JP2007185547A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】造影剤を投与することなく、非侵襲で、動静脈の分離画像を好適に描出し、データ収集のための撮像時間を大幅に短縮するＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体の第１の心時相、第２の心時相を設定する心時相設定部と、前記第１の心時相の第１のスキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記第２の心時相の第２のスキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と前記第２の画像を差分して差分画像を生成する画像生成部と、を備えるものである。
【選択図】 図１１

Description

本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいて被検体内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関する。とくに、造影剤を使用しなくても、最適な遅延時間のＥＣＧゲート（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ｇａｔｉｎｇ）を掛けて短い撮像時間でエコー信号を収集し、血流を描出するＭＲアンジオグラフィ用のＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。

なお、ここで用いる「血液（または血流）」は、被検体内を流れる脳髄液や血液（血流）などを代表した「流体」の意味として用いる。

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。

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アンジオグラフィが行われつつある。しかし、この造影ＭＲアンジオグラフィ法は、造影剤を投与することから侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的、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。

造影剤を投与できない場合、ほかのイメージング法で実施するしかないが、それに代わる手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法や位相コントラスト（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法が知られている。磁気共鳴イメージングにおける流れの効果は、移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コントラスト法である。

しかしながら、上述したＴＯＦ法や位相コントラスト法にしても、肺野や腹部のＭＲ像を得る場合であって、大動脈などの大血管の上下（ｓｕｐｅｒｉｏｒ−ｉｎｆｅｒｉｏｒ）方向の流れを描出しようとすると、血流方向と垂直に撮像する必要がある。つまり、スライス方向を上下方向にとってアキシャル像を撮影することになり、３Ｄ（３次元）画像を得る場合、撮像枚数も多くなり、全体の撮像時間が相当に長くなってしまう。

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、その目的の１つは、造影剤を投与することなく、非侵襲で、ＭＲＡ（アンジオグラフィ）像を得ることができ、しかも、撮像時間を大幅に短縮することである。

本発明の別の目的は、造影剤を投与することなく、非侵襲で、心臓からポンピングされる血液を好適に描出でき、しかも、この描出に必要なデータ収集のための撮像時間を大幅に短縮することである。

また、本発明の更に別の目的は、造影剤を投与することなく、非侵襲で、動静脈を分離した画像を好適に描出でき、しかも、この描出に必要なデータ収集のための撮像時間を大幅に短縮することである。

さらに、本発明の更に別の目的は、造影剤を投与することなく、非侵襲で、血管の走行方向の描出能を向上させ、しかも、この描出に必要なデータ収集ための撮像時間を大幅に短縮することである。

本発明に係るＭＲアンジオグラフィの手法は、心臓から拍出されたフレッシュな血液を常にスキャンできるので、「ＦＢＩ（Ｆｒｅｓｈ Ｂｌｏｏｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）法」と呼ぶことにする。このＦＢＩ法は、具体的には、最適に設定した遅延時間でＥＣＧ同期を掛け、常に、Ｒ波毎に心臓から拍出されたフレッシュで安定した速い流速の血流を捕捉するとともに、１スライスエンコード毎の繰返し時間ＴＲを短めに設定して、静止実質部の縦磁化緩和を敢えて不十分な状態にし、また、必要に応じてＩＲ（反転回復）パルス、脂肪抑制パルスなどを用いて脂肪信号を抑制し、これにより、実質部からの信号値を抑制する３次元スキャンを行って血流を描出する。これにより、造影剤を投与しなくても血管（血流）を確実に描出できる。

本発明で用いる３次元スキャンは、被検体のボリューム領域をイメージングするためのスキャンであり、いわゆる３次元フーリエ変換法に基づくスキャンのみならず、２次元フーリエ変換法で複数スライスを撮像するマルチスライス法に基づくスキャンを含む、ものとする。このマルチスライス法で本発明を実施する場合、心時相を表す信号への同期タイミングは各スライスで同一に設定される。

とくに、血管の走行方向とほぼ平行な方向に各スライスエンコード毎のデータ収集が行えるようにスライス方向を設定することが望ましい。また、位相エンコード方向を血管の走行方向に合わせることが望ましい。これにより、ＴＯＦ法や位相コントラスト法のように撮像時間が長くなることもない。ＥＣＧ同期の遅延時間を変えて例えば２回撮像したデータの差分を演算することで、動静脈を分離したＭＲＡ像を提供できる。

なお、本発明において言及している「短い繰返し時間ＴＲ」は、ＭＲＣＰ（ＭＲ Ｃｈｏｌａｎｇｉｏｏ Ｐａｎｃｒｅａｔｏｇｒａｐｈｙ）などのＴ２値の長い部位をイメージングするときの従来法に基づくＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法による繰返し時間（５０００ｍｓ〜８０００ｍｓ程度）との比較であって、この繰返し時間よりも短い、ことを意味している。この「短い繰返し時間ＴＲ」は、静止実質部のスピンの縦磁化の緩和を意図的に不十分な状態に置くことを狙っている。従来法との対比から、本発明における「短い繰返し時間ＴＲ」は、４心拍（４Ｒ−Ｒ）以下に設定される。

具体的な手段として、本発明に係るＭＲＩ装置の基本構成は、被検体の第１の心時相、第２の心時相を設定する心時相設定部と、前記第１の心時相の第１のスキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記第２の心時相の第２のスキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と前記第２の画像を差分して差分画像を生成する画像生成部と、を備えることを特徴とする。

好適には、被検体の第１の心時相は拡張期に属する時相であり、前記第２の心時相は収縮期に属する時相であることを特徴とするものである。また、前記第１の３次元スキャン及び第２の３次元スキャンは、ＦＳＥ法或いはＦＡＳＥ法によるものである。さらに、前記画像生成部は、前記差分画像に基づいて非造影の血流像を生成するものである。

例えば、前記画像生成部は、前記差分画像を最大値投影処理するものである。

また、一例として、前記被検体の基準時相から相異なる遅延時間それぞれにて準備用スキャンを行い複数組のエコー信号セットを収集する準備用スキャン手段と、この準備用スキャン手段にて収集された複数組のエコー信号セットに基づいて複数の準備画像を生成する準備画像生成手段を更に備え、前記心時相設定部は、前記複数の準備画像に基づいて前記第１の心時相及び第２の心時相を設定するものである。

