JP2009160052A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】下肢等の血流の流れが遅い撮像部位であっても、より良好な条件かつより短時間で撮像目的となる血管を血流像として収集する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の撮像部位においてフローボイド効果を促進するためのスポイラーパルスの印加を伴う第１のシーケンスおよび前記撮像部位においてフローコンペンセーションの効果を得るためのフローコンペンセーションパルスの印加を伴い、かつ前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る第２のシーケンスを用いてそれぞれ第１のデータ(ECHO1)および第２のデータ(ECHO2)を収集するデータ収集手段と、前記第１のデータ(ECHO1)および前記第２のデータ(ECHO2)に基づいて前記被検体の血流像データを生成する血流像データ生成手段とを有する。
【選択図】図５

Description

本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR:nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、造影剤を用いずに血流像を得る非造影MRA(Magnetic Resonance Angiography)を実施することが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。

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ラーモア周波数のRF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、血流像を得る手法としてMRAが知られている。MRAのうち、造影剤を使用しないものは非造影MRAと呼ばれる。従来の下肢における非造影MRAの手法としては、Flow-Spoiled Fresh Blood Imaging (FS-FBI)法が考案されている(例えば特許文献１参照)。FS-FBI法は、ECG(electro cardiogram)同期を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するFBI (Fresh Blood Imaging)法において、より低流速の血流を描出するために、読出し(RO: readout)方向の傾斜磁場パルスにディフェーズパルス(flow-dephasing pulse)を印加するシーケンスを実行するようにしたものである。

すなわち、FS-FBI法は、ディフェーズパルスの印加を伴う第１のイメージングスキャンを動脈の流速が早い心臓の収縮期(systole)に実行する一方、ディフェーズパルスの印加を伴わない第２のイメージングスキャンを動脈の流速が遅い心臓の拡張期(diastole)に実行し、第１および第２の各イメージングスキャンによってそれぞれ得られる画像データの差分を取ることにより動脈の血流像を良好に描出する手法である。このため、FS-FBI法によるスキャンは、ECG (electro cardiogram)信号を用いて心電同期下において行われる。

図１は、従来の３次元(3D: three dimensional)のFS-FBIシーケンスを示す図である。

図１(a)は、FS-FBIシーケンスのうち心臓の収縮期において実行される第１のイメージングスキャン用のシーケンスを示し、図１(b)は、FS-FBIシーケンスのうち心臓の拡張期において実行される第２のイメージングスキャン用のシーケンスを示す。また、図１(a)および図１(b)において、RF&ECHOESは、RFパルスおよびエコー信号を、Gro1は、第１のイメージングスキャン用のRO方向の傾斜磁場パルスを、Gro2は、第２のイメージングスキャン用のRO方向の傾斜磁場パルスを、それぞれ示す。

図１(a)に示すように、心臓の収縮期においてFASE (FastASE: fast asymmetric spin echo)シーケンスに従って第１のイメージングスキャンが実行される。FASEシーケンスは、ハーフフーリエ法を用いてｋ空間の中心付近からエコー信号を配置することによってエコー時間(TE: echo time)を短縮化し、撮像の高速化を図るスピンエコー(SE: spin echo)法である。すなわち、90°RFパルスに続いて一定の繰り返し時間(TR: repetition)で複数の180°RFパルスが繰り返し印加される。また、RO方向の傾斜磁場パルスGro1が、各RFパルスに続いて繰り返し印加される。このRO方向の傾斜磁場パルスGro1によって、エコー信号が収集される。ここで、RO方向の傾斜磁場パルスGro1にはディフェーズパルスが付加されて印加される。

第１のイメージングスキャンでは、このディフェーズパルスの印加によってフローボイド(flow void)効果が促進され、フローボイド効果によって動脈の流速が早い心臓の収縮期における動脈からの信号の強度が抑制される。

一方、図１(b)に示すように、心臓の拡張期において図１(a)と同様なFASEシーケンスに従って第２のイメージングスキャンが実行される。ただし、第２のイメージングスキャンでは、RO方向の傾斜磁場パルスGro2にはディフェーズパルスが付加されない。或いは、図示しないリフェーズパルスがRO方向の傾斜磁場パルスGro2に付加されて印加される。

このため、第２のイメージングスキャンでは、動脈からの信号の強度が抑制されることはない。或いは、リフェーズパルスの印加によって拡張期の動脈にフローコンペンセーションの効果を与えることができる。

このような収縮期におけるフローボイド効果の促進によって、一定の流速で流れる血流および一定の速度よりも低い速度で流れる血流間における相対的な信号の強度差を大きくすることができる。従って、腹部や胸部の血管よりも低速で血流が流れる下肢の血管であっても相対的な信号の強度差に基づいて動静脈を明瞭に分離して高い描出能で血流像を表示させることができる。

