JP2005224639A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 血流を描出する際に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにくく、しかも撮像時間の延長を招くことのなく、安定した画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】 ＭＲＩ装置の計測制御手段は、血流撮像の際に、所定のタイミングに基いて心周期を複数の時相に分割するとともにｋ空間を複数の小領域に分割し、複数の時相の少なくとも２つの時相において異なる小領域のデータを計測する。具体的には、複数の時相のうち血流速が増加していく時相ではｋ空間の低域から高域に向けてデータを計測し、血流速が低下していく時相ではｋ空間の高域から低域に向けてデータを計測する。
【選択図】
図５

Description

本発明は、核磁気共鳴(以下、ＮＭＲと略記する)現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと略記する）装置に関し、特に血管系の走行を描出する際に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにくいＭＲアンジオグラフィ（以下、ＭＲＡという）計測方法を実施する装置に関するものである。

ＭＲＩ計測は、被検体組織を構成する原子核スピンを高周波磁場を印加することによって励起し、それによってスピンが発生するＮＭＲ信号を計測し、スピンの空間分布やスペクトルを描画する。この際、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するために傾斜磁場が印加される。このようなＭＲＩ計測で対象とする原子核スピンは通常水素原子の原子核スピンであり、組織を構成するスピンは静止しているのに対し、血流を構成するスピンは移動する。このことを利用して、ＭＲＩ装置における血流描画法（ＭＲＡ）が種々開発されている。

血流描画法としては、スライス面への流入効果を用いたタイムオブフライト（Time-of-Flight:ＴＯＦ）法、血流による位相拡散の有無を用いて差分を行なうフェイズセンシティブ（Phase-sensitive:ＰＳ）法、血流による位相拡散の極性を反転し、差分を行なうフェイズコントラスト（Phase-contrast:ＰＣ）法、の３種類の方法が主に用いられている。

後二者は、傾斜磁場を印加したときに、血流のような移動スピンがその移動速度に関連した位相変化を受けることを利用したもので、ＰＳ法では信号計測時に静止スピンの位相と移動スピンの位相が揃わないように傾斜磁場を印加するシーケンス（ディフェイズシーケンス）と、信号計測時に静止スピンの位相と移動スピンの位相が揃うように傾斜磁場を印加するシーケンス（リフェイズシーケンス）とを組合せ両者の差分をとって血流部分を描画するものである。またＰＣ法は、血流の方向に極性の異なる傾斜磁場（フローエンコード傾斜磁場という）を印加するシーケンスを動作させて取得したデータの差分をとるもので、６個のシーケンスを動作させることにより３軸についてのデータを得ることができる。また４個のシーケンスの組合せで３軸についてのデータを得る方法も提案されている。

ところで心拍動に応じて特に動脈系の血流速度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の変化は上記ＭＲＡ計測においては血流信号強度の変化をもたらす。特にＰＣ法、ＰＳ法においては、移動スピンの速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果的に差分信号強度の変化に結び付く。しかし従来の計測方法では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計測空間（データが配列される空間：ｋ空間ともいう）のどの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコントラストが変化したり、アーチファクト等の原因となっていた。

すなわち、スピンの位相は傾斜磁場の印加によって与えられる位置情報であり、本来、実空間の位置に依存（磁場中心からの距離に比例）し、各位相エンコードステップで一定であるべきである。しかし血流を構成するスピンは、心拍動により周期的に変動する回転を与えられるために、血流信号に対して与えられる位置情報がエンコードステップ毎に異なることとなり、結果として血流信号は一箇所に結像せず位相方向に流れたアーチファクトとなって現われる。特にＰＣ法やＰＳ法の場合は、定常流に対して速度に比例した位相回転を与えるフローエンコードパルスまたはディフェイズパルスを印加するため、この問題は顕著となる。

このような心拍動によって生じる信号強度の変化やアーチファクトを防止するために、心電同期計測を行うことが有効であることが知られている。図１０はＰＳ法のシーケンスに心電同期計測を適用したもので、このシーケンスでは、１心周期でリフェイズシーケンスを繰り返し、次の心周期でディフェイズシーケンスを繰り返し、２心周期で１位相エンコードステップの１組のデータを取得する。この心電同期計測は常に所定の心時相のみで１画像のためのデータを収集し、同一心時相のデータでｋ空間を埋めている。従って、図１０の計測では各心時相（１〜Ｌ心時相までのＬ枚）の画像を得ることができ、画像コントラストの不均一やアーチファクトのない画像を得ることができる。