また、他例として、被検体の拡張期において第１の３次元スキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記被検体の収縮期において第２の３次元スキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と第２の画像に基づいて非造影の血流像を生成する画像生成部と、を備えるものである。

一方、被検体の基準時相から第１の遅延時間で開始される第１の３次元スキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記被検体の基準時相から第２の遅延時間で開始される第２の３次元スキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と第２の画像に基づいて非造影の血流像を生成する画像生成部と、を備えるものである。

本発明に係るＭＲＩ装置によれば、造影剤を投与することなく、非侵襲で、所望の血管のみを確実に描出し、動静脈を分離したＭＲアンジオグラフィ像を提供し、診断能の向上に寄与することができ、しかも、この描出に必要なデータ収集のための撮像時間を大幅に短縮することができる。

本発明に係るＭＲＩ装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を図１〜図１０を参照して説明する。

この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。

このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、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。

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、ホスト計算機６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。

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。傾斜磁場発生部はまた、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、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。

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，Ｙ，Ｚ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Ｇｓ，Ｇｅ，Ｇｒは、静磁場Ｈ_０に重畳される。

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。

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、および音声発生器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。

このＭＲＩ装置は、予め選択した値の同期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠るスキャンを行うことを特徴の１つとしている。ホスト計算機６は、図２に示すように、予め同期タイミング（心時相）を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）、および、その同期タイミングに拠る心電同期でイメージング用パルスシーケンスを実行するイメージング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３に、心電同期に基づくイメージングスキャンの実行ルーチンの一例を図７および図８にそれぞれに示す。

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。

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）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（ＦａｓｔＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃ 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）などが好適である。

また、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）をシーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原データ（生データとも呼ばれる）を配置し、この原データを１組毎に２次元または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１０は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理を行うようになっている。この合成処理には、複数フレームの画像データを対応画素毎に加算する処理、複数フレームの画像データ間で対応ピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（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。

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、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、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。

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。

さらに、ＭＲＩ装置の心電計測部は、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、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに基づく心電同期のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。

次に、心電同期によるイメージングスキャンのための同期タイミングの決定処理を図３〜図６を参照して説明する。

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ている中で、入力器１３からの指令に応答して、図３に示す準備用スキャンのＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行開始する。

最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン（準備用スキャン）を実行するスキャン条件およびパラメータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、位相エンコード方向などが含まれる。パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング（心時相）を決めるための初期時間Ｔ_０（ここでは、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値からの経過時間）、時間増分に刻み幅Δｔ、回数カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。

次いで、ホスト計算機６は、シーケンスの実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔ_ｉｎｃ＝０：ステップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１６にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するようにしてもよい。

このように準備が整うと、ホスト計算機６はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これにより、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャン実行に移行する。

具体的には、Ｒ波のピーク到達時間からの遅延時間Ｔ_ＤＬが、Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋Ｔ_ｉｎｃにより演算される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返される。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステップＳ４で演算したその時点の遅延時間ＴＤＬがＲ波ピーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ステップＳ６）。この判断処理も遅延時間ＴＤＬが経過するまで続けられる。

Ｒ波のピーク時刻から遅延時間Ｔ_ＤＬが経過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシーケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ７：図４参照）。このパルスシーケンスは好ましくは、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一に設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法である。勿論、このシーケンスには高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用できる。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ−Ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用の本スキャン（イメージングスキャン）が３次元（３Ｄ）法の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、その本スキャンの領域に合わせた３次元スキャンで行ってもよい。

上記シーケンス実行開始の指令後、回数カウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ８）、さらに、時間の増分パラメータＴ_ｉｎｃ＝ΔＴ・ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これにより、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タイミングを調整する増分パラメータＴ_ｉｎｃがそのカウント値に比例して増加する。

次いで、各回のパルスシーケンスの実行に必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステップＳ１０）。さらに回数カウンタＣＮＴ＝予め定めた上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。同期タイミングを最適化させるために、遅延時間Ｔ_ＤＬを各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定される。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻って上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥＳ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ステップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結構です」である。

上述の処理を順次実行すると、一例として、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンスが実行される。例えば、初期時間Ｔ０＝３００ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令していたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間Ｔ_ＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延時間Ｔ_ＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する遅延時間ＴＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同期タイミングを決する遅延時間ＴＤＬが調整される。このため、息止め指令後の最初のＲ波がピーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間Ｔ_ＤＬ（＝Ｔ０）後に、例えばＦＡＳＥ法に基づく第１回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ１が所定時間（５００〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集される。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合でも、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、このＲ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられる。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンスの実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信号が収集される。

そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到達していない場合、ステップＳ５〜ステップＳ１１の処理が再び実行される。このため、図４の例では、３番目のＲ波が出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時間Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋Ｔ_ｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した時点で、第２回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ２}が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間Ｔ_ＤＬ＝Ｔ０＋２・Ｔ_ｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ３}が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋３・Ｔ_ｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ４}が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば５回続き、合計５フレーム（枚）の同一断面のエコーデータが収集される。

エコーデータは順次、受信器８Ｒおよびシーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０はｋ空間のエコーデータを２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再構成する。この画像データはＭＲＡ像データとして記憶ユニット１１に記憶される。ホスト計算機６は、例えば入力器１３からの操作信号に応答して、このＭＲＡ（アンジオグラフィ）像を順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。

