ画像が得られている。
【００８１】
また、本実施形態によれば、従来技術の問題点で指摘されたＭａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相誤差の影響を軽減又は排除することができる。具体的には、前述した非特許文献４で示されているように、コントロールモード及びタグモード間で傾斜磁場が各々他の軸とクロスする項がなくかつ傾斜磁場強度の２乗の時間積分が同じならば、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる影響を差分によりキャンセルさせることは知られている。このため、本実施形態に係るＶＢＳ−ＡＳＬ法は、かかる条件を満足しているので、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相誤差の影響を殆ど受けずに済む。なお、パルス間隔はＴ２緩和によるＳＮＲ低下を最小にするためには、短い方が望ましく、同一の流速ｖ＝Ｖｅｎｃを与える速度エンコードパルスＶＥＮＣであっても、そのパルス強度を大きくすると、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍによる位相差は速度エンコードパルスＶＥＮＣ の強度の２乗で大きくなる。このため、パルス間隔を短かくするほど、非特許文献６に示したＷｏｎｇ等のＡＳＬ法に比べて、本発明に係るＶＢＳ−ＡＳＬ法の方がより望ましいＳＮＲを得ることができる。
【００８２】
前述したように、本実施形態に係るｂｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣは、同一値のｖ＝Ｖｅｎｃであれば、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣに比べて、低速流側でも劣化させずに約２倍の効率が得られる。このため、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプの２倍の流速であっても、低速側での効率は低下することはないし、ｖ＝Ｖｅｎｃ近辺でのラベリング効率は向上する。このため、必要ならば、図９に示す磁化Ｍｚ対流速（ＭＺ ｖｓ． ｖｅｌｏｃｉｔｙ）の特性を任意に設定する方法として、加算平均の加算回数（ＮＡＱ）毎に流速Ｖｅｎｃを変化させ、低速流側に重みを置いたＭｚ特性を与える方法を実施することもできる。この場合、入力関数をエッジ強調タイプに設定することで、組織血流モデルにおけるＭＴＦ（Ｍｏｄｕｌａｒ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）とのｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎである応答関数の低域立ち上がりの特性を改善することができる。具体的には、血管床内に流入したラベリングされた血流の先端のエッジ特性を向上させる。これにより、ＴＩが短時間の場合でも、高いＳＮＲを得ることができる。
【００８３】
なお、このＢＶＳ−ＡＳＬ法においては、上述の如く空間的なスラブは選択するように速度選択パルスを設定する一方で、このＢＶＳ−ＡＳＬ法を単独で使用する（後述するようにＳＳ−ｔａｇパルスと組み合わせない）場合、スラブを選択しないように速度選択パルスを設定してよい。つまり、ＲＦパルスはスライス方向の傾斜磁場の印加を伴わずに印加されるように構成してもよい。
【００８４】
（第２の実施形態）
続いて、図１３を参照して、本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。この実施形態のＭＲＩ装置において、前述した第１の実施形態に係るＭＲＩ装置と同一又は同等の構成要素には同一符号を用いて、その説明を省略又は簡略化する（後から説明する第３の実施形態以降でも同様とする）。
【００８５】
この第２の実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明に係るＡＳＬイメージングを実行する機能を有し、とくに、より広い血流速度範囲に対処できるようにしたことを特徴とする。
【００８６】
この第２の実施形態で実行するＡＳＬイメージングは、前述したＢＶＳ−ＡＳＬ法を補強する手法である。前述したＢＶＳ−ＡＳＬ法を単独で実施する場合、流速ｖ＝Ｖｅｎｃの設定具合によっては、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅによってタギングされるスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇ（例えば図４（ｂ）参照）の外側にて、速い流速の動脈をラベリングできない場合がある。そこで、この速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅと組み合わせて印加するように構成することで、より広範囲の流速に対して感度を有するラベリングが可能になる。ただし、このように速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス（ＳＳ−ｐｕｌｓｅ）とを組み合わせる場合、スラブＢＶＳ−ｔａｇ内の最大流速の動脈をカバーするように速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに拠る流速ｖ＝Ｖｅｎｃを設定する必要があり、このように設定することで、双方のパルスによりラベリングされるスラブに含まれる動脈が満遍なくラベリングされる。
【００８７】
かかる組み合わせに拠るパルス系列の一例を図１３（ａ）に、そのパルス系列によりタギングされる（タグモードのとき）空間領域の位置関係を同図（ｂ）にそれぞれ示す。このパルス系列の場合、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅが印加され、続いて、前述したと同様に形成された速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅが印加されるように構成されている。図１３（ｂ）に示すように、ＢＶＳパルスによりタギングされるスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇの位置は、所望のイメージングスラブは勿論のこと、当該イメージングスラブと空間選択パルスによりタギングされるスラブ：ＳＳ−ｔａｇとのギャップをも含むように設定される。同時に、このスラブ：ＳＳ−ｔａｇは、イメージングスラブに流入する動脈の上流側に位置し、且つ、スラブ：ＢＶＳ−ｔａｇに重ならないように設定されている。