しかしこの計測では、２心周期で１位相エンコードステップの計測を行うため、１枚の画像を構成するため必要な位相エンコードステップ数（Ｊ）を得るためには、その２倍（２Ｊ）の心周期分のシーケンスの繰り返しが必要となる。従って１心周期を約１秒、Ｊを２５６とすると１回の計測に約８．５分（＝２５６×２÷６０）を要することになる。またＰＣ法では、６又は４個の異なる種類のシーケンスを組合せて１位相エンコードについての１組のデータを得るようにしているので、計測時間は更に長くなる。このため三次元撮像に上述の心電同期を適用することは実用上は不可能であったり、二次元の撮像のみに限定される結果となっていた。

そこで本発明は、撮像時間の延長を抑えて安定した画像を得ることの可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のＭＲＩ装置が実行するＭＲＡ計測方法においては、画像のコントラストはｋ空間における低域データ（中央部のデータ）によって支配され、画像上の微細な空間変化は高域データ（周辺部データ）によって支配されることに着目し、各心時相において計測される信号を、コントラストに与える影響を考慮してｋ空間に配置し、１枚の画像を構成するようにしたものである。

このため、本発明のＭＲＩ装置は、ＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスの実行の際に、被検体の心電図または脈波信号を参照して、エコー信号毎に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御する。心電図または脈波信号を参照することにより、１心周期の各心時相で計測される信号を、所定のｋ空間配置となるように位相エンコードを付与することができる。これにより例えば血流速が最も速くなる心時相で取得された信号は、画像のコントラストに影響の少ない高周波領域に配置し、血流速が遅い心時相で取得された信号は、画像のコントラストに影響を与える低周波領域に配置し、１心周期で計測されたほぼ全ての信号を１枚の画像用に用いることができる。

具体的には、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の周期運動する移動部分を含む所望の領域から所定のシーケンスに基いて画像再構成に必要なｋ空間データを計測する計測制御手段と、前記周期運動の所定のタイミングを検出する検出手段と、前記ｋ空間データに基づいて前記移動部分を画像化する信号処理手段とを備え、前記計測制御手段は、前記所定のタイミングに基いて前記周期運動における周期を複数の時相に分割し、且つ、前記ｋ空間を複数の小領域に分割すると共に、前記複数の時相の少なくとも２つの時相において異なる小領域のデータを計測することを特徴とする。

本発明のＭＲＩ装置において、例えば、時相の分割数及びｋ空間の分割数は、それぞれ３以上である。また時相の分割数は、周期運動における一周期内のシーケンスの繰り返し数である。
本発明のＭＲＩ装置において、計測制御手段は、例えば、前記移動部分の移動速度が速い第１の時相では前記ｋ空間の高域の小領域データを、前記移動部分の移動速度が遅い第２の時相では前記ｋ空間の低域の小領域データを計測する。

また本発明のＭＲＩ装置において、計測制御手段は、例えば、所定のタイミングに基づいて前記移動部分の移動速度が増加していく第１の時相と、前記移動部分の移動速度が低下していく第２の時相を判定すると共に、前記第１の時相では前記ｋ空間の低域から高域に向けてデータを計測し、前記第２の時相では前記ｋ空間の高域から低域に向けてデータを計測する。

さらに本発明のＭＲＩ装置において、例えば、前記シーケンスは、前記移動部分に異なる位相変化を与える第１のシーケンスと第２のシーケンスとを有し、前記計測制御手段は、前記第１及び第２のシーケンスに基づいてそれぞれ第１のｋ空間データ及び第２のｋ空間データを計測し、前記信号処理手段は、前記第１のｋ空間データ及び第２のｋ空間データを用いて前記移動部分の画像を求める。
この場合、前記計測制御手段は、例えば、前記第１と第２のシーケンスを前記周期運動の周期ごとに交互に繰り返す。
さらに本発明のＭＲＩ装置において、例えば前記移動部分は血流であり、前記第１の時相は心臓が収縮していく時相であり、前記第２の時相は心臓が拡張していく期間の一部である。

上述したＰＣ法やＰＳ法は、血流速による位相回転が静止スピンと異なることを利用して差分信号から画像を再構成する計測法であるため、心拍動による血流の変化を考慮したｋ空間配置とすることにより、フローアーチファクトの影響を除くことができる。