このように、心電同期の遅延信号（同期タイミング）をダイナミックに変更した状態でエコーデータを収集・再構成した複数枚のＭＲＡ像の表示例を図５（ａ）〜（ｅ）に示す。これらの図は、２Ｄ−ＦＡＳＥ法（実効ＴＥ（ＴＥ_ｅｆｆ）＝４０ｍｓ，エコー間隔（ＥＴＳ）＝５ｍｓ，ショット数＝１，スライス厚（ＳＴ）＝４０ｍｍ，スライス枚数（ＮＳ）＝１，加算枚数（ＮＡＱ）＝１，マトリクスサイズ＝２５６×２５６，ＦＯＶ＝４０×４０ｃｍ，実際のスキャン時間＝５００ｍｓ程度）、かつ、位相エンコード方向＝図の上下方向（体軸方向）に設定して実験した肺野の画像写真を模写した図である。この画像で目的としているエンティティとしての血流は下行大動脈である。図５において遅延時間Ｔ_ＤＬはそれぞれ、（ａ）でＴ_ＤＬ＝３００ｍｓｅｃ，（ｂ）でＴ_ＤＬ＝４００ｍｓｅｃ，（ｃ）でＴ_ＤＬ＝５００ｍｓｅｃ，（ｄ）でＴ_ＤＬ＝６００ｍｓｅｃ，（ｅ）でＴ_ＤＬ＝７００ｍｓｅｃ、となっている。

これらのシネ表示像を目視観察すれば、大動脈流からのエコー信号が最も強く表れているのは、図５（ｅ）のＭＲＡ像である。ほかの（ａ）〜（ｄ）のＭＲＡ像の場合、（ｅ）に比べて、大動脈流の写っている範囲が極く一部または短い範囲であって、拍動に伴う血流の速度が低いなどの要因から、エコー信号の強度が相対的に低く、フローボイド現象に近い状態になっている。つまり、肺野において大動脈流のＭＲＡ像を得る場合、この実験の場合には、図５（ｅ）の状態、すなわち遅延時間Ｔ_ＤＬ＝７００ｍｓｅｃが最適となる。これにより、心電同期の同期タイミングは、Ｒ波のピーク到達時刻から遅延時間Ｔ_ＤＬ＝７００ｍｓｅｃ後の時刻ということが判明する。

したがって、操作者は、このように遅延時間Ｔ_ＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚のＭＲＡ像から最適な画像、すなわち最適な遅延時間Ｔ_ＤＬを目視判定で決し、この遅延時間のパラメータを引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理を行う。

さらに、上述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにおいて、位相エンコード方向を大動脈流の走行方向に沿った方向（体軸方向）に意図的に設定している。これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、大動脈流の走行方向（方向性）を欠落または落とさずに、より明瞭に撮像することができ、その描出能に優れている。この理由を以下に述べる。

一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ_２時間が若干短い（Ｔ_２＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ_２時間の短めの血流は、Ｔ_２時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ_２＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「Ｒ． ＴｏｄｄＣｏｎｓ−ｔａｂｌｅ ａｎｄ Ｊｏｈｎ Ｃ. Ｇｏｒｅ, “Ｔｈｅ ｌｏｓｓ ｏｆ ｓｍａｌｌ ｏｂｊｅｃｔｓ ｉｎ Ｖａｒｉａｂｌｅ ＴＥ ｉｍａｇｉｎｇ：Ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ＦＳＥ， ＲＡＲＥ， ａｎｄ ＥＰＩ", Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２８, ９−２４, １９９２」に示されている。同文献によると、Ｔ_２時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図６に示すように、“ｐｏｉｎｔｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ"によって表される。図６のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥ_ｅｆｆ ＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ_２＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ_２＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ_２＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ_２＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。

そこで、位相エンコード方向をほぼ血流方向に一致させることで、Ｔ_２時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ_２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流方向が強調されるのである。したがって、上述したように、心電同期のための最適なＭＲＡ像（すなわち最適な遅延時間）を選択するときに、その選択がより容易化される。

次に、この実施形態のイメージングスキャンの動作を図７〜図１０を参照して説明する。

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７に示す処理を実行する。

これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作者が決めた最適な遅延時間Ｔ_ＤＬを例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２０）。次いで、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（位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスなど）および画像処理法の情報（加算処理か最大値投影（ＭＩＰ）処理かなど。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれかなど）を入力し、遅延時間Ｔ_ＤＬを含む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Ｓ２１）。

次いで、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Ｓ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「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（図９参照）。

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開始を指令する（ステップＳ２４）。

シーケンサ５は、イメージングスキャン開始の指令を受けると（ステップＳ２４−１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確実に息止めに移行した時期を見計らうためである。所定ｎ回目のＲ波が出現すると、設定した遅延時間Ｔ_ＤＬだけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。この遅延時間ＴＤＬは、前述したように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより対象とする血流や組織を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた値に最適化されている。

この最適な遅延時間Ｔ_ＤＬが経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５はイメージングスキャンを実行する（ステップＳ２４−５）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスキャンが図９に示す如く心電同期で実行される（同図において位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。このとき、位相エンコード方向ＰＥは指定されている方向、例えば図１０に示すように、血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流れる方向にほぼ一致させる。また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下腹部に設定した３次元撮像領域Ｒ_ｉｍａからエコー信号が収集される。

この１回目のイメージングスキャンが終了すると、シーケンサ５は、最終のイメージングスキャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ２４−６）、この判断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステップＳ２４−７）。つまり、この待機期間が繰返し時間ＴＲとなる。

この繰返し時間ＴＲは、ＭＲＣＰ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｉｓｏｎａｎｃｅ Ｃｈｏｌａｎｇｉｏｐａｎｃｒｅａｔｏｇｒａｐｈｙ）などによりイメージングするときのＦＡＳＥ法による繰返し時間（５０００ｍｓ〜８０００ｍｓ程度）に比べて、短く設定される。これにより、静止実質部のスピンの縦磁化の緩和を意図的に不十分にすることができる。従来法との対比から、この繰返し時間ＴＲは４心拍（４Ｒ−Ｒ）以下に設定される。

このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期間待って、例えば３個目のＲ波が出現すると（ステップＳ２４−７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステップＳ２４−４にその処理を戻す。これにより、その３個目のＲ波ピーク値に同期したＥＣＧトリガ信号から指定遅延時間Ｔ_ＤＬが経過した時点で次のスライスエンコード量ＳＥ２に応じて２回目のイメージングスキャンが前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒ_ｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−４，５）。以下同様に、最終のスライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収集される。

スライスエンコード量ＳＥｎでの最終回のイメージングスキャンが終わると、ステップＳ２４−６における判断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完了通知が出力される（ステップＳ２４−８）。これにより、処理がホスト計算機６に戻される。