【００８８】
ただし、上述のように、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとを組み合わせる場合、ＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る磁化Ｍｚの極性がコントロールモード及びタグモードの双方で同一になるように設定する必要がある。すなわち、前述したＶＢＳ−ＡＳＬ法と合わせて説明すると、ＳＳ−ＡＳＬ法のタグパルスがインバージョンパルスの場合、その極性はコントロールモードで正に、タグモードで負になるように設定する必要がある。勿論、コントロール及びタグそれぞれのモードで、この逆の極性で合っても良い。
【００８９】
その他の構成及びＡＳＬ画像の生成に関わる処理は、第１の実施形態と同様である。このため、本第２の実施形態によっても、前述した第１の実施形態の同様の作用効果が得られるとともに、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとの併用により、より広範囲な速度の血流に対して高い描出能を発揮できるという効果がある。
【００９０】
とくに、最も多い脳に対する応用の場合、イメージングスラブには遅い動脈が多く含まれ、このイメージングスラブの外には流速の速い頚動脈や前中後大脳動脈の起始部が含まれるように設定されることが多い。このため、本実施形態のように、イメージングスラブの内外を別々のタギングスラブでカバーすることは実情に即した好ましい設定である。空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇのみでは、イメージングスラブ内部の動脈血をラベリングすることは不可能であるから、たとえ全体がカバーされなくても、空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇ単独で使用する場合よりも、Ｔｄ時間に因る誤差を低減させることができる。
【００９１】
このため、本実施形態の手法は、前述したＶＢＳ−ＡＳＬ法で対象とする血流範囲よりも、さらに高速側の血流をもラベルしたい場合に好適に実施することができる。また、本実施形態の手法は、速度エンコードパルスＶＥＮＣや反転時間ＴＩの設定にロバストであるという利点もある。
【００９２】
さらに、本発明の組み合わせ手法によれば、ｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法のみを用いる場合に比べた場合でも、ラベリング効率を約２倍に向上させることができる。このため、同一のＴＩ時間なら約２倍の強度の磁化Ｍｚを得ることができ、約２倍のＳＮＲの血流画像を得ることができる。一方、半分以下のＴＩ時間でも、同一量の磁化Ｍｚを得ることができる。加えて、スラブ選択するので、これから流入する遠位の動脈血の励起が抑制され、次のＮＡＱのための励起までのＴ１時間の回復に要する待ち時間が短くて済むという利点もある。このため、スキャンに要する時間効率が向上し、より短時間の測定が可能になる。さらに、全身送信コイルを使用する場合は、心臓内の血液も励起されるため、かかる効果はより顕著になる。
【００９３】
なお、図１３に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに組み込まれる１８０°パルスの代わりに、ＳＳ−ＡＳＬ法において磁化の反転効率を向上させるために広く用いられているａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅを２個連続して印加するように設定してもよい。この２個の連続印加により、位相特性を向上させることができる上に、それ自体、フローに対し位相分散効果があるため、速度エンコードパルス（ＭＰＧパルス）の強度を低下させて使用することもできる。なお、かかる１８０°パルスを上述の１個のａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅで代替させることはできない。それは、ａｄｉａｂａｔｉｃ ｐｕｌｓｅを１個印加しても、横磁化の位相が次の９０°パルスの直前で収束しないからである。
【００９４】
なお、この速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅとを組み合わせと同等の機能を有する、変形した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの例を図１４に示す。図１４（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、タグモードの１８０°パルスと共に印加されるスライス用傾斜磁場Ｇｚの強度を、コントロールモードの１８０°パルス及び両モードの９０°パルスのそれぞれと共に印加されるスライス用傾斜磁場Ｇｚの強度よりも小さく設定してある。これにより、タグモードにおける１８０°パルスによるタグスラブは、図１４（ｂ）に示すように、厚くなる。
【００９５】
つまり、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅによりタギングされるＢＶＳスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇは、コントロールモードでは９０°、１８０°、９０°の全パルスが印加されるスラブであるから、タグモードにおいて１８０°パルスが印加される大きなスラブのうち、ＢＶＳスラブ：ＢＶＳ−ｔａｇを除いた両側の部分が空間選択スラブ：ＳＳ−ｔａｇとして機能する。したがって、図１４（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、空間選択パルス：ＳＳ−ｐｕｌｓｅを付加せずとも、図１３（ａ）に示す速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同等の作用効果を発揮できるとともに、スキャン時間の短縮化を図ることができる。
