JP2004329614A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】造影剤を投与することなく、また事前の心電同期タイミングの測定をする必要も無く、従来よりも簡単に、被検体内の血流などの流体の動態情報を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、ＥＣＧ信号のＲ波に異なる遅延時間で同期して被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行してエコー信号を収集する手段と、この収集されたエコー信号から所望領域を流れる撮像目的の血流に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備える。パルスシーケンスは、エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含む。この読出し傾斜磁場パルスを、周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルス（パーシャルなフロー・コンペセーション・パルス又はフロー・スポイリング・パルス）とにより形成する。
【選択図】 図３

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内のスピン（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに係り、とくに、造影剤を用いることなく、被検体の血流などの流体の動態情報を収集して提示することができる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをその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ＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤の投与を伴うことから、被検体に対して侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
この造影ＭＲアンギオグラフィ法に代わる手法として、本発明者は特許文献１に示すように、静磁場中に置かれた被検体の内部で動きを示す血流の動き方向に読出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態で、当該読出傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行して被検体からエコー信号を収集する手段と、このエコー信号から画像を生成する手段とを備え、読出し傾斜磁場パルスを、エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ血流の磁化スピンの位相挙動を制御する強度変更可能な位相挙動制御パルスとにより形成し、この位相挙動制御パルスは前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成するという構成を提案している。このスキャンは、事前に最適な心電同期タイミングを測定して、このタイミングで心電同期スキャンとして実行するようになっている。
【０００５】
【特許文献１】
特開平２００２−２０００５４号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した特許文献１に記載の読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンは、イメージング用のスキャンとして実行されるものであり、このスキャンを実行する前に、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと呼ばれる準備用スキャンを実行して、最適な心電同期タイミングを測定しなければならず、その測定に手間や時間が掛かることから、医療の現場で、もっと簡便に且つ非造影で血流の動態に関する情報を得たいとする要望には応えきれていない、という現状にあった。
【０００７】
本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、造影剤を投与することなく、また事前の心電同期タイミングの測定をする必要も無く、従来よりも簡単に、被検体内の血流などの流体の動態情報を提供する磁気共鳴イメージング装置を提供することを、その目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上述した目的を達成するため、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、この心時相収集手段により収集された信号に現れる参照波の複数個それぞれに異なる複数の遅延時間で各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行するとともに前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことを主要な特徴とする。
【０００９】
この位相挙動制御パルスの強度を適宜に調整することで、スピンの位相分散の状態を積極的に制御することができる。これにより、流速が遅い流体（血流など）や流速が速すぎる流体から確実にエコー信号を収集できる。同時に、異なる心時相で、すなわちマルチフェースでエコー信号を収集するので、エコー信号に差分演算などの適宜な処理を施して流体の動態情報を提供することができる。この結果、準備用スキャンを行って事前に最適な心電同期タイミングを測定する必要も無くなるので、使い易いＭＲイメージング法を提供できる。
【００１０】
好適には、前記スキャン手段は、前記パルスシーケンスに含まれる前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を前記流体の流れ方向に実質的に合わせるように前記スキャンを実行するように構成される。この場合、例えば、前記位相挙動パルスは、前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成される。前記位相挙動制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて変更することが好ましい。
【００１１】
また、好適には、前記動態情報提供手段は、前記流体の流れの動態を画像化して表示するように構成することである。一例として、前記動態情報提供手段は、前記相互に異なる遅延時間それぞれに同期して収集された複数のエコー信号を時系列方向の昇順又は降順に沿って信号相互間の差分値を演算する演算手段と、この演算手段により演算された差分値を表示する表示手段とを備えることができる。