尚、第１および第２の各イメージングスキャンの実行タイミングに必要となるECG信号上のR波等のトリガ信号からの遅延時間は、ECG-prepスキャンと呼ばれるプレスキャンによって予め決定することができる。ECG-prepスキャンはECG信号のR波等のトリガ信号からの遅延時間を徐々に変化させて繰り返しイメージング用のシーケンスと同様なシーケンスを実行するスキャンである。このECG-prepスキャンは、第１および第２の各イメージングスキャンに先立って実行され、ECG-prepスキャンによって収集された異なる遅延時間にそれぞれ対応する複数の画像から適切な画像を選択することによって、第１および第２の各イメージングスキャン用の適切な遅延時間を決定することができる。

一方、Flow-Saturationパルスという血流からの信号を抑制するためのプリパレーションパルス(プリパルス)をイメージング用のシーケンスに先立って印加することによって、動静脈からの信号を分離する技術も提案されている(例えば非特許文献１参照)。
特開２００２−２０００５４号公報 Miyoshi, p180, ISMRM 2007

しかしながら、従来のFS-FBI法では、FASE法によるスキャンが実行されるため、撮像時間が長くなるという問題がある。また、従来のFS-FBI法では、FASE法によるスキャンであるため、エコータイム(TE: echo time)が可変である反面、血流像を良好なコントラストで描出するために、TEの調整が必要となる。

一方、従来のイメージング用のシーケンスの実行による撮像に先立ってプリパレーションパルスを印加することにより血流からの信号を抑制する方法では、プリパレーションパルスの印加による血流からの信号の抑制効果が撮像中に十分に持続されない恐れがあるという問題がある。この結果、動静脈分離を撮像範囲全体に亘って良好に行うことが困難になる恐れがある。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、下肢等の血流の流れが遅い撮像部位であっても、より良好な条件かつより短時間で撮像目的となる血管を血流像として収集することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、被検体内の撮像部位においてフローボイド効果を促進するためのスポイラーパルスの印加を伴う第１のシーケンスおよび前記撮像部位においてフローコンペンセーションの効果を得るためのフローコンペンセーションパルスの印加を伴い、かつ前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る第２のシーケンスを用いてそれぞれ第１のデータおよび第２のデータを収集するデータ収集手段と、前記第１のデータおよび前記第２のデータに基づいて前記被検体の血流像データを生成する血流像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項３に記載したように、被検体内の撮像部位においてフローボイド効果を促進するためのスポイラーパルスの印加を伴うように前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る第１のシーケンスおよび前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得るシーケンスと異なる第２のシーケンスを用いてそれぞれ第１のデータおよび第２のデータを収集するデータ収集手段と、前記第１のデータおよび前記第２のデータに基づいて前記被検体の血流像データを生成する血流像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、下肢等の血流の流れが遅い撮像部位であっても、より良好な条件かつより短時間で撮像目的となる血管を血流像として収集することができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング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。

図２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

RFコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。RFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのECG (electro cardiogram)信号を取得するECGユニット３８が備えられる。ECGユニット３８により取得されたECG信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。

尚、ECG信号の代わりに脈波同期(PPG: peripheral pulse gating)信号を取得することもできる。PPG信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。PPG信号を取得する場合には、PPG信号検出ユニットが設けられる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。

図３は、図２に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、パルス強度データベース４１、シーケンスコントローラ制御部４２、ｋ空間データベース４３、画像再構成部４４、画像データベース４５および血流像作成部４６として機能する。

撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４２に与える機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、血流像を取得するためのパルスシーケンスを設定する機能を備えている。

そのために、撮像条件設定部４０は、撮像条件の設定用画面情報を表示装置３４に表示させる機能を備えている。そして、ユーザは表示装置３４に表示された設定画面を参照して入力装置３３に操作を行うことにより、予め準備された撮像部位や撮像条件ごとの複数の撮像プロトコルの中から撮像に用いる撮像プロトコルを選択したり、必要なパラメータ値等の撮像条件を設定することができる。

また、この設定画面を通じて、データ収集後における血流像の作成や表示のための差分処理や最大値投影(MIP: Maximum Intensity Projection)処理等の画像処理を自動的に行うか否かも設定できるように構成される。従って、撮像条件設定部４０は、入力装置３３から画像処理を自動的に行うよう指示情報が入力された場合に、画像処理を自動的に行う指示を血流像作成部４６に与えるように構成される。

撮像条件設定部４０では、ECG-prepスキャンを実行するためのECG-prepシーケンスと、ECG-prepスキャンの実行後において実行される血流像撮像用のイメージングスキャンを実行するためのイメージングシーケンスとが撮像条件として設定される。ECG-prepスキャンは、イメージングスキャンに先立って実行されるプレスキャンである。ECG-prepスキャンおよびイメージングスキャンは、それぞれECGユニット３８により取得されたECG信号を利用して心電同期下で実行される。

ECG-prepスキャンは、ECG信号のR波等のトリガ信号からの遅延時間を徐々に変えて繰り返しデータ収集を行うスキャンである。そして、ECG-prepスキャンによって収集された異なる遅延時間にそれぞれ対応する複数の画像から適切な画像を選択することによって、イメージングスキャン用の適切な遅延時間を決定することができる。さらに、決定された遅延時間を用いてイメージングスキャンが実行される。つまり、ECG-prepスキャンは、イメージングスキャンの実行に必要なECG信号上のR波等のトリガ信号からの遅延時間を求めるためのプレスキャンである。