【００９６】
（第３の実施形態）
続いて、図１５を参照して、本発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【００９７】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、空間非選択でｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＡＳＬイメージング法でありながら、スラブ選択を行うことを特徴とする。
【００９８】
これを実現するために、図１５に示す如く、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅにＧＭＮパルスを用いてスラブ選択を行うようにパルスシーケンスを構成する。
【００９９】
スラブ選択を行うと、コントロールモードで速度エンコードの効果（ある速度以上に対して位相がシフトする）が生じるため、スラブ選択のための傾斜磁場パルスをｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ （ＧＭＮ）の形態に設定する。タグモード側は、これまでの実施形態と同様に、ＭＰＧパルスで速度エンコードを与えるように形成する。これにより、タグ画像及びコントロール画像間の減算後、流れのある動脈血の磁化Ｍｚも保存される。
【０１００】
実用的なＭＰＧパルスとしては、速度項までのエンコード機能は必要であり、さらには、脈動流を考慮すると、加速度項までのエンコード機能を含めたパルスに形成することが望ましい。これにより、広範囲の動脈血の磁化Ｍｚを保存できる。
【０１０１】
上述のようにＧＭＮパルスを用いてスラブ選択を行う速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを印加する点を除いて、ＭＲＩ装置の構成及びＡＳＬイメージングの処理は前述した第１の実施形態と同様である。
【０１０２】
このため、従来の空間非選択な速度選択タグＶＳ−ｔａｇとは異なり、本実施形態に係るＭＲＩ装置では、空間選択とともに、速度選択タギングがなされることから、スキャン時の繰り返し時間ＴＲを短縮することができるという効果がある。
【０１０３】
また、ＭＰＧパルスを、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍの位相項は
【数１】
【０１０４】
（第４の実施形態）
さらに、図１６，１７を参照して、本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【０１０５】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、速度選択パルス（従来の非特許文献５，６などにみられる速度選択パルスＶＳ−ｐｕｌｓｅ及び前述した実施形態に係る速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを含む）の位相を調整する機能を備えることを特徴とする。
【０１０６】
この速度選択を、ＭＲＩ装置のパルスシーケンスに組み込むうえで、その位相の調整が重要である。一般に、渦電流や磁場不均一性に因って、ＲＦパルスの位相は、理論的な値からシフトする。脳血流に基づいて得られるＡＳＬ画像の信号はコントロール信号の０．１％以下のオーダーであることや、定量化のためには更にその１／１０程度の精度（０．０１％）が要求されることから、１°以下のオーダーでの位相調整が必要になる。
【０１０７】
この位相調整については、前述した実施形態のように、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍを無視できる条件で撮像したとすると、イメージングスラブの範囲内で空間的に０次および１次までの位相分布を補正すれば十分と考えられる。コントロールモード及びタグモードの各々にて速度選択パルスが印加されたときに、横磁化のＹ軸からの位相シフトをφｅｒ，ｃｏｎｔ 、φｅｒ，ｔａｇとすると、速度選択パルスに含まれる最後の９０°パルスの印加直前で、φｅｒ，ｃｏｎｔ ＝φｅｒ，ｔａｇ＝０という条件が成立することが理想である。そこで、この条件が成立するように、位相シフトをφｅｒ，ｃｏｎｔ 、φｅｒ，ｔａｇを調整することが、本実施形態の目的である。
【０１０８】
位相シフトφｅｒ，ｃｏｎｔ ＝φｅｒ，ｔａｇ≠０の場合、コントロールモード及びタグモードの差分信号ｄｅｌｔａＭｚ＝０にはなるが、この場合、血流フローに対するゼロ点がシフトし（すなわち、ｄｅｌｔａＭｚ＝０でのｆｌｏｗ≠０となり）、好ましくない。上述した位相１°の差は、ｄｅｌｔａＭｚ／Ｍｚ＝１−ｃｏｓ（１ｄｅｇ）＝０．０１５２％となり、要求精度をほぼ満たす値である。
【０１０９】
以下、上述した速度選択パルスの位相調整法の一例を説明する。なお、後述する実施形態には、かかる速度選択パルスの位相調整法の別の例を説明する。
【０１１０】
この第４の実施形態では、前述した実施形態にて説明したＡＳＬイメージング法であるＢＶＳ−ＡＳＬ法で用いる速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅを例にとり、傾斜磁場とフリップ位相による０次及び１次位相分布の測定及び補正の手法を説明する。
【０１１１】
ここで例示する速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅは、前述した図４，５に示すように、コントロールモード及びタグモードの間で、ＭＰＧパルスで成る速度エンコードパルスＶＥＮＣの極性を互いに反転させ、且つ、２番目の９０°パルスの位相（フリップ位相）を同極性にしている。
【０１１２】