【００１２】
例えば、前記パルスシーケンスは、少なくともハーフフーリエＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、及びＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスを含むパルスシーケンス群の中から選択された１つのパルスシーケンスである。また、前記パルスシーケンスは、例えば、２次元のスキャンを担うパルス列から成る。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００１４】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図５を参照して説明する。
【００１５】
この実施形態にかかる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の概略構成を図１に示す。
【００１６】
（１．１）装置の構成
この磁気共鳴イメージング装置は、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、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００１７】
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、後述するホスト計算機の制御下で、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。
【００１８】
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軸方向、Ｙ軸方向及び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。傾斜磁場部はまた、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の制御のもとで、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。
【００１９】
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、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒから成る論理軸方向を任意に設定・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。
【００２０】
送受信部は、磁石１内の撮像空間にて被検体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の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００２１】
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、入力器１３、及び音声発生器１６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（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２２】
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の動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒ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。
【００２３】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャン又は３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよいが、とくに、そのスキャン時間の長さを考慮すると、本実施形態は２次元スキャンに好適である。また、そのパルス列の形態としては、高速ＳＥ（ＦＳＥ）法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）などが特に好適である。
【００２４】
これらのパルスシーケンスは、後述するように、本発明の特徴の一部を成す、マルチフェース（複数の心時相）に拠る心電同期法として実行される。
【００２５】
さらに好適には、この心電同期法を、スキャン時間にも拠るが、被検体に数十秒から１分程度の間、息を止めてもらう息止め法を併用して、体動アーチファクトを防止するようにしてもよい。
【００２６】
また、上述した心電同期法を、近年、高速撮像法として注目されているパラレルイメージング（ＰＩ）法の元で実行してもよい。このパラレルイメージング法は、基本的に、複数のＲＦコイル（要素コイル）から成るアレイコイル（以下、Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ Ｃｏｉｌ： ＰＡＣ）、いわゆるマルチコイルを用いるとともに、位相エンコードをスキップさせることで、その位相エンコード数を画像再構成に必要な所定位相エンコード数のＲＦコイル数分の１に減らす、いわゆる、サブエンコーディング収集の元で実行される。これにより、各ＲＦコイルが同時にエコー信号を受信し、これらの受信したエコー信号からＲＦコイル毎に画像データが生成される。これにより、ＲＦコイル毎に生成した画像のＦＯＶは小さくなり、スキャン時間は短縮されて撮影の高速化が図られる。
【００２７】
その一方で、各ＲＦコイルから収集したエコー信号を再構成した画像には、その画像端には折返し（ｗｒａｐ−ａｒｏｕｎｄ又はｆｏｌｄｉｎｇ；エリアシングとも呼ばれる）が生じる。そこで、このパラレルＭＲイメージング法の場合、複数のＲＦコイルの感度が個々に異なることを利用して、各ＲＦコイルに対応して得られた複数枚の画像それぞれをアンフォールディング（ｕｎｆｏｌｄｉｎｇ）する展開処理が後処理として行われる。この展開処理には、ＲＦコイルの空間的な感度マップが用いられる。
【００２８】
この展開処理が施された複数枚の画像が最終のフルＦＯＶ（視野）の画像に合成される。このようにパラレルイメージング法によって、スキャンの高速化を図るとともに（高速撮像）、例えば腹部全体のように広い視野の最終画像を得ることができる。
【００２９】