一般に拡張期は比較的血流速が遅く、この時相において取得されたデータをコントラストへの寄与が大きいｋ空間低域に配置する。また収縮期は比較的血流速が速く、この時相において取得されたデータをコントラストへの寄与の少ないｋ空間高域に配置する。これにより、相対的に流速が遅くかつ空間的に低周波成分を有する主幹動脈のコントラストに影響を与える成分をより低速流として捉え、相対的に流速が速くかつ空間的に高周波成分を有する末梢動脈のコントラストに影響を与える成分をより高速流として捉えることができる。流速検出のダイナミックレンジを狭くし、血流検出感度を高めることができる。

以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。

図２は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えている。

静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。

磁場勾配発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇx、Ｇy、Ｇzを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を設定することができる。また本発明のＭＲＡ計測において傾斜磁場コイルは血流スピンに所定軸の位相回転を与えるフローエンコード傾斜磁場を形成する。

シーケンサ４は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び磁場勾配発生系３並びに受信系６に送るようになっている。本発明において、シーケンサ４は、ＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等のＭＲアンジオグラフィ計測シーケンスを起動する。

送信系５は、シーケンサ４から送り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成り、高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４の命令にしたがって変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が被検体１に照射されるようになっている。

受信系６は、被検体１の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成り、送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系７に送られるようになっている。

この信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層像として表示するようになっている。

なお、図２において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に設置されている。

また本発明においては、心電同期計測を可能とするために、被検体に取り付けた心電検出計３１で検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはトリガ信号をシーケンサ４に送出する心電計３０が備えられている。シーケンサ４は心電計３０からのデータ或いはトリガ信号を受信してＭＲＡ計測シーケンスを起動し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制御する。

次にこのようなＭＲＩ装置を用いた本発明のＭＲＡ計測法について説明する。ＭＲＡ計測シーケンスとしては、ＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等公知のシーケンスが可能であるが、ここでは最も効果的で且つ簡素なＰＳ法に適用した場合の実施例について説明する。

図１は、本発明によるＭＲＡ計測法の一例であるＰＳ法ＭＲＡ計測シーケンスを模式的に示したタイミング線図及びｋ空間データ配列を示したものである。図１において、ＥＣＧは心電図を示し、本実施の形態においては、心電計３０からのＲ波をトリガ信号として２種の基本シーケンス、リフェイズシーケンス及びディフェイズシーケンスを起動する。

ディフェイズシーケンスは、例えば図３（ａ）に示すようにエコー信号Ｅの計測の際に、静止スピンと移動スピンとの位相が揃わないようにリードアウト傾斜磁場を印加するシーケンスで、一方リフェイズシーケンスは、図３（ｂ）に示すように負方向のリードアウト傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することにより、エコー信号Ｅのピークに一致して静止スピンと移動スピンとの位相が揃うようにしたシーケンスである。リフェイズシーケンスでは、静止部分についてはディフェイズシーケンスで得られる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化の存在部位では、位相拡散による信号の欠損を抑え、ディフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従って、図４に示すように、ディフェイズシーケンスで計測したディフェイズ画像Ｉ1と、リフェイズシーケンスで計測したリフェイズ画像Ｉ2との差をとって差分画像I3を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部分２１のみを画像化することができる。尚、図３（ａ）及び（ｂ）ではエコー信号を得るためにスピンエコー法を採用したものを示したが、180゜パルスの照射を必要としないグラディエントエコー（ＧＥ）法を採用してもよく、その場合、短時間でエコー信号を計測することができることから好ましい。

また図３（ａ）及び（ｂ）では、エコー信号に位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場が省略されているが、これら基本シーケンスはその繰り返し毎に異なる磁場強度の位相エンコード方向傾斜磁場が印加される。

本発明のＭＲＡ計測シーケンスでは、このような２種の基本シーケンスを、それぞれ１心周期内で所定の位相エンコードステップ数繰り返し、心周期毎に異なる基本シーケンスを実行する。即ち、まず、第１のＲ波の受信によってＭＲＡ計測シーケンスが起動されると次のトリガ信号までの第１心周期において第１の基本シーケンスに当たるリフェイズシーケンスを実行する。このリフェイズシーケンスは、各心時相に応じて位相エンコードステップを変化させながら、所定のステップ数例えばＬ回分実行する。引き続く第２の心周期において、第２の基本シーケンスに相当するディフェイズシーケンスをリフェイズデータを収集したのと同じ位相エンコードステップで同一心時相のデータ収集を行う。この２心周期分の計測を１サイクルとし、画像を構成するのに必要な計測マトリクス数（ｋ空間におけるｋy方向のデータ点数）が得られるまで繰り返す。計測マトリクス数をＪとし、心時相数（１心周期のステップ数）をＬとすると、繰り返し回数ＭはＭ＝Ｊ／Ｌとなる。この場合、２心周期分の計測を１サイクルとしているので合計２Ｍ心周期分の計測を行うことになる。