このような速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの場合、スライス用傾斜磁場Ｇｚの波形パターンがコントロールモード及びタグモードの間で互いに異なるので、各々のモードで異なる位相シフトを生じると考えられる。このため、各々のモードについて、以下の手順に沿って、速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅの位相を調整する必要がある。
【０１１３】
かかる位相調整の概要は以下のようである。渦電流による位相シフトを測定するために、コントロールモード及びタグモードそれぞれに対してプレスキャンを行う。このプレスキャンでは、図１６（ａ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚを含み、前述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同一の波形パターン（データ収集に用いるものと同一の波形パターン）であるが、位相エンコード用の傾斜磁場は掛けないで、且つ、最後の９０°パルスを設定していない測定用の波形パターンのパルス列を印加する。これにより、かかる最後の９０°パルスを印加すべきであったタイミングにて、スピンが横磁化のまま、位相エンコードが施されていないエコー信号Ｓを収集する。
【０１１４】
次いで、モード別に、エコー信号Ｓをフーリエ変換してプロジェクションデータＰを演算し、このプロジェクションデータＰのＺ軸方向に沿った位相分布φ（Ｚ）を演算する。
【０１１５】
この位相分布φは傾斜磁場方向に１次までの分布を求めれば十分である。このため、各スライス（Ｚ位置）におけるＸ軸またはＹ軸に沿った方向のプロジェクションデータからＺ軸方向の各位置（各スライス）の位相を演算し、この位相値からＺ軸方向における位相の１次分布を求めてもよい。また、必要に応じて、Ｘ，Ｙ，およびＺ軸の各方向のプロジェクションデータから３次元的な一次の位相分布を求めることもできる。
【０１１６】
位相分布は、モード別に、図１６（ｂ）に示すように、１次式φ＝Ａｚ＋Ｂでフィッティング処理に付される。この処理により、位相調整の補正量が求める。１次位相補正量である傾斜磁場Ｇｚの補正量Ｇｚ２は、例えば２番目（後半）のＭＰＧである速度エンコードパルスＶＥＮＣに補正するものとして、１次式の傾きＡから求められる。０次位相補正量Φは、スラブの平均位相を当て嵌めてもよいし、フィッティングして求めた位相の画像スラブ中心Ｚ＝Ｚ０の値を用いてもよい。
【０１１７】
このようにして求めた位相補正量（Ｇｚ２，Φ）は、モード別に、図１６（ｃ）に示す如く、メインスキャン時の速度速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに反映される。
【０１１８】
つまり、コントロールモード及びタグモードの各々について、１次位相の補正分Ｇｚ２は、例えば後半の速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧパルス）に傾斜磁場Ｇｚの振幅補正分Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ又はＧｚ２ｃｏｒ，ｔａｇとして加えられる（なお、ＭＰＧの面積値（時間積分値）を合わせればよいので、振幅の代わりに、傾斜磁場Ｇｚの印加時間を補正するようにしてもよい。すなわち、傾斜磁場Ｇｚの強度が補正されればよい）。
【０１１９】
また、０次位相の補正分Φは、２番目の９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相を調整するように加えられる。すなわち、かかる９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相が「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｃｏｎｔ」又は「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」に調整される。このため、図１６（ｄ）に示すように、０次補正されたスピンは、「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｃｏｎｔ」（コントロールモードのとき）又は「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」（タグモードのとき）を回転軸として、そのの周りに、それぞれの回転軸の＋方向からみて時計周りに回転させられ、その結果、縦磁化にｆｌｉｐ ｂａｃｋされる。
【０１２０】
上述した位相補正の処理をまとめると、図１７のように表される。この処理は、コントロールモード及びタグモードの別に、例えば、シーケンサ５、ホスト計算機６、及び演算ユニット１０を中枢として実行される。
【０１２１】
まず、シーケンサ５により、プレスキャンとして、前述した測定用の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ（図１６（ａ）参照）の印加が指令され、これにより、エコー信号Ｓが収集される（図１７、ステップＳ１，２）。次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、位相分布が演算される（ステップＳ３）。すなわち、コントロールモードのエコー信号をＳｃｏｎｔ（Ｋｚ）、タグモードのエコー信号をＳｔａｇ（Ｋｚ）としたとき、プロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ），Ｐｔａｇ（ｚ）が、フーリエ変換による
【数２】
【数３】
【０１２２】
次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、上述した１次の位相分布を用いて位相補正の補正量が演算される（ステップＳ４）。具体的には、１次位相補正に対するコントロールモード時の補正量Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ及びタグモード時の補正量Ｇｚ２ｃｏｒ，ｔａｇが