図１に戻って説明すると、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００３０】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分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。また入力器１３を介して、オペレータが希望する心電同期タイミング設定情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３１】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００３２】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、心電同期法に拠るイメージングスキャンを実行するときに用いることができる。
【００３３】
（１．２）イメージングスキャン
次に、この実施形態におけるイメージングスキャンの動作を図２〜５を参照して説明する。
【００３４】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行し、その一環として、入力器１３からの操作情報に応答して図２に示すイメージングスキャンの処理を実行する。
【００３５】
具体的には、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（読出し方向傾斜磁場パルスの印加方向、画像サイズ、スキャン部位に応じたパルスシーケンスの種類など）、位相挙動制御パルス条件（読出し方向傾斜磁場パルスに付加する位相制御パルスの種類（パーシャル・フロー・コンペンセーション（Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣ）パルス又はパーシャル・フロー・スポイリング（Ｐａｒｔｉａｌ ＦＳ）パルス）、位相挙動制御パルスの強度など）、心電同期条件（初期遅延時間ｄ１、遅延時間のインクリメント値、同期回数（撮像画像数）、Ｒ−Ｒ間隔など）、及び画像処理法の情報（ＭＩＰ処理、差分処理など。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処理、加算処理のいずれかなど。）を入力し、それらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ１）。
【００３６】
次いで、ホスト計算機６は、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２）、息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ３）。これにより、音声発生器１４は、「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる。
【００３７】
この後、ホスト計算機６はシーケンサ５にイメージングスキャンの開始を指令する（ステップＳ４）。
【００３８】
シーケンサ５は、このイメージングスキャン開始の指令を受けると、パルスシーケンス情報として予め指定されているパルスシーケンスをＥＣＧ信号に基づく心電同期法の元で実行する。
【００３９】
このパルスシーケンスの一例を図３に示す。同図に示すパルスシーケンスは、２次元のＦＡＳＥ法に基づくパルス列で成る。ただし、このパルス列には、スライス方向傾斜磁場パルス及び位相エンコード方向傾斜磁場パルスは図示しておらず、読出し方向傾斜磁場パルス（ＲＯ ｇｒａｄｉｅｎｔ）のみについて、その原形（オリジナル）波形、位相挙動制御パルスとしてのパーシャル・フロー・スポイリング（Ｐａｒｔｉａｌ ＦＳ）パルス、及び、同じく位相挙動制御パルスとしてのパルスパーシャル・フロー・コンペンセーション（Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣ）パルスが図の下から順に記載されている。なお、エコー間隔（ＥＴＳ）は４ｍｓｅｃ程度と極力短縮させ、スキャン時間の短縮化を図っている。
【００４０】
Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルスは、血流速度が速めのときに読出し傾斜磁場パルス（本体パルス：オリジナル波形参照）とは逆極性の方向に印加されるパルスであり、血流速度が速い又は速めであるときに、その磁化スピンの位相分散を抑制し、信号値を確実に捕捉できるようにすることを目的としている。Ｐａｒｔｉａｌ ＦＳパルスは、血流速度が遅めのときに読出し傾斜磁場パルス（本体パルス）と同極性の方向に印加されるパルスであり、血流速度が遅い又は遅めであるときに、その磁化スピンの位相分散を助長して、高い信号値を収集できるようにすることを目的としている。
【００４１】
Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルス及びＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスは、読出し傾斜磁場パルス（本体パルス）の時間軸方向の先頭に付加されているパルスがその機能を果たし、この先頭パルスと対をなすように後ろに付加されているパルスは、先頭パルスによって制御したスピン位相を補償する機能を有する。このように、先頭及び後ろに付した両パーシャルパルスによってスピンの位相挙動制御という同一目的を果たすので、両パーシャルパルスを含めて位相挙動制御パルス（Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルス及びＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルス）と呼ぶことにする。
【００４２】
なお、本実施形態において用いている「パーシャル（Ｐａｒｔｉａｌ）」の用語は、本体パルスに対して部分的であること示し、この「部分的」とは、本体パルスの波形面積（強度）を１００％としたときに、０よりも大きく且つ１００％未満の面積範囲を表している。したがって、この位相挙動制御パルスの波形面積の割合は、測定対象部位を流れる血流速度などを勘案してオペレータにより位相挙動制御パルス条件の入力項目の中で、そのパルスの種類と共に、指定される。
【００４３】
なお、この位相挙動制御パルスの波形面積、すなわちスピンの位相を制御する強度は、オペレータが所望撮像部位の種別に応じて手動設定する場合に限られず、撮像部位と位相挙動制御パルスの強度との関係をテーブルとして記憶しておいて、オペレータがスキャン条件の中で所望の撮像部位を指定することに応じて、かかるテーブルを参照して自動的に位相挙動制御パルスの強度を設定できるようにしてもよい。
【００４４】