図４は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定される撮像条件の概要を示す図である。

図４(a)は、ECG-prepスキャン用のECG-prepシーケンスを、図４(b)は、適切な遅延時間の決定法を、図４(c)は、イメージングシーケンスを、それぞれ示す。

図４(a)に示すように、ECG-prepシーケンスは、ECG信号のR波からの遅延時間TDを徐々に変えながら繰り返し実行されるシーケンスである。ECG-prepシーケンスは、より適切なR波からの遅延時間TDを求める観点から、R波からの遅延時間TDを除く他の条件を可能な限りイメージングシーケンスの条件と一致するシーケンスとされる。ただし、イメージングシーケンスは、3D血流像データを生成するための3Dデータ収集用のシーケンスであるのに対し、ECG-prepシーケンスは撮像パラメータである遅延時間TDを単に求めるためのシーケンスであるから、データ収集時間の短縮化の観点からECG-prepシーケンスは２次元(2D: two dimensional)のデータ収集シーケンスとすることが望ましい。

後述するように図４(c)に示すイメージングシーケンスは、心臓の収縮期に実行される第１の(#1)3Dシーケンスと心臓の拡張期に実行される第２の(#2)3Dシーケンスとを有するため、ECG-prepシーケンスも心臓の収縮期に実行される第１のシーケンスと心臓の拡張期に実行される第２のシーケンスとを有するシーケンスとされる。そして第１のシーケンスに対する遅延時間TD1と第２のシーケンスに対する遅延時間TD2の双方が求める対象となる。従って、図４(a)に示すように、ECG-prepシーケンスは、複数の第１のシーケンスの遅延時間TD1がTD1=TD11, TD12, TD13, …と徐々に変えられて繰り返し実行される一方、複数の第２のシーケンスの遅延時間TD2がTD2=TD21, TD22, TD23, …と徐々に変えられて繰り返し実行されるシーケンスとなる。

尚、図４(a)の例では、第１のシーケンスに対する遅延時間TD1と第２のシーケンスに対する遅延時間TD2の双方が共に変化しているが、第１のシーケンスに対する遅延時間TD1および第２のシーケンスに対する遅延時間TD2の一方のみを変化させて第１のシーケンスおよび第２のシーケンスを繰り返すようにしてもよい。

そして、図４(a)に示すECG-prepシーケンスの実行により収集されたデータから画像データを再構成すると、図４(b)に示すような第１のシーケンスに対する各遅延時間TD1および第２のシーケンスに対する各遅延時間TD2に対応するN個の画像データが得られる。このN個の画像データを表示装置３４に表示させれば、ユーザは目視によりコントラストが良好な画像を選択することにより、適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optを決定することができる。従って、表示装置３４に表示させる画像データは、後述するように血流像作成部４６において作成される血流像データとすれば、コントラストが良好な画像を選択することが容易となる。

ただし、適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optの決定を画像の目視によらず、閾値処理や相関処理等の画像処理により自動的に行うようにすることもできる。

適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optの決定を画像の目視による場合には、画像データの選択情報が入力装置３３から撮像条件設定部４０に入力され、撮像条件設定部４０が選択された画像データに関連付けられている第１のシーケンスに対する遅延時間TD1および第２のシーケンスに対する遅延時間TD1を適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optとして決定するように構成すれば良い。一方、適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optの決定を自動的にコンピュータ３２において行う場合には、ECG-prepシーケンスの実行によって収集された画像データに対する閾値処理や相関処理等の画像処理を行って適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optを決定する機能を撮像条件設定部４０に設ければ良い。

そして、このように決定された適切な第１のシーケンスに対する遅延時間TD1optおよび第２のシーケンスに対する遅延時間TD2optを用いて図４(c)に示すようなイメージングシーケンスが撮像条件設定部４０において撮像条件として設定される。すなわち、心臓の収縮期において第１の3DシーケンスがR波からの遅延時間TD1optで繰り返し実行される一方、心臓の拡張期において第２の3DシーケンスがR波からの遅延時間TD2optで繰り返し実行されるイメージングシーケンスが撮像条件として設定される。

図５は、図４に示す第１のシーケンスおよび第２のシーケンスの詳細を示すシーケンスチャートである。

図５(a)は、図４に示す第１のシーケンスの詳細を示すシーケンスチャートであり、図５(b)は、図４に示す第２のシーケンスの詳細を示すシーケンスチャートである。また、図５(a)および図５(b)において、RF&ECHOESは、RFパルスおよびエコー信号を、Gssは、スライス選択(slice selection)用の傾斜磁場パルスを、Gro1は、第１のシーケンスにおけるRO方向の傾斜磁場パルスを、Gro2は、第２のシーケンスにおけるRO方向の傾斜磁場パルスを、それぞれ示す。

図５(a)に示すように、第１のシーケンスはスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る SSFP (steady state free precession)シーケンスである。また、第１のシーケンスはflow-spoiler（スポイラー）パルスの印加を伴う。