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Ｓ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。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（図９参照）。

したがって、図９に模式的に示す如く、例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）毎に心電同期によるイメージングスキャンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法に基づきｎ回（例えば８回）実行される。

患者Ｐから発生したエコー信号は、各回のスキャン毎に、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３次元ｋ空間に配置される。ハーフフーリエ法を採用していることから、収集しなかったｋ空間のデータは演算により求められ、ｋ空間に埋められる。このようにｋ空間全部にエコーデータが配置されると、３次元フーリエ変換が実行され、エコーデータが実空間の画像データに変換される。この画像データはさらにＭＩＰ処理により２次元断層像データに変換される。この断層像データは記憶ユニット１１に格納されるとともに、表示器１２に表示される。

本発明者は、上述した構成の効果を確認するため、腹部の大動脈を描出したコロナル像の撮像を行った。静磁場は０．５Ｔとし、使用したパルスシーケンスは３Ｄ−ＦＡＳＥ法のシーケンス（ＴＥ_ｅｆｆ＝２４．８ｍｓ，ＥＴＳ＝６．２ｍｓ）で、２５６×２５６のマトリクスを、３心拍（３Ｒ−Ｒ）毎に８スライスエンコード量で実行し、腹部のコロナル像をＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｃｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）処理により得た。位相エンコード方向は上下（患者の体軸方向）に設定した。ＥＣＧ遅延時間は６００ｍｓとした。全体の撮像時間は約２３秒で、１回息止めで行った。この結果、優れた血管描出能を確認できた。

このように、１スライスエンコード毎の繰返し時間ＴＲが２心拍（２Ｒ−Ｒ）や３心拍（３Ｒ−Ｒ）といった短めに設定することで、静止実質部の縦磁化緩和を積極的に不十分にして、実質部からの信号値を抑制できる。

しかも、ＥＣＧ同期によって１心拍毎に流れてくる流速の比較的速い血液を描出できる。スライスエンコード毎に、血流が安定した拡張期にスキャンを実行させる最適な遅延時間Ｔ_ＤＬに拠る心電同期法であるので、血流を確実に捕捉でき、かつ、心臓から吐出されたフレッシュな血液を常にスキャンできる。本発明者は、このＭＲアンジオグラフィの手法を「ＦＢＩ（Ｆｒｅｓｈ Ｂｌｏｏｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）法」と名付けた。

Ｒ波出現の直後に発生する乱流的な時間帯を回避し、血流状態が比較的安定している時間帯を選択してスキャンできる。これにより、乱流的な血流の影響を排除でき、安定した血流状態でのエコー信号をｋ空間の位相エンコード方向の中心域に配置して、再構成画像のコントラストを高めることはできる。

したがって、血流の描出能に優れたＭＲアンジオグラフィを提供できる。

また、繰返し時間ＴＲおよびエコー間隔を短く設定するとともに、位相エンコード方向を血管走行方向にほぼ一致させ、かつ、スライス方向を患者の冠状方向の前後（前から背中に抜ける）にとるので、ＴＯＦ法などのような血流と垂直に撮影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くなる。さらに、スライス方向の撮像範囲（長さ）が短くなり、スライスエンコードの印加回数が少なくて済むので、全体の撮像時間が従来のＴＯＦ法や位相エンコード法に比べて大幅に短縮される。これにより、患者の負担も少なく、患者スループットも上がる。

これに付随して、全体の撮像（複数回のイメージングスキャン）が１回の息止め可能期間内に終わることができるから、患者の負担も著しく少なくなる。

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とともに、造影法と違って、必要に応じて繰返し撮像が可能になる。

さらに、位相エンコード方向を血管の走行方向と一致又は略一致させているので、ピクセルのぼけ（ｂｌｕｒｒｉｎｇ）を積極的に利用でき、これにより、血管の走行方向の描出能にも優れている。撮像部位の血管走行方向応じて位相エンコード方向を変えることで、多様な部位に容易に対処できる。

また、高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使用しているので、サスセプタビリティや形態の歪みの点での優位性も当然に享受することができる。

さらに、心電同期の同期タイミングが予め最適化されるから、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くなり、操作者の操作上の負担も軽減するとともに、患者スループットの向上も可能になり、さらに患者の負担も軽減または抑制される。

さらに、上述した実施形態の場合、１回の息止め期間に全部のイメージングスキャンを終えるようにしている。このため、肺などの周期的運動による体動アーチファクトの発生を抑制できるとともに、複数回にわたって息止め撮像をするときの患者の体自体の位置ずれに因る体動アーチファクトの発生も合わせて低減できる。これにより、アーチファクトのより少ない高品質の画像を提供できる。

ところで、本実施形態によれば、位相エンコード方向を変えて収集したエコーデータの複数枚の画像から新規な合成画像を得ることができる。この合成画像はエンコード方向の変更制御に拠って、とくに、Ｔ_２時間の短めな血流の描出能に優れている。

（第２の実施形態）
本発明の第２の実施形態を図１１および図１２に基づき説明する。この実施形態のＭＲＩ装置は、上述した実施形態の構成を更に展開したもので、ＥＣＧ同期の遅延時間を変えて撮像し、この撮像による複数のＭＲＡ（アンジオグラフィ）原画像を相互に差分することで特定の血管のみを描出することを特徴とする。

なお、本実施形態のハード構成は第１の実施形態で説明したものと同一または同等である。

図１１に概略示す如く、ホスト計算機６は、例えば大動脈などの特定血管を描出する指令が出されると（ステップＳ３１）、シーケンサ５にＥＣＧ遅延時間ＴＤＬ＝α１（例えば１００ｍｓ）とＴ_ＤＬ＝α２（≠α１：例えば５００ｍｓ）とのイメージングスキャンを指令する（ステップＳ３２，Ｓ３３）。この複数種の遅延時間ＴＤＬはその値が異なっていれば適宜な値に設定でき、描出対象の血管の種類に応じて、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンなどにより予め決めて記憶していてもよいし、その都度、撮像条件の一部としてオペレータに入力させるようにしてもよい。