この場合、位相エンコードステップは、初期値ａとして次式で求められる値を用い、心時相毎にＭステップづつ減じたステップの位相エンコードを与えて繰り返す。

ａ＝［（Ｊ−Ｍ）／２］＋１
このように位相エンコードされた信号は、心時相の１から｛（Ｌ／２）＋１｝までのデータがｋ空間上の低域から順に高域に配置され、さらに心時相の｛（Ｌ／２）＋１｝からＬまでのデータが高域から低域に配置されることになる。

同様に次の心周期ではディフェイズシーケンスが同じ位相エンコードステップで繰り返し実行され、ｋ空間に配置される。これら２つの基本シーケンスの繰り返しからなる１サイクル分の計測が終了した後、位相エンコードステップを１加算し、同様の計測を繰り返すことにより、ｋ空間の測定データが埋められる。

このような位相エンコードステップとすることにより、１心周期内で取得されたデータのうち、比較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの寄与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期データを高周波領域に配置することになる。

図５に、６サイクル分（Ｍ＝６）、即ち１２心周期の計測で１０心時相（Ｌ＝１０）／心周期のデータを収集する場合を示した。この計測の場合、リフェイズ／ディフェイズ各々６０（Ｌ×Ｍ）位相エンコードステップの計測データを得ることができる。これにより、同一スライスに対してリフェイズ／ディフェイズ各１枚の画像（位相エンコード方向に60マトリクス分の分解能を有する画像）を作成できる計測データが揃ったことになる。

尚、図５では計測データのｋ空間配置としてｋy方向（上下方向）に中央から上に１から６心時相まで、最下行から中央方向に６から１０心時相まで配置し、また１つの心時相内では上から下に心周期の番号が大きくなるように配置されているが、これら心時相及び心周期のどちらか一方または両方の順序が逆転した配置であっても同様の効果が得られる。即ち、中央から下に１から６心時相まで、最上行から中央方向に６から１０心時相まで配置してもよく、また１つの心時相内では下から上に心周期の番号が大きくなるように配置してもよい。

ところで図５では簡単のため、位相エンコードステップ数６０の場合を示したが、実際の計測においては、位相エンコードステップ数としては２のべき乗の数値が用いられることが多い。例えば位相エンコードステップ数が２５６の場合、１６心周期（８サイクル分）で３２心時相／心周期のデータを収集することで、リフェイズ／ディフェイズ各々２５６位相エンコードステップの計測データを得ることが可能である。この場合、１心周期がほぼ１秒（心拍数:６０BPM）として１６秒で２次元のＰＳ−ＭＲアンジオグラムを作成することができる。従って、３次元計測の場合でも実用的な時間でＭＲアンジオグラムを作成できる。

信号処理系７はこのように取得された２つの計測データを用いて、図４に示すように再構成演算、具体的には複素数領域（振幅及び位相）での差分処理により、被検体の血流部分のみの画像Ｉ3を再構成する。この画像の各画素の強度はその位置における速度を反映したものとなっている。

尚、以上の実施の形態においては、ＭＲＡ計測シーケンスの起動の際に参照する同期信号源として、心電図のＲ波を用いた場合を説明したが、心拍動の情報を現わすものであれば脈波信号や心音図など心電図以外のものを用いても構わない。

また以上の実施の形態では、各心周期に同数の心時相分のデータを計測する場合について説明したが、一般に心周期の長さは一定ではないので、完全に同期計測するためには、１心周期の８〜９割程度の心時相のみ計測を行い、次の心周期までに余裕時間を持つ必要がある。このような余裕時間を持つことにより、各心周期毎に計測タイミングを決定する心時相とシーケンスの起動とを厳密に同一のタイミングとすることができる。

しかし、一般に計測の対象は心時相に応じて形態的に変化するものではなく、流速のみが変化するものであるので、計測タイミングを決定する心時相は各心周期毎に厳密に同一のタイミングでなくても３０ms程度以下の範囲でずれていても構わない。この程度のずれであれば画像に与える影響を無視できる。

特に図１のリフェイズ／ディフェイズシーケンスをＧＥ系の繰り返し時間ＴＲの短いシーケンスで行う場合には、定常状態を壊さないように、一定の繰り返しタイミングでＲＦ励起を行う必要がある。この場合には、完全に同期をとることはできないが、上述したように３０ms以下のずれは許容でき、しかもこの場合、ＴＲが３０ms以下と短いためにずれ量もそれ以下となり、流速の変化量も問題とならない程小さい。