尚、狭義のSSFPシーケンスでは、隣接するRFパルス間のTR内におけるRO方向の傾斜磁場のゼロ次モーメント（面積）がゼロである。また、SSFPシーケンスのうちTR内におけるRO方向の傾斜磁場パルスが対称型であるものは、バランスされた(balanced) SSFP (steady state free precession)シーケンスとも呼ばれる。

これに対して、図５(a)に示す第１のシーケンスは好適な一例を示すが、TR内におけるRO方向の傾斜磁場パルスが対称ではない。さらに、第１のシーケンスでは、TR内におけるRO方向の傾斜磁場のゼロ次モーメント量がゼロとなっていない。また、第１のシーケンスでは、TR内におけるエコーピークの前方あるいは後方のゼロ次モーメント量がゼロとなっている。さらに、TR内におけるRO方向の傾斜磁場パルスの１次モーメント量はゼロでない値（非ゼロ）となっている。従って、第１のシーケンスは広義のSSFPシーケンスということができる。

より具体的には、第１のシーケンスでは、α°のRFパルスが一定のTRで繰り返し印加される。また、各RFパルスの印加とともにスライス選択用の傾斜磁場パルスGssがそれぞれ印加される。これにより、それぞれ選択されたスライス内の磁化が各RFパルスによって順次励起される。さらに、各励起状態においてRO方向におけるRO用の傾斜磁場パルスGro1が血流の流れる方向に順次印加されることにより血流からの第１のデータである複数のエコー信号(ECHO 1)が順次収集される。

ここで、RO用の各傾斜磁場パルスGro1は、例えばエコーピークの前における部分のゼロ次モーメントおよび１次モーメントの双方がゼロとならないように設定される。つまり図５(a)の斜線のない正極側および負極側の部分の面積は互いに異なる。一方、エコーピークの後における部分のゼロ次モーメントはゼロであるが１次モーメントはゼロとならないようにRO用の各傾斜磁場パルスGro1が設定される。つまり図５(a)において斜線で示される部分の正極側および負極側の部分の面積は互いに等しい。

このようなRO用の各傾斜磁場パルスGro1は、flow-spoilerパルスとして機能し、RO方向である血流の流れる方向に印加される。このため、このflow-spoilerパルスの印加によってフローボイド効果が促進される。そして、フローボイド効果によって動脈の流速が早い心臓の収縮期において動脈からのエコー信号の強度が抑制された状態で、血流からのエコー信号が収集される。

また、第１のシーケンスには、必要に応じて、データ収集に先立って任意のプリパルスを印加することができる。印加されるプリパルスは、撮像目的に応じて任意に決定することができる。例えば、診断上、脂肪抑制が要求される場合には、CHESS (chemical shift selective)パルス、DFS (double fat suppression)パルス、STIR (short TI inversion recovery)パルス等の脂肪抑制パルスの印加を設定することができる。CHESSパルスは、ケミカルシフトを利用して脂肪からの信号を抑制する脂肪抑制パルスである。また、STIRパルスは、反転回復(IR: inversion recovery)法において、反転回復時間(TI: inversion time)が脂肪からの信号が抑制されるように設定されたIRプリパルスである。また、図５(a)では図示が省略されているが、プリパルスの種類に応じたスライス選択用の傾斜磁場パルスGssおよびRO方向の傾斜磁場パルスGro1が印加される。

一方、図５(b)に示すように、第２のシーケンスは図５(a)に示す第１のシーケンスと同様に広義のSSFP シーケンスである。また、第２のシーケンスは、flow-compensation（フローコンペンセーション）パルスの印加を伴う。図５(b)に示す第２のシーケンスは好適な一例を示すが、第２のシーケンスはTR内におけるRO方向の傾斜磁場パルスのゼロ次モーメント量が非ゼロとなっている。また、第２のシーケンスでは、TR内におけるエコーピークの前方あるいは後方のゼロ次モーメント量がゼロとなっている。ただし、第２のシーケンスは、図５(a)に示す第１のシーケンスと異なり、TR内におけるRO方向の傾斜磁場パルスの１次モーメント量がゼロとなっている。

このため、例えば図５(b)に示すようにエコーピークの前における斜線のない正極側および負極側の部分は、図５(a)と同様なパルス形状となる。一方、エコーピークの後におけるTR内の斜線で示す部分の面積の和はゼロとなっているが、TR内における全体の１次モーメントがゼロとなるようなパルス形状となる。

そして、各RFパルスの印加による励起状態においてRO用の傾斜磁場パルスGro2が血流の流れる方向に順次印加されることにより血流からの第２のデータである複数のエコー信号(ECHO 2)が順次収集される。

そして、第２のシーケンスでは、RO用の各傾斜磁場パルスGro2がflow-compensationパルスとして機能する。このflow-compensationパルスは、血流の流れる方向に合わせられたRO方向に印加されることとなる。このため、flow-compensationパルスの印加によって動脈の流速が遅い心臓の拡張期の動脈にフローコンペンセーションの効果が付与される。このため、フローコンペンセーションの効果によって動脈の流速が遅い心臓の拡張期において、動脈からのエコー信号の強度が抑制されない状態で、血流からのエコー信号が収集される。