この複数種の遅延時間Ｔ_ＤＬそれぞれに基づき複数回撮像された原データは、前述と同様に、演算ユニット１０に格納されて画像再構成演算が実施される（ステップＳ３４）。次に、ホスト計算機６は、演算ユニット１０に、再構成された複数組の画像データ同士でのピクセル毎の重み付け差分演算を指令する（ステップ３５）。

これにより、一例として図１２に模式的に示すように、例えばＥＣＧ遅延時間Ｔ_ＤＬ＝１００ｍｓの３次元画像データの組と、ＴＤＬ＝５００ｍｓの３次元画像データの組との間で重み付け差分演算がなされる。同図（ａ）に示すように、ＥＣＧ遅延時間Ｔ_ＤＬ＝１００ｍｓが短いと、パンプ（拍出）された血液が乱流であるためフローボイドになり、動脈ＡＲの信号値が殆ど零となって（実際の画像写真では黒く表される）、静脈ＶＥの信号のみが収集される。これに対して、同図 （ｂ）に示すように、ＥＣＧ遅延時間Ｔ_ＤＬ＝５００ｍｓと適宜な値である場合、動脈ＡＲおよび静脈ＶＥの信号が共に適宜な強さで収集される。したがって、同図（ａ），（ｂ）の画像データをピクセル毎に相互に重み付け差分することで、同図（ｃ）に示す如く動脈ＡＲのみを描出する３次元の画像データを得る。同図の場合、同図（ａ），（ｂ）の画像データに対して、「（ｂ）−ｋ・（ａ）」の重み付け係数ｋを用いた差分演算が実施される。重み付け係数ｋは、静脈ＶＥの画像データが差分演算によって良好に相殺されるように決められている。

次いで、ホスト計算機６は演算ユニット１０に対し、差分された画像データにＭＩＰ処理を指令し（ステップＳ３６）、次いで、それを表示させる（ステップＳ３７）。これにより、動脈ＡＲを好適に描出したＭＲＡ像が提供される。

これにより、前述した第１の実施形態と同等の作用効果を得ることができ、加えて、所望の血管のみを確実に描出できるから、とくに動静脈を分離したＭＲＡ像を提供して診断能の向上に寄与することができる。

なお、本発明における上述した差分演算は、ＥＣＧ遅延時間が異なる２組の３次元原データ（ｋ空間データ）同士で差分演算を行い、その後に、再構成／ＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｃｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：最大値投影）処理を行うようにしてもよい。

（第３の実施形態）
本発明の第３の実施形態を図１３に基づき説明する。

この実施形態のＭＲＩ装置は、心電同期法によるイメージングスキャンの別の例に関し、とくにＭＴパルスの印加に特徴を有する。本発明に拠るＦＢＩ法に関しては、前述したＦＢＩ法独特の設定および構成を継承している。

ハードウエア構成およびイメージング処理は前述した第１又は第２の実施形態と同一または同様である。

本実施形態では、ＥＣＧ同期法の遅延時間Ｔ_ＤＬ（同期タイミング）がＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより収集される画像を用いて最適値に設定された後、図１３に示すイメージングスキャンが前述と同様の手順でシーケンサ５により指令される。このイメージングスキャンには息止め法も併用される。

図１３に示すパルスシーケンスの列は、各列毎に、ＥＣＧ信号のＲ波に所定遅延時間Ｔ_ＤＬをもって同期する。各ショット（ＲＦ励起）毎のパルスシーケンスは、最初に印加される事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅと、これに続くデータ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑから成る。

事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅは、ＭＴ効果を生じさせるＭＴパルス列Ｐ_ＭＴと、このＭＴパルス列Ｐ_ＭＴの印加後に印加する傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ,ＳＰ_Ｒ,ＳＰ_Ｅとを含む。ＭＴパルス列Ｐ_ＭＴは、ＭＴパルスとして順次印加する複数個の励起用のＲＦパルスＰ_１，Ｐ_２，Ｐ_３，…，Ｐ_ｎと、これらのＭＴパルスと並行して印加するスライス用傾斜磁場パルスＧＳとから成る。

スライス用傾斜磁場パルスＧ_Ｓの印加強度＝Ｇ_Ｓ１は、ＭＴパルスの印加が、目的とする撮像領域に対してはオフ・レゾナンスなＲＦ励起となるように設定される。一例として、このスライス用傾斜磁場パルスＧＳに拠る選択領域が、撮像領域（このときＧＳ＝Ｇ_Ｓ２(Ｇ_Ｓ１）とは異なるギャップレスまたはギャップ有りの位置になるように設定されている。

各ＭＴパルスＰ_１（Ｐ_２，Ｐ_３，…，Ｐ_ｎ）は、一例としてＳＩＮＣ関数で形成され、このパルス印加に伴うスピンのフリップ角ＦＡ＝例えば９０°になるように強度設定されている。ＭＴパルスＰ_１，Ｐ_２，Ｐ_３，…，Ｐ_ｎの総個数は一例として１０個に設定されている。

つまり、本実施形態では、大きなフリップ角度ＦＡ（例えば５００°〜１０００°）のＭＴパルスを１個、スライス選択で印加する従来の構成に代えて、このＭＴパルスを複数個に分割して順次、印加するＭＴパルス列の構成を採る。

各ＭＴパルスＰ_１（Ｐ_２，Ｐ_３，…，Ｐ_ｎ）に与えられるフリップ角度ＦＡは、ＭＴパルス列全体で所望のＭＴ効果を引き起こせるように分割した値（好適な例としては９０°〜１００°）であるとともに、その個数もＭＴパルス列全体のＭＴ効果および撮像時間との兼ね合いによって適宜な数（５個〜１０個）に決められる。この分割された個々のＭＴパルスの印加時間は、１３００μsec程度と、従来のスライス選択ＭＴパルスよりも、分割した分だけ、短くなっている。

さらに、ＭＴパルス列における分割化ＭＴパルス間の時間間隔Δｔは、ＭＴパルス印加領域の実質部の水／脂肪のＭＴ効果を最適化できる値に設定されている。この時間間隔Δｔは測定部位に拠っても異なり、また、場合によってはΔｔ＝０に設定することもできる。