さらに、図３に模式的に示すように、心電同期条件によってオペレータから指令された条件の元に、２次元ＦＡＳＥ法に基づくパルス列が被検体の所望撮像領域に印加される。具体的には、最初にＥＣＧ信号に現れるＲ波のピーク値から遅延時間ｄ１だけ遅れた時刻に同期して２次元ＦＡＳＥ法に基づく１ショットのスキャンが実行される。これにより、２次元ｋ空間に充填されエコーデータが収集される（このとき、収集後にハーフフーリエ法に従う演算によりエコーデータを充填させるｋ空間の一部領域は除く）。次いで、２Ｒ−Ｒ後、Ｒ波のピーク値からｄ２（＞ｄ１）だけ遅れた時刻に同期して、同じく２次元ＦＡＳＥ法に基づく１ショットのスキャンが前回と同一スライスに対して実行される。さらに、２Ｒ−Ｒ後、Ｒ波のピーク値からｄ３（＞ｄ２）だけ遅れた時刻に同期して、同じく２次元ＦＡＳＥ法に基づく１ショットのスキャンが前回と同一スライスに対して実行される。以下、同様にして、遅延時間を所定のインクリメント値ずつ変えて同様のスキャンが同一スライスに対してなされる。
【００４５】
このとき、初期遅延時間、インクリメント値（遅延時間の変化幅）、及びショット回数は心電同期条件によりオペレータから指定されている。例えば、初期遅延時間＝１００ｍｓｅｃ、インクリメント値＝５ｍｓ、及びショット回数＝３０回というもので、とくに、遅延時間のインクリメント値、すなわち「ｄ_ｎ＋１−ｄ_ｎ」が数ｍｓと非常に狭い時間間隔にも設定することで、血流動態の観測が可能になることが特徴である。また、Ｒ−Ｒ間隔も、観測対象の血流速度によってオペレータから予め指定されている。血流速度が比較的早いときは、観測部位へのフレッシュな血流の流入も速いので、１Ｒ−Ｒ又は２Ｒ−Ｒとすることができ、一方、その反対に、血流速度が比較的遅いときは、観測部位へのフレッシュな血流の流入を待つために、例えば３Ｒ−Ｒ以上の間隔に設定される。
【００４６】
さらに、このパルスシーケンスによれば、読出し方向傾斜磁場パルスＧ_Ｒの印加方向は、オペレータにより、撮像目的の血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流れる方向にほぼ一致するように予め設定される。
【００４７】
図３に戻って説明すると、ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（ステップＳ５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる。
【００４８】
患者Ｐから発生するエコー信号は、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。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に送られ、メモリで形成される２次元ｋ空間の位相エンコード量に応じたライン位置毎に配置される。
【００４９】
以上のイメージングスキャンが終わると、シングルスライス・マルチフェーズで収集されたエコーデータが各ｋ空間に配置され、さらにハーフフーリエ法の元での演算によるデータ充足がなされるので、２次元のフーリエ変換による画像再構成が行われる。これにより、心時相がインクリメント値ＩＮＣ（＝「ｄ_ｎ＋１−ｄ_ｎ」）分ずつ異なった同一スライスの実空間画像データが順次作成される（ステップＳ７）。
【００５０】
画像再構成が終わると、ホスト計算機６は、作成した実空間画像をＭＲＡ像として時系列にそのまま表示する（ステップＳ８）。これにより、術者などに、血流動態の情報をある程度、提供することができる。
【００５１】
加えて、ホスト計算機６は、作成した実空間画像に基づく差分演算によるシネ表示を行うか否かについて、オペレータとの間でのインターラクティブなやり取りを行って判断する（ステップＳ９）。この判断によりシネ表示の実行が決せられると、ホスト計算機６は差分画像の演算及びシネ表示（動画表示）を行う（ステップＳ１０、Ｓ１１）。これらの演算は、演算ユニット１０に実行させてもよい。
【００５２】
上述したように収集したシングルスライス・マルチフェーズの複数枚の画像は、それらを１心周期内で表すと、図４に示す概念図のようになる。すなわち、１心周期を細かいインクリメント値ＩＮＣで区切った、互いに異なる心時相ｄ１，ｄ２，ｄ３，…で順に同一スライスを収集した複数枚の画像になる。インクリメント値ＩＮＣは、例えば、数ｍｓでもよいし、数十ｍｓでもよいし、１００ｍｓ程度であってもよい。
【００５３】
この複数枚の画像は、上述したように、位相挙動制御パルスとしてのＰａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスが読出し方向傾斜磁場パルスのパルス本体に付加されて収集されたものである。このため、Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスによって、各心周期内に収集されるスピンのバラケ度（位相分散）が抑制又は助長される。すなわち、心周期内において収集される信号値を概念的には図５に示す如く、制御することができる。同図の曲線は、収縮期から拡張期に至る血流速度（比較的速い流速の場合）とＦＡＳＥ法で収集した信号値との変化を示している。Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスの強度を変更することより、信号値曲線を図５のＳ１、Ｓ２のように制御することができる。このＰａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスの強度を適宜に設定してやることで、異なる心時相ｔ１、ｔ２間の信号値差を強調しながら、血流を描出した画像（ＭＲＡ像）を提供することができる。
【００５４】
そこで、複数枚の画像を時間軸方向（昇順又は降順）において適宜な方法の差分演算を行うと、静止している画素信号は消去され、動いて画素信号が変化している成分、すなわち血流を描出することができる。この差分演算は、例えば、時間軸方向において最初に又は最後に収集された画像を基準に、この画像から順次、残りの画像を時間軸方向に沿って差分することで、血流の動態のみを描出することができる。この差分演算によって生成された複数枚の差分画像をシネ（動画）表示することで血流の動態をダイナミックに提供することができる。
【００５５】
なお、血流動態を表す情報として、上述した複数枚の画像から血流速度を演算して数値で又はグラフ化して表示するようにしてもよい。
【００５６】
このように、本実施形態によれば、読出し方向傾斜磁場パルスに、強度を調整したＰａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスを付加し且つ１心周期内で心時相を変えてスキャンを行うようにしたため、遅い血流の動静脈の差別化や、速い血流のディフェーズ効果の低減化を実現して、血流動態の情報をダイナミックに提供することができる。したがって、従来のように、イメージングスキャンの前に最適な心電同期タイミングを測定するための準備用スキャンを実行しなければならないということも無く、簡単に勝つ迅速に血流動態を観察することができる。