従って、第１のシーケンスの実行により動脈からの信号が抑制された状態で信号が収集される一方、第２のシーケンスの実行により動脈からの信号が抑制されない状態で信号が収集されることとなる。このため、第１のシーケンスの実行により収集された動脈からの信号と第２のシーケンスの実行により収集された動脈からの信号との間における信号強度差は、静脈からの信号を含む、第１のシーケンスおよび第２のシーケンスの実行によって収集される全ての信号の強度分布に対して相対的に大きくなる。つまり、収縮期におけるフローボイド効果の促進および拡張期におけるフローコンペンセーションの効果によって、一定の流速で流れる血流と一定の速度よりも低い速度で流れる血流との間における相対的な信号の強度差を大きくすることができる。

ここで、血流像データは後述するように、第１のシーケンスの実行により収集されたデータに基づいて生成された画像データと第２のシーケンスの実行により収集されたデータに基づいて生成された画像データとの差分処理によって作成することができる。すなわち、差分処理によって、動きのない信号および流速変化の小さい静脈からの信号をキャンセルする一方、収縮期と拡張期との間において流速に変化のある動脈からの信号を選択的に血流像データとして抽出することができる。

従って、収縮期におけるフローボイド効果の促進および拡張期におけるフローコンペンセーションの効果によって第１のシーケンスおよび第２のシーケンスの実行によってそれぞれ収集される各データ間の信号強度差を相対的に大きくすることができれば、腹部や胸部の血管よりも低速で血流が流れる下肢等の撮像部位における血管であっても相対的に大きくなった信号の強度差に基づいて動静脈を明瞭に分離した血流像データを作成することが可能となる。

ここで、フローボイド効果が促進される程度は、flow-spoilerパルスの強度によって変化させることができる。すなわち、flow-spoilerパルスの強度が大きい程、フローボイド効果が促進されて動脈からのエコー信号の強度がより一層抑制されることとなる。逆に、flow-spoilerパルスの強度が小さい程、フローボイド効果の促進の程度は小さく、動脈からのエコー信号の強度が抑制される程度も軽減される。

同様に、フローコンペンセーションの効果が促進される程度は、flow-compensationパルスの強度によって変化させることができる。すなわち、flow-compensationパルスの強度が大きい程、フローコンペンセーションの効果が促進されて動脈からのエコー信号の強度が大きい状態で血流からの信号が収集されることとなる。逆に、flow-compensationパルスの強度が小さい程、フローコンペンセーションの効果の促進の程度は小さくなる。

従って、flow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度は、それぞれ必要とされるフローボイド効果およびフローコンペンセーションの効果の程度に応じて決定することが望ましい。必要とされるフローボイド効果およびフローコンペンセーションの効果の程度は、収縮期および拡張期における血流の流速に応じて決定される。すなわち、動脈の流速が早い収縮期において血流の流速が早いほどフローボイド効果の促進によって動脈からの信号を抑制することが望まれる。一方、動脈の流速が遅い拡張期において血流の流速が遅いほどフローコンペンセーションの効果が重要となる。

従って、flow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度は、それぞれ血流の流速に応じて設定することが望ましい。血流の流速は、任意の手法で予め求めておくことができる。例えば、血流の流速を計測するための公知のスキャンを行うことができる。また、別の方法としては、血流の流速は被検体Ｐが異なっても撮像部位が同一であれば概ね同等であるとみなせる場合があることから骨盤、大腿、下腿等の撮像部位ごとに予め経験的に血流の流速を求めることができる。このため、血流の流速またはflow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度を撮像部位と関連付けてデータベース化することができる。

パルス強度データベース４６には、予め被検体Ｐの骨盤、大腿、下腿等の撮像部位に関連付けられたflow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度が保存される。ただし、血流の流速を撮像部位に関連付けてパルス強度データベース４６に保存してもよい。

そして、撮像条件設定部４０は、入力装置３３から撮像部位の指定情報を取得した場合に、指定された撮像部位に対応するflow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度をパルス強度データベース４６から検索して読み込むことができるように構成される。

次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。

シーケンスコントローラ制御部４２は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報を受けた場合に、撮像条件設定部４０からパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４２は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データベース４３に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４３には、受信器３０において生成された各生データがｋ空間データとして保存され、ｋ空間データベース４３に形成されたｋ空間にｋ空間データが配置される。

画像再構成部４４は、ｋ空間データベース４３からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより実空間データである被検体Ｐの画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像データベース４５に書き込む機能を有する。

このため、画像データベース４５には、画像再構成部４４において再構成された、flow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスに基づく画像データとflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスに基づく画像データとが保存される。尚、画像データがイメージングスキャンによって収集された場合には、画像データは3Dデータとなる。また、画像データがECG-prepスキャンによって収集された場合には、2Dデータまたは3Dデータとなる。

血流像作成部４６は、画像データベース４５からflow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスに基づく2Dまたは3Dの画像データとflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスに基づく2Dまたは3Dの画像データとを読み込んで、差分処理を施すことにより差分画像データを2Dまたは3Dの血流像データとして生成する機能、生成した3D血流像データにMIP処理等の表示処理を行うことによって表示用の2D血流像データを生成する機能および生成した2D血流像データを表示装置３４に与えることによって表示装置３４に血流像を表示させる機能を有する。