一方、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向の３方向に入れた傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ, ＳＰ_Ｒ, ＳＰ_Ｅは、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅにおけるエンドスポイラとして使用される。このため、傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ, ＳＰ_Ｒ, ＳＰ_Ｅのそれぞれは、複数個の分割化ＭＴパルス印加後においてスピン位相を各方向毎に分散させ、事前シーケンスとデータ収集シーケンスとの間でスピン位相の干渉を排除し、疑似エコーの発生を防止するようにしている。なお、このスポイラーパルスは任意の１方向または２方向のみに印加するようにしてもよい。

データ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑは、前述した図９のものと同一に形成されている。

このように、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅにおいて、分割された複数個のＭＴパルスＰ_１，…，Ｐ_ｎを使用することで、撮像領域の実質部（静止部）からのエコー信号はＭＴ効果で低減し、かつ、この撮像領域に流入する血流（動脈および／または静脈）に生じるＭＴ効果が緩和（低減）する。つまり、複数個に分割された短いＭＴパルスに拠って、流れている又はタンブリング（ｔｕｍｂｌｉｎｇ）している血流の見掛けの縦緩和Ｔ1 時間が短くなって、ＭＴ効果の効き方が低減する一方で、実質部（静止部）には複数の分割ＭＴパルスの和として働いた分の信号値低減効果があるので、撮像領域への流入血流（血液）と実質部との間の画像コントラストが従来の１個のＭＴパルス（印加時間が長く、フリップ角が大きい）を使ったＭＴ効果よりも格段に向上する。

したがって、本実施形態によれば、前述したＦＢＩ法に基づく作用効果に加え、アーチファクトが少なく、流入血流／実質部間の画像コントラストが従来のＭＴパルスを使用した場合よりも格段に改善されたＭＲＡ像を提供することができる。

なお、複数の分割化ＭＴパルスを印加する手法は図１３記載のものに限らず、図１４および図１５のように変形して実施することもできる。

図１４に示す印加法によれば、複数個の分割化ＭＴパルスの印加時にスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓのパルスも複数個印加する構成に代えて、複数個の分割化ＭＴパルスを印加している間、スライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓのパルス１個が、連続して印加される。これにより、ＭＴパルス列Ｐ_ＭＴの印加に必要な時間が短かくて済み、全体の撮像時間も短縮させることができる。また、図１５に示すＭＴパルスの印加法の場合、傾斜磁場パルスはいずれの方向にも印加されず、分割化ＭＴパルスが単独で印加される。これにより、複数の分割化ＭＴパルス空間非選択的に印加される。このため、分割化ＭＴパルスは広い領域にわたって印加され、スライスやスラブに限定されない。なお、図１４および図１５において、読出し方向および位相エンコード方向の傾斜磁場軸の図示は省略している。

（第４の実施形態）
本発明の第４の実施形態を図１６および図１７を参照して説明する。

この実施形態に係るＭＲＩ装置は、前述したＥＣＧ同期法に呼吸同期を併用することを特徴とする。

このため、ＭＲＩ装置は、図１６に示すように、被検体の胸部に当接され且つ胸郭運動に比例する信号を検知する呼吸センサ（電極）１９と、このセンサ１９の検知信号から呼吸曲線データを演算し、被検体の呼吸周期の所望期間（例えば呼気期間）に同期させた同期信号を出力する呼吸同期ユニット２０とを付加している。なお、呼吸センサおよび呼吸同期ユニットは、そのほかの構成、例えば、腹筋の運動を光学的な変量として検知することで呼吸周期を検出する構成であってもよいし、呼吸に伴うガス流を回転翼で検知する構成を用いた装置であってもよい。

呼吸同期ユニット２０が出力した呼吸同期信号はシーケンサ５に送出される。シーケンサ５は、ＥＣＧ信号および呼吸同期信号の両方を用いて、前述した各実施形態に記載のイメージングスキャンを実行する。このＭＲＩ装置のそのほかの構成は前述したものと同一である。

シーケンサ５は、図１７に示す如く、呼吸運動の例えば呼気期間の開始から所定遅延時間Ｔ_ｋの経過を監視する。そして、この遅延時間Ｔ_ｋが経過すると、その後に発生するＥＣＧ信号のＲ波からの遅延時間Ｔ_ＤＬが経過するタイミングを監視する。このタイミングが到来すると、前述したように、各スライスエンコード量毎のスキャンを実行する。

このようにして、ＥＣＧ同期法と呼吸同期法とを併用したＦＢＩ法に基づく３次元スキャンを実行できる。このため、前述したＦＢＩ法に拠る様々な作用効果に加え、被検体は息止めが不要になるので、被検体の負担が緩和された撮像になる。また、息止め指令に伴うオペレータの操作上の負担も軽減される。

（第５の実施形態）
本発明の第５の実施形態を図１８〜図２０を参照して説明する。

この実施形態は、各種の試薬を被検体に投与し、その試薬の造影効果を、又は、その試薬に刺激された対象の機能をイメージングすることを特徴とする。

本発明で用いる試薬は、従来から用いられているＧｄ−ＤＴＰＡなどのＭＲ造影剤ではなく、生理食塩水、ブドウ糖などの注射薬、及び、酢酸を含む飲料剤、すなわち経口投与型の試薬である。前者の注射薬を用いた場合、その造影効果により画像化がなされる。後者の飲料剤としては、患者が飲み易いように酢酸に他の成分を混合した飲料剤が好適である。

この試薬投与を組み込んだイメージング法の基本的なシーケンスおよび画像生成の流れの一例を図１８に示す。このシーケンスは、ホスト計算機６の制御のもと、シーケンサ５および演算ユニット１０により実行される。このシーケンスに関わるスキャンの実行および画像生成に関わるデータ処理は、前述した実施形態記載のものと同一または同等である。

最初に前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが行われ、心電同期に最適な遅延時間ＴＤＨを求められる。この後、試薬投与前の心電同期イメージングスキャン（１）が前述したＦＢＩ法に基づいて実施される。このイメージングスキャン（１）には息止めが指令される。