また心周期の変動に伴って生じる余裕時間においても定常状態を保つためにＲＦ励起を行い、この余裕時間で計測されたデータを加算処理することも可能である。そのような実施の形態を図６に示した。ここでは、所定の時相数（Ｌ）分のデータ収集を終えた後、次のトリガ信号を検出するまで、基本シーケンスを繰り返す。図示する例では、第１心周期ではＬ心時相分のリフェイズシーケンスによる計測の後、３回の計測が行われ、第２心周期では同様にＬ心時相分のディフェイズシーケンスによる計測の後、１回の計測が行われ、更に第３、第２Ｍ心周期では正規の計測後２回の計測が行われている。

この際、この余裕時間の計測における位相エンコードステップは、低周波域位相エンコードａ*（ａ〜ａ＋Ｍの範囲の何れかの位相エンコードステップ）とすることが好ましい。この余裕時間で計測されたデータは、その前後の時相（１又はＬ）において正規に取得した同じ位相エンコードの計測データと加算平均処理を行う等の処理を加えることによって、画像のＳ／Ｎを改善することができる。

データの加算をする場合、リフェイズ／ディフェイズデー夕間で不公平が生じないよう、処理に用いるデータ行数は計測シーケンス全体で同一にすることが好ましい。図示する例では、第１心周期の余裕時間で計測された３つのデータのうち、１つのみを採用することにより、全体として同一のデータ数とする。

また以上の実施の形態では、本発明のＭＲＡ計測をＰＳ法に適用した場合を説明したが、ＰＣ法においても全く同様に適用できる。

よく知られているようにＰＣ法では、図７に示すようなフローエンコードパルスと呼ばれる正負１対の傾斜磁場パルスを印加する。その印加順序によって、血流内のスピンは、流速に応じた位相回転φf-またはφf+を受ける。従って、極性の異なるフローエンコードパルスを交互に印加し得られる信号の複素差分を取ることにより、位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信号のみ検出される。この場合、得られる信号強度は流速に依存して変化し、φf-とφf+の位相差がπとなる流速を有するとき信号強度は最大となる。従って直交座標系の任意の一軸に、正極性のフローエンコードパルスを有するシーケンスと負極性のフローエンコードパルスを有するシーケンスを動作させ取得したデータの差分演算を行なえば、その一軸方向に沿って流れる血流を抽出することができる。これを三軸全てについて、すなわち図８に示すような６個のシーケンスを動作させることにより、全方向の血流を抽出することができる。

このような６個のシーケンスを動作させるＰＣ法に本発明を適用する場合には、６個のシーケンスを基本シーケンスとして、１心周期毎に第１の基本シーケンスを所定回数（Ｌ回）繰り返し、６心周期でそれぞれについてＬ個のデータを取得する。このような６心周期の計測を１サイクルとしてＭサイクル繰り返し、最終的に６×Ｍ心周期の計測を行い、６セットのデータセットを得る。これら６セットのデータのうち、それぞれ同軸の逆極性のフローエンコードを用いた２セットのデータについて差分演算し、その軸についての血流データを得る。

この場合にも、各時相における位相エンコードステップは、図１に示すＰＳ法の場合と全く同様に、第１心時相のデータをｋ空間の中央として、第２、第３・・・心時相のデータを順次ｋy方向の上或いは下に配置し、Ｌ心時相がｋ空間の中央付近に戻るように付与する。これにより比較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの寄与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期データを高周波領域に配置することができる。

またＰＣ法は図９に示すように、１個のリファレンスシーケンスと３軸について負のフローエンコードシーケンス（合計４個）の組み合わせで、３軸方向の血流を検出できる方法がある。このような４個のシーケンスの組み合わせによるＰＣ方法の場合にも、基本シーケンス数が異なるのみで、上述した６個を基本シーケンスとするＰＣ法と同様にして、本発明のＭＲＡを適用することができる。

この場合には４心周期の計測を１サイクルとしてＭサイクル繰り返し、最終的に４×Ｍ心周期の計測を行い、４セットのデータセットを得る。これら４セットのデータのうち、リファレンスのデータと各軸についてのシーケンスのデータとをそれぞれ差分演算することによって、各軸についての血流データを得ることができる。