【数４】
【０１２３】
また、０次位相補正に対するコントロールモード時の補正量Φｃｏｒ，ｃｏｎｔ及びタグモード時の補正量Φｃｏｒ，ｔａｇが
【数５】
【０１２４】
このようにして求められた補正量（Ｇｚ２ｃｏｒ，ｃｏｎｔ、Ｇｚ２ｃｏｒ，ｔａｇ、Φｃｏｒ，ｃｏｎｔ、Φｃｏｒ，ｔａｇ）は、一旦、例えば記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ５）。次いで、ホスト計算機６により、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に基づくＡＳＬイメージングが実行されるか否かが判断され、実行されると判断されたときには、格納されていた補正量が読み出される（ステップＳ６，Ｓ７）。次いで、この読み出された補正量を用いて、モード別に、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る本スキャンのパルスシーケンスにおけるＢＶＳパルスの傾斜磁場の振幅又は印加時間及びそのＲＦパルスの位相が補正される（図１６（ｃ）参照）。ＲＦパルスの位相のコントロールは一般的に搬送周波数をコントロールすることで行われるが、送信側（送信器８Ｔ）又は受信側（受信器８Ｒ）の何れかで、かかるコントロールを行えばよく、相対的に位相がシフトすればよい。
【０１２５】
この補正されたパルスシーケンスのもとに、本スキャンが実行される。
【０１２６】
この結果、渦電流や磁場不均一性に因る位相誤差の影響を著しく排除し、高精度で且つ高ＳＮＲの血流描出を非侵襲で行うことができる。
【０１２７】
なお、前述した非特許文献６に示したＷｏｎｇ等によるＶＳ−ＡＳＬ法や、前述したＧＭＮパルスを用いるＶＳ−ＡＳＬ法の場合、コントロールモード及びタグモードの間で傾斜磁場Ｇｚの極性が互いに異なるので、各モードについて補正量を求める必要がある。したがって、かかるＶＳ−ＡＳＬ法の場合には、本第４の実施形態と同様に、上述した位相補正処理を実施すればよい。
【０１２８】
また、血流の背景部分の位相誤差を測定するには、動きのない静止した成分のみで測定する必要があるが、血流のある生体で測定する場合、流れの成分を除外する必要がある。脳をイメージング対象とする場合、幸いにも、血流成分は３％程度であるので、コントロールモード及びタグモードの差分前の信号で補正すればよく、この場合でも、大きな誤差にはならない。また、背景部分の位相エラーの測定において、血流信号は静止部に比べ大きな位相シフトを示すので、必要に応じて、血流信号を閾値でカットするか、ローパスフィルターでカット後にフィッティングすればよい。
【０１２９】
（第５の実施形態）
さらに、図１８，１９を参照して、本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【０１３０】
この実施形態に係るＭＲＩ装置によって実行されるＡＳＬイメージングは、上述の第４の実施形態と同様に、速度選択パルスの位相を調整する機能を備えることを特徴とする。対象とする速度選択パルスは、前述した図６に示すように、コントロールモード及びタグモードの間で、ＭＰＧパルスで成る速度エンコードパルスＶＥＮＣは互いに同極性で、且つ、２番目の９０°パルスの位相（フリップ位相）を互いに反転させるようにしたパルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅである。
【０１３１】
このように、コントロールモード及びタグモードの間でフリップ位相を反転させ、且つ、同一の傾斜磁場Ｇｚを用いる場合、コントロールモード及びタグモード共に同一の位相シフトを示すと考えられる。このため、位相分布は一回の測定で済む。
【０１３２】
この実施形態における位相調整の概要は以下のようである。コントロールモードに対してのみ、プレスキャンを行う。このプレスキャンでは、図１８（ａ）に示すように、傾斜磁場Ｇｚを含み、前述した速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅと同一の波形パターンであるが、最後の９０°パルスを設定していない測定用の波形パターンのパルス列を印加する。これにより、かかる最後の９０°パルスを印加すべきであったタイミングにて、スピンが横磁化のまま、エコー信号Ｓを収集する。
【０１３３】
次いで、コントロールモード及びタグモードで共通の処理として、前述と同様に、エコー信号Ｓをフーリエ変換してプロジェクションデータＰを演算し、このプロジェクションデータＰのＺ軸方向に沿った位相分布φを演算する。
【０１３４】
位相分布は、モード共通の処理として、図１８（ｂ）に示すように、１次式φ＝Ａｚ＋Ｂでフィッティング処理に付される。この処理により、前述と同様に、位相調整の補正量が求める。１次位相補正量である傾斜磁場Ｇｚの補正量Ｇｚ２は、例えば２番目（後半）のＭＰＧである速度エンコードパルスＶＥＮＣに補正するものとして、１次式の傾きＡから求められる。０次位相補正量Φは、スラブの平均位相を当て嵌めてもよいし、フィッティングして求めた位相の画像スラブ中心Ｚ＝Ｚ０の値を用いてもよい。
【０１３５】
このようにして求めた位相補正量（Ｇｚ２，Φ）は、コントロールモード及びタグモードそれぞれに、図１８（ｃ）に示す如く、メインスキャン時の速度速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅに反映される。
【０１３６】
つまり、コントロールモード及びタグモードの共通に、１次位相の補正分Ｇｚ２は、例えば後半の速度エンコードパルスＶＥＮＣ（ＭＰＧパルス）に傾斜磁場Ｇｚの振幅補正分Ｇｚ２ｃｏｒ（又は印加時間）として加えられる。
【０１３７】
また、０次位相の補正分Φは、２番目の９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相を調整するように加えられる。すなわち、かかる９０°パルスの−Ｙ軸に対する位相が「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ」又は「Ｙ＋Ｆｃｏｒ，ｔａｇ」に調整される。このため、図１８（ｄ）に示すように、０次補正されたスピンは、−Ｙ軸からＦｃｏｒだけシフトさせた「−Ｙ＋Ｆｃｏｒ」（コントロールモードのとき）、又は、Ｙ軸からＦｃｏｒだけシフトさせた「Ｙ＋Ｆｃｏｒ」（タグモードのとき）を回転軸として、その周りに、それぞれの回転軸の＋方向からみて時計周りに回転させられ、その結果、縦磁化にｆｌｉｐ ｂａｃｋされる。