次いで、試薬が被検体に投与される。この試薬が生理食塩水又はブドウ糖のときには、一例として、注射により１００ｃｃ程度、投与される。試薬が酢酸を含む飲料剤であるときには一例として、１０ｃｃ程度、経口投与される。この投与の後、適宜な時間、待機する。この後、試薬投与後の心電同期イメージングスキャン（２）が前述したＦＢＩ法に基づいて同様に実施される。このイメージングスキャン（１）には息止め法が併用される。

この２回のイメージングスキャンに用いられるパルスシーケンスは、共に、前述したＴ２値のｂｌｕｒｒｉｎｇによる強調効果が得られるシーケンス、例えばＦＳＥ法、ＦＡＳＥ法、ＥＰＩ法などに基づく３次元スキャン法が好適である。

なお、試薬を投与して状態でＴＯＦ法やＰＳ法によりイメージングを行う構成も可能である。

試薬として生理食塩水又はブドウ糖を注射投与したときには、血液のＴ２値が上がり、つまり、Ｔ２緩和時間が長くなって、造影効果が発揮される。この結果、血液から検出するエコー信号の強度が上がり、ＳＮＲが向上する。一方、試薬として、酢酸を含む飲料剤を用いた場合、投与された飲料剤中の酢酸成分が血管系、とくに門脈を刺激し（反射）、血管を拡張させる。この結果、血流量が増え、血流から検出するエコー信号の強度が上がり、ＳＮＲが向上する。

これらのイメージングスキャンで発生したエコー信号はそれぞれ受信器８Ｒ、シーケンサ５を介して演算ユニット１０に収集され、３次元画像データとして再構成される（図１８、ステップＳ５１ａ，Ｓ５１ｂ、Ｓ５２ａ，Ｓ５２ｂ）。この後、２組の３次元画像データは、演算ユニット１０により、一例として、互いの画素毎の差分処理に付される（ステップＳ５３）。次いで、この差分結果のデータはＭＩＰ処理され後、表示及び格納される（ステップＳ５４、Ｓ５５）。

一方、図１９に、試薬投与後にダイナミックスキャンを行うときのシーケンスの流れを示す。試薬を投与した後、または、投与を開始した後、一定時間毎にボリューム領域の３次元スキャンにより撮像を行い、試薬に関わる体内での時間変化データを特定する。この３次元スキャンには、３次元フーリエ変換法に基づくＦＢＩ法のパルスシーケンスが、または、２次元フーリエ変換法に基づくＦＢＩ法のマルチスライス法（スライス毎の心電同期遅延時間が同じ）が適用される。

本発明者は、この試薬投与をＦＢＩ法に適用して実際の実験でその効果を確認した。１つの実験は、生理食塩水を約１５０ｃｃ注射投与し、その前後の肺野の画像を１．５Ｔ（静磁場）のＭＲＩ装置でイメージングし、それらを比較した。この実験に用いたパルスシーケンスは３Ｄ―ＦＡＳＥ法のシーケンスであり、そのイメージングパラメータは、ＴＥ_ｅｆｆ＝６０ｍｓ，ＴＲ＝３Ｒ−Ｒ，ＴＩ＝１８０ｍｓ，マトリクスサイズ＝２５６×２５６，ＥＴＳ＝５ｍｓ，ＦＯＶ＝３７ｃｍ×３７ｃｍ^２、解像度＝１．４ｍｍ（ＲＯ）×１．４ｍｍ（ＰＥ）／２ｍｍ（ｓｌｉｃｅ）である。これにより、肺動脈の明瞭な信号強度差と細かい血管の描出能の向上を確認した。これは、水成分が血管内に投与されたことで、Ｔ２値のｂｌｕｒｒｉｎｇの影響が減少したことによると考えられ、血管がシャープに描出できた。

別の実験は、酢酸約２０ｃｃを経口投与し、その前後の胸腹部の画像を０．５Ｔ（静磁場）のＭＲＩ装置でイメージングし、それらを比較した。この実験に用いたパルスシーケンスは、３Ｄ―ＦＡＳＥ法のシーケンスであり、そのイメージングパラメータは、ＴＥ_ｅｆｆ＝６２ｍｓ，ＴＲ＝３Ｒ−Ｒ，ＴＩ＝１４０ｍｓ，マトリクスサイズ＝２５６×２５６，ＥＴＳ＝６．２ｍｓ，ＦＯＶ＝３７ｃｍ×３７ｃｍ^２、解像度＝１．４ｍｍ（ＲＯ）×１．４ｍｍ（ＰＥ）／２ｍｍ（ｓｌｉｃｅ）である。図２０（ａ），（ｂ）にそれらの画像を手で模式的に書き写して示す。図２０（ａ）は酢酸投与前の模写画像で、図２０（ｂ）は酢酸投与後の模写画像である。これらを比較すれば分かるように、投与後の画像は、投与前のものに比較して、血管の顕著な信号差と脈間系の描出能が大幅に向上していることが確認された。これは、前述したように、酢酸成分が門脈を刺激したことによるものである。また、この刺激により、胃部の血管までも描出された。このように、投与する刺激物（試薬）により血管の機能を測定できることが分かった。

とくに、図２０（ｂ）の投与後の画像には、図２０（ａ）の投与前の画像には全く現れていなかった、非常に細い血管Ｂ_ｔｈｉｎまで確認できた。ＭＲ造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡを投与するＭＴアンジオの場合、側副血行路（ｃｏｌｌａｔｅｒａｌｖｅｓｓｅｌｓ）などの細い血管は、造影効果の時間変化に依存しない。このため、血管に狭窄などがあって側副血行路ができた場合、そのような血行路を造影アンジオでは描出できない。これに対し、本発明の酢酸投与を行うＦＢＩ法のイメージングによれば、かかる側副血行路も描出できるものと期待できる。

従来、ＢＯＬＤ（Ｂｌｏｏｄ Ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ Ｌｅｖｅｌ Ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ）法のように、Ｔ２^＊（見かけのＴ２値）の変化に基づいて機能ＭＲＩを行う方法が知られてはいた。しかし、この方法は血管の機能を画像として直接観測することができるイメージング法ではなかった。本発明によって、そのような直接観察ができる。