また、血流像作成部４６は、撮像条件設定部４０から差分処理等の画像処理やMIP処理等の表示処理を自動的に実行するように処理条件情報を取得した場合には、指定された処理を自動的に行うように構成される。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。

図６は、図２に示す磁気共鳴イメージング装置２０により被検体Ｐの血流像を撮像する際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、図５に示すような第１および第２のシーケンスを有するイメージングシーケンスに基づくイメージングスキャンの実行に必要なECG信号上のトリガ信号であるR波からの遅延時間を求めるためのECG-prepスキャンが実行される。そのために、撮像条件設定部４０において、ECG-prepスキャンを実行するための図４に示すようなECG-prepシーケンスが撮像条件として設定される。

撮像条件の設定は、表示装置３４に表示された設定画面を参照し、入力装置３３の操作によって予め準備された関連部位や撮像条件ごとの複数の撮像プロトコルの中から、撮像に用いる撮像プロトコルを選択し、必要なパラメータを入力するのみで行うことができる。

ECG-prepシーケンスは、図５に示す第１のシーケンスおよび第２のシーケンスを有するイメージングシーケンスと同様にflow-spoilerパルスを有する第１のシーケンスおよびflow-compensationパルスを有する第２のシーケンスを有するシーケンスとされる。ただし、心電同期撮像のトリガ信号であるR波からの遅延時間が徐々に変化するようにECG-prepシーケンスが設定される。遅延時間の変化幅および変化の回数等のデータ収集条件も表示装置３４に表示された設定画面を通じて入力装置３３の操作によって行うことができる。また、ECG-prepスキャンの時間短縮化の観点からECG-prepシーケンスは図４に示すように2Dシーケンスとされる。

さらに、flow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度は、設定画面を通じて選択された撮像プロトコルが対応する撮像部位に関連付けられた強度に設定される。この撮像部位に関連付けられたflow-spoilerパルスおよびflow-compensationパルスの各強度は、パルス強度データベース４６から検索されて撮像条件設定部４０に読み込まれる。

また、設定画面を通じて、血流像の生成のための差分処理やMIP処理を自動的に行う設定を行うことができる。

一方、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４２にECG-prepスキャンの開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４２は撮像条件設定部４０からECG-prepシーケンスに取得してシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４２から受けたECG-prepシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４２に与え、シーケンスコントローラ制御部４２はｋ空間データベース４３に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。

次に、画像再構成部４４は、ｋ空間データベース４３からｋ空間データを取り込んで画像再構成処理を施すことにより第１のシーケンスおよび第２のシーケンスのそれぞれの異なる遅延時間に対応する複数の画像データを再構成し、画像データベース４５に書き込む。この結果、画像データベース４５には、flow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスに基づく遅延時間が異なる複数の2D画像データおよびflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスに基づく遅延時間が異なる複数の2D画像データが保存される。

次に、血流像作成部４６は、画像データベース４５から読み込んだ、対応する遅延時間の第１のシーケンスに基づく画像データおよび第２のシーケンスに基づく画像データの差分を取ることにより2D血流像データを作成する。この差分処理は、異なる遅延時間ごとに実行される。これにより異なる遅延時間にそれぞれ対応する複数の2D血流像データが得られる。そして、血流像作成部４６は、生成した複数の2D血流像データを表示装置３４に与える。

これにより図４(b)に示すような異なる遅延時間にそれぞれ対応する複数の2D血流像が表示装置３４に表示される。

次に、ステップＳ２において、イメージングシーケンスにおける第１のシーケンスの遅延時間および第２のシーケンスの遅延時間が決定される。すなわち、ユーザは、表示装置に３４に表示された複数の2D血流像から動静脈分離が良好に行われ、コントラストが最も良好な血流像を入力装置３３の操作によって選択する。この2D血流像の選択情報は、入力装置３３から撮像条件設定部４０に与えられ、撮像条件設定部４０は選択された2D血流像に対応する第１のシーケンスの遅延時間および第２のシーケンスの遅延時間をイメージングシーケンス用の第１のシーケンスの遅延時間および第２のシーケンスの遅延時間として設定する。

次に、ステップＳ３において、撮像条件設定部４０において、イメージングスキャン用の撮像条件が設定される。また、血流像データの生成のための差分処理や3D血流像データに対するMIP処理を自動的に行うか否かの画像処理条件も撮像条件設定部４０において設定される。

イメージングスキャン用の撮像条件および画像処理条件の設定は、ECG-prepスキャン用の撮像条件および画像処理条件の設定と同様に行うことができる。ただし、第１のシーケンスの遅延時間および第２のシーケンスの遅延時間は、ステップＳ２において決定された遅延時間に設定される。また、イメージングスシーケンスにおける第１のシーケンスおよび第２のシーケンスは3Dシーケンスとされる。