【００５７】
とくに、従来のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの場合、ＥＴＳ（ｅｃｈｏ ｔｒａｉｎ ｓｐａｃｉｎｇ）と血流流速が互いに適した血管についてはその動静脈分離が可能であったが、下肢などの血流速度が著しく遅い手足の血管についてはその動静脈分離は困難であった。それは、位相エンコード方向のボケ（Ｂｌｕｒ）を防止するには、ＥＴＳを極力短くしたＦＳＥ法やＦＡＳＥ法のパルスシーケンスを用いる必要があるためであり、このようなパルスシーケンス用いると、遅い血流の場合、信号が集まりすぎて動静脈分離を行うことができない。さらに血流流速が速い血管（大動脈弓部、頚部など）の場合も、ＥＴＳを短くしても、ＥＴＳの期間に信号がディフェーズしてしまい、そのため再構成画像にＮ／２アーチファクトを生じ易い。これに対し、本実施形態によれば、Ｐａｒｔｉａｌ ＦＣパルス又はＰａｒｔｉａｌ ＦＳパルスを付加しているので、このパルス強度を適宜な値に調整することによって、磁化スピンのディフェーズやリフェーズの変化を積極的に利用してフローボイド効果を制御することができ、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが抱える問題も克服することができる。
【００５８】
さらに、造影剤を投与しなくても済むので、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさからも解放される。
【００５９】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【００６０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、この心時相収集手段により収集された信号に周期的に現れる参照波の複数個それぞれからの相互に異なる複数の遅延時間に各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行して前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことから、造影剤を投与することなく、また事前の心電同期タイミングの測定を行う必要も無く、従来よりも簡単に、被検体内の血流などの流体の動態情報を提供して医用診断に供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態で実行されるイメージングスキャン及び収集データに処理を示す概略フローチャート。
【図３】実施形態で使用されるパルスシーケンスの一例を示すタイミングチャート。
【図４】血流動態の情報を抽出するために行う、１心周期における差分演算を説明する図。
【図５】収縮期から拡張期に及ぶ血流速度と信号強度との関係例を説明する図。
【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
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット

Claims (8)

1. 被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、
   この心時相収集手段により収集された信号に現れる参照波の複数個それぞれに異なる複数の遅延時間で各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行するとともに前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、
   このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、
   前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、
   この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記スキャン手段は、前記パルスシーケンスに含まれる前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を前記流体の流れ方向に実質的に合わせるように前記スキャンを実行するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記位相挙動パルスは、前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記位相挙動制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて変更するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１〜４の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記動態情報提供手段は、前記流体の流れの動態を画像化して表示するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記動態情報提供手段は、前記相互に異なる遅延時間それぞれに同期して収集された複数のエコー信号を時系列方向の昇順又は降順に沿って信号相互間の差分値を演算する演算手段と、この演算手段により演算された差分値を表示する表示手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１〜６の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記パルスシーケンスは、少なくともハーフフーリエＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、及びＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスを含むパルスシーケンス群の中から選択された１つのパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記パルスシーケンスは、２次元のスキャンを担うパルス列から成ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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