また、このように酢酸を含む試薬を用いることで、血管の機能を画像対象とすることができる。今まで描出できなかった血管機能障害や血管疾患の患者の血管機能の変化をも画像化することができる。

また、上述した試薬投与法の１つとして、血管疾患部位をイメージングする際、血管拡張剤や血圧コントロール試薬を、本発明のよる試薬として用いることもできる。これにより、静脈瘤などの患者に対する試薬投与前後の機能ＭＲＡや狭窄などに因り側副血行路などがある場合の脈間網の描出を行うことができる。

ところで、Ｇｄ−ＤＴＰＡ投与のＣＥ−ＭＲＡ法の場合、狭窄が過小評価されることが報告されている（日磁医誌１７：４；１１５−１２４，１９９５）。このような過小評価を回避するためのイメージング法として、本発明のＦＢＩ法を用いることができる。つまり、生理食塩水を投与した状態で単純にＦＢＩ法に基づくイメージングを行うようにしてもよい。これにより、生理食塩水が造影剤として機能し、血液のＴ２値を若干長くし、Ｔ２値のｂｌｕｒｒｉｎｇが低減される。この結果、狭窄が過小評価されるという事態を極力排除することができる。

なお、上記実施形態は、試薬を用いたイメージング法をＦＢＩ法で実施する構成であるが、この構成において、呼吸同期を併用することもできる。

また、本発明では、前述した３次元スキャン用のパルスシーケンスにおいて、図２１に示す如くイメージング用のデータ収集シーケンスを実行する前に、撮像領域の脂肪からのＭＲ信号の収集を抑えるため、反転回復ＩＲパルス及び／又は脂肪抑制パルスＦ_ｓａｔを印加するようにしてもよい。

本実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明はそのような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。

本発明のＭＲアンジオグラフィによれば、被検体の心時相を表す信号を収集し、１スライスエンコード毎に３次元スキャン用のパルスシーケンスを被検体の撮像領域に対して参照波形に同期した状態で実行するので、造影剤を投与することなく、非侵襲で、血管走行方向の描出能の高いＭＲＡ像を提供できる。しかも、パルスシーケンスに繰返し時間を短く設定したＲＦ励起パルスを含め、位相エンコード方向を血流の走行方向にほぼ合わせた方向に設定し、さらにスライス方向をこれに直交する例えば被検体の前後方向にとることで、血流方向にほぼ平行にスライスエンコード毎のデータ収集を行うことができるので、撮像時間を大幅に短縮することができる。加えて、動静脈を分離した画像を好適に描出できる。

また、上述の手法を血液の造影効果を助長したり血管を刺激する試薬と共に実行することで、血流像のＳ／Ｎを向上させるとともに、血管の機能を直接画像化することができる。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。 実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期法に基づくイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。 ホスト計算機が実行するＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概略フローチャート。 ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの一例を示すタイミングチャート。 ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた、遅延時間をダイナミックに変化させたときの肺野のＭＲＡ像を模式的に写生した図。 位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。 ホスト計算機が実行するイメージングスキャンの制御例を示す概略フローチャート。 シーケンサが実行するイメージングスキャンの制御例を示す概略フローチャート。 第１の実施形態における心電同期法に基づくイメージングスキャンのタイミングを示す粗いタイミングチャート。 ３次元撮像領域と各エンコード方向との位置関係を説明する図。 第２の実施形態におけるイメージングキャンの処理の概要を示す粗いフローチャート。 第２の実施形態に係る重み付け差分演算を説明する図。 本発明の第３の実施形態における心電同期法に基づくイメージングスキャンのタイミングを示す粗いタイミングチャート。 分割化ＭＴパルスの別の印加法を示す部分的なタイミングチャート。 分割化ＭＴパルスの更に別の印加法を示す部分的なタイミングチャート。 本発明の第４の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。 第４の実施形態における心電同期法および呼吸同期法を併用イメージングスキャンのタイミングを示す粗いタイミングチャート。 本発明の第５の実施形態におけるイメージング手順および収集データ処理の概要を説明する図。 別の実施形態におけるイメージング手順の概要を説明する図。 第５の実施形態における実験例を模写して示す図。 本発明のパルスシーケンスの別の例を示すタイミングチャート。

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
１６ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
１９ 呼吸センサ
２０ 呼吸同期ユニット

Claims (8)

1. 被検体の第１の心時相、第２の心時相を設定する心時相設定部と、
   前記第１の心時相の第１のスキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記第２の心時相の第２のスキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、
   前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と前記第２の画像を差分して差分画像を生成する画像生成部と、
   を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 被検体の第１の心時相は拡張期に属する時相であり、前記第２の心時相は収縮期に属する時相であることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
3. 前記第１の３次元スキャン及び第２の３次元スキャンは、ＦＳＥ法或いはＦＡＳＥ法によることを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。
4. 前記画像生成部は、前記差分画像に基づいて非造影の血流像を生成することを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。
5. 前記画像生成部は、前記差分画像を最大値投影処理することを特徴とする請求項１、２または４記載のＭＲＩ装置。
6. 前記被検体の基準時相から相異なる遅延時間それぞれにて準備用スキャンを行い複数組のエコー信号セットを収集する準備用スキャン手段と、この準備用スキャン手段にて収集された複数組のエコー信号セットに基づいて複数の準備画像を生成する準備画像生成手段を更に備え、
   前記心時相設定部は、前記複数の準備画像に基づいて前記第１の心時相及び第２の心時相を設定することを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。
7. 被検体の拡張期において第１の３次元スキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記被検体の収縮期において第２の３次元スキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、
   前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と第２の画像に基づいて非造影の血流像を生成する画像生成部と、
   を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。
8. 被検体の基準時相から第１の遅延時間で開始される第１の３次元スキャンを実行して第１のエコー信号セットを収集し、前記被検体の基準時相から第２の遅延時間で開始される第２の３次元スキャンを実行して第２のエコー信号セットを収集するイメージング用スキャン手段と、
   前記第１のエコー信号セットに基づいて第１の画像を生成し、前記第２のエコー信号セットに基づいて第２の画像を生成し、前記第１の画像と第２の画像に基づいて非造影の血流像を生成する画像生成部と、
   を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。

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