次に、ステップＳ４において、イメージングスキャンが実行される。すなわち、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４２にイメージングスキャンの開始指示が与えられる。そうすると、ECG-prepスキャンと同様な流れで3Dのイメージングスキャンが実行される。イメージングスキャンによって収集されたデータは、ｋ空間データベース４３に保存される。

次に、ステップＳ５において、画像再構成部４４は、イメージングスキャンによりflow-spoilerパルスの印加を伴って収集されたデータおよびflow-compensationパルスの印加を伴って収集されたデータをｋ空間データベース４３から読み込んで、それぞれ画像再構成処理を施すことにより3D画像データを再構成する。再構成して得られた3D画像データは、画像データベース４５に書き込まれて保存される。

次に、ステップＳ６において、血流像作成部４６は、画像データベース４５からflow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスに基づく3D画像データとflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスに基づく3D画像データとを読み込んで、差分処理を施すことにより3D血流像データを生成する。この差分処理によって、動きのない関節液や背景等の部位からの信号および流速変化の小さい静脈からの信号をキャンセルする一方、収縮期と拡張期との間において流速に変化のある動脈からの信号を選択的に血流像データとして描出することができる。

さらに、血流像作成部４６は、3D血流像データにMIP処理等の表示処理を行うことによって表示用の2D血流像データを生成する。

尚、撮像条件設定部４０から差分処理およびMIP処理等の表示処理の自動実行指示が血流像作成部４６に与えられた場合には、血流像作成部４６は、差分処理およびMIP処理等の表示処理を自動的に実行する。逆に、撮像条件設定部４０から差分処理およびMIP処理等の表示処理の自動実行指示が血流像作成部４６に与えられていない場合には、血流像作成部４６は、入力装置３３からの処理開始指示を受けて差分処理およびMIP処理等の表示処理をそれぞれ手動により実行する。

そして、生成された2D血流像データは、血流像作成部４６から表示装置３４に与えられ、表示装置３４には、2D血流像が表示される。

ここで、flow-spoilerパルスの印加によるフローボイド効果の促進およびflow-compensationパルスの印加によるフローコンペンセーションの効果によって、差分処理の対象となる画像データ間における信号の強度差は、相対的に大きくなっている。このため、血流の流速が遅い下肢等の撮像部位における撮像であっても、信号強度差が大きい信号間における差分処理によって生成された血流像データは、良好なコントラストのデータとなる。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、flow-spoilerパルスの印加を伴うSSFPシーケンスと、flow-compensationパルスの印加を伴うSSFPシーケンスとを用いて連続的に撮像を行った後、各SSFPシーケンスにそれぞれ対応する画像データ間で差分処理を行うことにより血流像データを生成するものである。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、flow-spoilerパルスの印加によるフローボイド効果の促進およびflow-compensationパルスの印加によるフローコンペンセーションの効果によって、血流の流速が遅い下肢等の撮像部位における撮像であっても、明瞭に動静脈が分離された良好なコントラストの血流像データを得ることができる。

加えて、磁気共鳴イメージング装置２０において、データ収集シーケンスとして用いられるSSFPシーケンスの実効エコー時間(effTE: effective TE)は、血流像データのコントラストに適している。すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、SSFPシーケンスに特有の血流像データに適したT2(横緩和時間)/T1（縦緩和時間）コントラストで血流像データを作成することができる。この結果、動きのある血流を高信号で描出する一方、関節液や背景等の動きのない部位からの信号を差分処理によってキャンセルし、血流像データに反映させないことができる。このため、血流像データに適したTEの調整が不要となる。

また、磁気共鳴イメージング装置２０では、脂肪抑制パルスを併用することによってT2/T1コントラストに脂肪抑制効果を付加した状態で血流像データをより良好に描出することができる。

尚、上述した実施形態では、flow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスが収縮期に、flow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスが拡張期に実行される例について説明したが、撮像対象や撮像目的に応じて任意の心時相においてflow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスおよびflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスを実行することができる。従って、flow-spoilerパルスの印加を伴う第１のシーケンスの遅延時間とflow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスの遅延時間とを同一の遅延時間に設定してもよい。

また、上述した実施形態では、flow-compensationパルスの印加を伴う第２のシーケンスをSSFPシーケンスとしたが、第２のシーケンスをFASEシーケンス等のSSFPシーケンス以外のシーケンスとすることもできる。この場合であっても、第２のシーケンスにflow-compensationパルスの印加を付加すれば、フローコンペンセーションの効果を得ることができる。一方、第１のシーケンスについてもSSFPシーケンスとは異なるがflow-spoilerパルスの印加を伴うシーケンスとしてもよい。