【０１３８】
上述した位相補正の処理をまとめると、図１９のように表される。この処理は、コントロールモード及びタグモードに共通に、例えば、シーケンサ５、ホスト計算機６、及び演算ユニット１０を中枢として実行される。
【０１３９】
まず、シーケンサ５により、プレスキャンとして、前述した測定用の速度選択パルス：ＢＶＳ−ｐｕｌｓｅ（図１８（ａ）参照）の印加が指令され、これにより、エコー信号Ｓが収集される（図１９、ステップＳ１，２）。次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、位相分布が演算される（ステップＳ３）。すなわち、コントロールモードのエコー信号をＳｃｏｎｔ（Ｋｚ）としたとき、プロジェクションデータＰｃｏｎｔ（ｚ）が、フーリエ変換による
【数６】
【数７】
【０１４０】
次いで、ホスト計算機６又は演算ユニット１０により、上述した１次の位相分布を用いて位相補正の補正量が演算される（ステップＳ４）。具体的には、１次位相補正に対する両モード共通の補正量Ｇｚ２ｃｏｒが
【数８】
【０１４１】
また、０次位相補正に対する両モード共通の補正量Φｃｏｒが
【数９】
【０１４２】
このようにして求められた補正量（Ｇｚ２ｃｏｒ，Φｃｏｒ）は、前述と同様に、一旦、例えば記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ５）。次いで、ホスト計算機６により、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に基づくＡＳＬイメージングが実行されるか否かが判断され、実行されると判断されたときには、格納されていた補正量が読み出される（ステップＳ６，Ｓ７）。次いで、この読み出された補正量を用いて、モード別に、ＢＶＳ−ＡＳＬ法に拠る本スキャンのパルスシーケンスにけるＢＶＳパルスの傾斜磁場の振幅（又は印加時間）及びそのＲＦパルスの位相が補正される（図１８（ｃ）参照）。この補正されたパルスシーケンスのもとに、本スキャンが実行される。
【０１４３】
この結果、第４の実施形態と同様に、渦電流や磁場不均一性に因る位相誤差の影響を著しく排除し、高精度で且つ高ＳＮＲの血流描出を非侵襲で行うことができる。さらに、第４の実施形態と比較して、測定も補正量の計算も一回で済むので、より効率的である。
【０１４４】
なお、前述した第４及び第５の実施形態にあっては、０次及び１次の位相補正法を説明したが、２次位相補正も可能である。２次の位相分布があって、これも補正したい場合、静磁場の均一化のために備えているシムコイル１４を用いればよい。静磁場シミング用のＭＰＧパターンから計算するか、又は、プレスキャンで２次位相分布を計測する。そして、例えばＧｚ起因の２次分布なら、２次分布の静磁場を発生できるＺ２コイルを使用する。また、シムコイルを使用すると、Ｍａｘｗｅｌｌ ｔｅｒｍの位相分布があっても補正可能である。但し。２次分布まで含めた位相分布測定は、１次以下で測定するプロジェクションデータだけの使用では不十分であり、２次元画像を収集し、この画像を用いて補正量を求める必要がある。
【０１４５】
なお、前述した各種の位相補正は全ての速度選択タイプのＡＳＬイメージングに適用可能である。また、かかる位相補正は、例えばファントムを利用して予め補正量を求めて保存しておき、本スキャン時にその補正量を読み出して使用するといった手法を採ることもできる。
【０１４６】
また、上述した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。
【０１４７】
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、それらも本発明の範囲に属するものである。
【０１４８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置及びＡＳＬイメージング方法によれば、既存のｕｎｉｐｏｌａｒ−ＶＥＮＣタイプのＶＳ−ＡＳＬ法が抱える種々の問題を克服することができる。
【０１４９】
具体的には、パルスシーケンスにインストールする速度選択パルスを、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせるように形成することで、Ｔｄ時間に因る誤差を軽減できることに加え、磁化のラベリング効果による感度を既存のＳＳ−ＡＳＬ法に匹敵する程度に高めることができる速度選択タイプのＡＳＬイメージングを提供することができる。
【０１５０】
加えて、選択励起パルスと速度励起パルスを組み合わせることで、低速から高速の血流まで広範囲にラベリングでき、これにより、ラベリングされる血流の速度範囲を限定しなくて済むＡＳＬイメージングを提供することができる。
【０１５１】
さらに、速度選択パルスを用いてＡＳＬイメージングを実行するときに、その速度選択パルスの位相を補正して画質や描出能の向上を図ることもできる。
【０１５２】
さらに、本発明に係るＭＲＩ装置及びＡＳＬイメージング方法は、造影剤が不要であるから非侵襲性を維持でき、Ｘ被曝も無いといった点でも有利である。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来例に係るＳＳ−ＡＳＬ法の概要を説明するパルスシーケンス。
【図２】別の従来例に係るＶＳ−ＡＳＬ法の概要を説明するパルスシーケンス。
【図３】本発明の実施形態に係るＡＳＬイメージングを実行するＭＲＩ装置の全体の概略を示すブロック図。