このようなＰＣ法では、１心周期を約１秒、サイクル数を８回とした場合、６基本シーケンスの場合４８秒で、４基本シーケンスの場合３２秒で２次元のアンジオグラムを形成できる。

尚、本発明をＰＣ法に適用する場合にも、ＰＳ法と同様、同期のタイミングに若干のずれがあってもよく、また余裕時間で計測されたデータを加算することも可能である。

本発明は、血流スピンに位相回転を与える傾斜磁場パルスの印加を含むＭＲＡ計測において、被検体の心電図または脈波信号を参照して、複数のエコー信号毎に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御するようにしたので、１心周期内で計測されるデータを１枚の画像構成のために使用でき、撮像時間をほとんど延長することなく、しかもフローアーチファクトを抑制することができる。また幅広い血流速の範囲をカバーすることができ、血流描出能を高めることができる。特に二次元計測の場合はＰＳ法で２０秒以下程度、ＰＣ法で４０秒以下程度の計測時間で撮像を行うことができる。

本発明は上述した血流スピンに位相回転を与える傾斜磁場パルスを含むＰＣ法、ＰＳ法に適用して上述の効果を得ることができるが、それ以外の血流描画法（ＴＯＦ法）にも適用することは可能であり、この場合にも心拍動の影響の少ない画像を得ることができる。

本発明の１実施の形態であるＰＳ法ＭＲＡ計測法におけるパルスシーケンスの基本的構成およびｋ空間上のデータ配列の説明図 本発明の核磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図 （ａ）はＰＳ法におけるディフェイズシーケンスを示す図、（ｂ）はリフェイズシーケンスを示す図 ＰＳ法における画像再構成法を示す説明図 本発明におけるｋ空間へのデータ配置方法を示す説明図 本発明の別の実施の形態におけるパルスンーケンスの基本的構成およびｋ空間上のデータ配列の説明図 ＰＣ法におけるフローエンコードパルスの印加パターンを示す図 ＰＣ法の６回計測法のパルスシーケンスを示す模式図 ＰＣ法の４回計測法のパルスシーケンスを示す模式図 従来の心電同期MRアンジオグラフィ計測法におけるパルスシーケンスの全体を様式的に表わしたタイミング線図

符号の説明

１・・・被検体
２・・・静磁場発生磁石
３・・・磁場勾配発生系（傾斜磁場発生手段）
４・・・シーケンサ
５・・・送信系
６・・・受信系
７・・・信号処理系
８・・・ＣＰＵ
９・・・傾斜磁場コイル（傾斜磁場発生手段）
１４ａ・・・送信側の高周波コイル
１４ｂ・・・受信側の高周波コイル

Claims (8)

1. 被検体の周期運動する移動部分を含む所望の領域から所定のシーケンスに基いて画像再構成に必要なｋ空間データを計測する計測制御手段と、前記周期運動の所定のタイミングを検出する検出手段と、前記ｋ空間データに基づいて前記移動部分を画像化する信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記所定のタイミングに基いて前記周期運動における周期を複数の時相に分割し、且つ、前記ｋ空間を複数の小領域に分割すると共に、前記複数の時相の少なくとも２つの時相において異なる小領域のデータを計測する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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記時相の分割数及びｋ空間の分割数は、それぞれ３以上であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記時相の分割数は、前記周期運動における一周期内のシーケンスの繰り返し数であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１乃至３のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記移動部分の移動速度が速い第１の時相では前記ｋ空間の高域の小領域データを、前記移動部分の移動速度が遅い第２の時相では前記ｋ空間の低域の小領域データを計測する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乃至３のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記所定のタイミングに基づいて前記移動部分の移動速度が増加していく第１の時相と、前記移動部分の移動速度が低下していく第２の時相を判定すると共に、前記第１の時相では前記ｋ空間の低域から高域に向けてデータを計測し、前記第２の時相では前記ｋ空間の高域から低域に向けてデータを計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１乃至５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記シーケンスは、前記移動部分に異なる位相変化を与える第１のシーケンスと第２のシーケンスとを有し、
   前記計測制御手段は、前記第１及び第２のシーケンスに基づいてそれぞれ第１のｋ空間データ及び第２のｋ空間データを計測し、
   前記信号処理手段は、前記第１のｋ空間データ及び第２のｋ空間データを用いて前記移動部分の画像を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記第１と第２のシーケンスを前記周期運動の周期ごとに交互に繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１乃至７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記移動部分は血流であり、
   前記第１の時相は心臓が収縮していく時相であり、前記第２の時相は心臓が拡張していく期間の一部であ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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