尚、第２のシーケンスとしてFASEシーケンス等のSSFPシーケンスと異なるシーケンスを用いた場合には、SSFPシーケンスを用いた第１のシーケンスによって静止している部位または静脈から収集される信号の絶対強度とSSFPシーケンスと異なる第２のシーケンスによって静止している部位または静脈から収集される信号の絶対強度とが同等とならない可能性がある。このような場合に、第１のシーケンスにより収集された画像データと第２のシーケンスにより収集された画像データとの間において差分処理を行ったとしても、静止している部位および静脈からの信号を十分に除去できない恐れがある。そこで、第１のシーケンスにより収集された画像データの信号強度および第２のシーケンスにより収集された画像データの信号強度の少なくとも一方にスケーリングを掛けることによって、差分処理による静止している部位および静脈からの信号の除去が十分になされるようにすることができる。すなわち、第１のシーケンスにより収集された画像データと第２のシーケンスにより収集された画像データとの差分処理によって静止している部位および静脈からの信号の強度がゼロとなるように、第１のシーケンスにより収集された画像データおよび第２のシーケンスにより収集された画像データの一方または双方の信号値に係数を掛ければよい。このスケーリングが、画像データではなくｋ空間データ等の中間データに対して行うこともできる。

このような、画像データの信号値に対して係数を掛けることにより画像データのスケーリングを行う機能は、血流像作成部４６に設けることができる。

第１のシーケンスとしてSSFPシーケンスと異なるシーケンスを用いた場合でも同様である。

従来の３次元のFS-FBIシーケンスを示す図。 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 図２に示すコンピュータの機能ブロック図。 図３に示す撮像条件設定部において設定される撮像条件の概要を示す図。 図４に示す第１のシーケンスおよび第２のシーケンスの詳細を示すシーケンスチャート。 図２に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体Ｐの血流像を撮像する際の手順を示すフローチャート。

符号の説明

２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ECGユニット
４０ 撮像条件設定部
４１ パルス強度データベース
４２ シーケンスコントローラ制御部
４３ ｋ空間データベース
４４ 画像再構成部
４５ 画像データベース
４６ 血流像作成部
Ｐ 被検体

Claims (13)

1. 被検体内の撮像部位においてフローボイド効果を促進するためのスポイラーパルスの印加を伴う第１のシーケンスおよび前記撮像部位においてフローコンペンセーションの効果を得るためのフローコンペンセーションパルスの印加を伴い、かつ前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る第２のシーケンスを用いてそれぞれ第１のデータおよび第２のデータを収集するデータ収集手段と、
   前記第１のデータおよび前記第２のデータに基づいて前記被検体の血流像データを生成する血流像データ生成手段と、
   を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記データ収集手段は、前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得るシーケンスを前記第１のシーケンスとして設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 被検体内の撮像部位においてフローボイド効果を促進するためのスポイラーパルスの印加を伴うように前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得る第１のシーケンスおよび前記撮像部位におけるスピンの磁化に自由歳差運動を起こして定常状態を得るシーケンスと異なる第２のシーケンスを用いてそれぞれ第１のデータおよび第２のデータを収集するデータ収集手段と、
   前記第１のデータおよび前記第２のデータに基づいて前記被検体の血流像データを生成する血流像データ生成手段と、
   を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記データ収集手段は、繰り返し時間内におけるリードアウト方向の傾斜磁場のゼロ次モーメントがゼロでなく１次モーメントがゼロとなるように傾斜磁場を印加する第２のシーケンスを用いて前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記データ収集手段は、繰り返し時間内におけるリードアウト方向の傾斜磁場のゼロ次モーメントおよび１次モーメントがそれぞれゼロとならないように傾斜磁場を印加する第１のシーケンスを用いて前記第１のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項２または３記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記データ収集手段は、前記被検体内の撮像部位においてフローコンペンセーションの効果を得るためのフローコンペンセーションパルスの印加を伴う第２のシーケンスを用いて前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記データ収集手段は、前記第１のシーケンスを前記被検体の心臓の収縮期において実行する一方、前記第２のシーケンスを前記被検体の心臓の拡張期において実行するように構成されることを特徴とする請求項１または３記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記データ収集手段は、脂肪抑制パルスの印加を伴って前記第１のデータおよび前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１または３記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記データ収集手段は、前記撮像部位における血流の流速に応じて強度が設定されたスポイラーパルスの印加を伴う第１のシーケンスを用いて前記第１のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１または３記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記スポイラーパルスの強度を前記撮像部位に関連付けて記憶する記憶手段をさらに有し、
    前記データ収集手段は、前記撮像部位に関連付けられた強度を有するスポイラーパルスの印加を伴う第１のシーケンスを用いて前記第１のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１または３記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記データ収集手段は、前記撮像部位における血流の流速に応じて強度が設定されたフローコンペンセーションパルスの印加を伴う第２のシーケンスを用いて前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１または６記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記フローコンペンセーションパルスの強度を前記撮像部位に関連付けて記憶する記憶手段をさらに有し、
    前記データ収集手段は、前記撮像部位に関連付けられた強度を有するフローコンペンセーションパルスの印加を伴う第２のシーケンスを用いて前記第２のデータを収集するように構成されることを特徴とする請求項１または６記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記血流像データ生成手段は、前記第１のデータおよび前記第２のデータの少なくとも一方の信号強度または前記第１のデータおよび前記第２のデータからそれぞれ生成される第１の画像データおよび第２の画像データの少なくとも一方の信号強度にスケーリングを施して、前記スケーリング後における前記第１の画像データおよび前記第２の画像データの差分処理によって前記被検体の血流像データを生成するように構成されることを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。

Images