【図４】本発明の第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の一例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図５】第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の別の例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図６】第１の実施形態で実行可能なＢＶＳ−ＡＳＬ法の更に別の例に係る概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図７】第１の実施形態における速度選択パルスと位相シフトとの関係を説明する図。
【図８】ＢＶＳ−ＡＳＬ法における横磁化から縦磁化への戻り状態を、従来例と対比して説明する図。
【図９】磁化Ｍｚと血流速度ｖについてＢＶＳ−ＡＳＬ法と従来例とを比較して示すグラフ。
【図１０】第１の実施形態において使用される詳細な一例を示すパルスシーケンス。
【図１１】第１の実施形態において実行される生データ収集からＡＳＬ画像を得るまでの処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１２】第１の実施形態においてＡＳＬ画像の生成処理の概念を説明する図。
【図１３】本発明の第２の実施形態で実行されるＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法とを組み合わせたＡＳＬイメージングを示す概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図１４】第２の実施形態の変形例で実行されるＳＳ−ＡＳＬ法及びＢＶＳ−ＡＳＬ法とを組み合わせたＡＳＬイメージングを示す概略パルスシーケンスとタグスラブの位置を説明する図。
【図１５】本発明の第３の実施形態で実行されるＡＳＬイメージング用の速度選択パルスを示すパルス列。
【図１６】本発明の第４の実施形態で実行されるＡＳＬイメージングにおける速度選択パルスに対する位相補正法の概略を説明する図。
【図１７】第４の実施形態に係る位相補正法の処理の概要を示すフローチャート。
【図１８】本発明の第５の実施形態で実行されるＡＳＬイメージングにおける速度選択パルスに対する位相補正法の概略を説明する図。
【図１９】第５の実施形態に係る位相補正法の処理の概要を示すフローチャート。
【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 (19)
- 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスに、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを設定し、
この速度選択パルスを、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された縦磁化が互いに逆極性になるように形成したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスは、空間的に非選択で前記被検体に印加されるように構成したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスは、時間軸上で最初に印加される第１のフリップパルスと、この第１のフリップパルスの後で印加される反転パルスと、この反転パルスの後で印加される第２のフリップパルスと、前記第１のフリップパルスを印加した後であって前記反転パルスを印加するまでの期間と当該反転パルスを印加した後であって前記第２のフリップパルスを印加するまでの期間のそれぞれにおいて印加される速度エンコードパルスとを含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項３に記載のＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスは、前記第１及び第２のフリップパルス並びに反転パルスとともに印加され且つ前記撮像領域を含む領域を空間的に選択する傾斜磁場パルスを更に含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項３又は４に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のフリップパルスは９０°ＲＦパルスで形成され、前記反転パルスは１８０°ＲＦパルスで形成されることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項３〜５の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスの極性を互いに反対にし、且つ、前記第２のフリップパルスを互いに同じフリップ位相に設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項３〜５の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記コントロールモード及びタグモード間で、前記速度エンコードパルスを互いに同じ極性に設定し、且つ、前記第１又は第２のフリップパルスのフリップ位相を互いに反転させたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスは、前記撮像領域の範囲外で空間的に領域を選択して当該領域内の磁化スピンを横磁化に励起する空間選択パルスと、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスとを含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項８に記載のＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスは、時間軸上で最初に印加される第１のフリップパルスと、この第１のフリップパルスの後で印加される反転パルスと、この反転パルスの後で印加される第２のフリップパルスと、前記第１のフリップパルスを印加した後であって前記反転パルスを印加するまでの期間と当該反転パルスを印加した後であって前記第２のフリップパルスを印加するまでの期間のそれぞれにおいて印加される速度エンコードパルスと、前記第１及び第２のフリップパルス並びに反転パルスとともに印加され且つ前記撮像領域を含む領域を空間的に選択する傾斜磁場パルスとを含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項９に記載のＭＲＩ装置において、
前記空間選択パルスは、前記撮像領域に流入する流体の上流側であって、前記速度選択パルスにより選択される前記撮像領域を含む領域にギャップ無く隣接する所定領域を選択するように形成されたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１０に記載のＭＲＩ装置において、
前記コントロールモード及びタグモードのそれぞれにて、前記空間選択パルス及び前記速度選択パルスを介して励起される前記流体の磁化スピンの縦磁化の極性が一致するように前記速度エンコードパルスの強度及び前記第２のフリップパルスのフリップ位相を設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスは、前記撮像領域の範囲外で空間的に領域を選択して当該領域内の磁化スピンを横磁化に励起するとともに、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行うパルス列を含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るように構成したＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスは、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを含み、
この速度選択パルスは、前記撮像領域を含む領域を空間的に選択するパルス列を含むことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得る手段を有し、前記パルスシーケンスは、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを含むように形成したＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスの位相の補正量を求める位相補正量演算手段と、この位相補正量演算手段により演算された補正量を前記パルスシーケンスに反映させる位相補正手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１４に記載のＭＲＩ装置において、
前記速度選択パルスは、時間軸上で最初に印加される第１のフリップパルスと、この第１のフリップパルスの後で印加される反転パルスと、この反転パルスの後で印加される第２のフリップパルスと、前記第１のフリップパルスを印加した後であって前記反転パルスを印加するまでの期間と当該反転パルスを印加した後であって前記第２のフリップパルスを印加するまでの期間のそれぞれにおいて印加される速度エンコードパルスとを含み、
前記位相補正量演算手段は、測定用のパルス列を用いて前記被検体に対して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手段と、このプレスキャンにより得られたエコー信号から当該エコー信号の位相分布を演算する位相分布演算手段手段と、この演算手段により演算された位相分布を用いて前記補正量を演算する補正量演算とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１５に記載のＭＲＩ装置において、
前記補正量演算手段は、前記位相の空間的な０次及び１次の分布に対する補正量を演算する手段であり、
前記位相補正手段は、前記０次の位相補正量で前記第２のフリップパルスの位相を補正し、且つ、前記１次の位相補正量で前記速度エンコードパルスの強度を補正する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るＡＳＬイメージング方法において、
前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行うパルス列であって、当該速度選択パルスによる速度選択励起時に前記コントロールモード及びタグモードそれぞれにおいて励起された横磁化が互いに逆極性に位相シフトを生じさせるように形成した速度選択パルスを前記パルスシーケンスに設定し、このパルスシーケンスを用いて前記スキャンを行うことを特徴とするＡＳＬイメージング方法。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づくコントロールモード及びタグモードのパルスシーケンスに拠るスキャンをそれぞれ実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るＡＳＬイメージング方法において、
前記パルスシーケンスとして、前記撮像領域の範囲外で空間的に領域を選択して当該領域内の磁化スピンを横磁化に励起する空間選択パルスを印加し、この後に、前記撮像領域を通過し且つ一定の速度範囲を有する流体の磁化スピンを選択的に励起して横磁化とした後、この横磁化を縦磁化に戻す励起を行う速度選択パルスを印加し、この後でイメージング用のパルス列を印加することを特徴とするＡＳＬイメージング方法。 - 被検体の撮像領域に対してＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法に基づき速度選択パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンをコントロールモード及びタグモードそれぞれにて実行して前記撮像領域のＡＳＬ画像を得るＡＳＬイメージング方法において、
前記速度選択パルスの位相に対する少なくとも０次及び１次の補正量を求め、この演算された補正量を前記パルスシーケンスに反映させる位相補正手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
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