JP2009160344A - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＡにおいて撮影のスループットを向上可能であって、画像品質を向上させる。
【解決手段】カーディアック・コンペンセイション法を適用しないイメージング方法にて被検体の撮影領域についてイメージングを実施することによって第１の画像Ｃ１を生成する。そして、カーディアック・コンペンセイション法を適用したイメージング方法にて被検体の撮影領域についてイメージングを実施することによって第２の画像Ｃ２を生成する。その後、第１の画像Ｃ１と第２の画像Ｃ２との間において差分処理を実施することによって差分画像ＣＧを生成する。
【選択図】図４

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置および磁気共鳴画像生成方法に関する。特に、被検体において動脈を含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャン（ｓｃａｎ）を実施することによって、その撮影領域についてイメージングする磁気共鳴イメージング装置、および、上記のスキャンの実施によって収集された磁気共鳴信号に基づいて、撮影領域について磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴画像生成方法に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場が形成された撮像空間において、被検体にて撮影する撮影領域から磁気共鳴信号を収集するように、その撮影領域についてスキャンを実施する。ここでは、電磁波であるＲＦパルスを撮影領域に照射することにより、その撮影領域におけるプロトン（ｐｒｏｔｏｎ）のスピン（ｓｐｉｎ）による磁化ベクトルを、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象によって励起させ、その励起された磁化ベクトルが元の磁化ベクトルへ戻る際に発生する磁気共鳴信号を収集する。そして、このスキャンの実施によって収集された磁気共鳴信号を、ローデータ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）とし、その被検体の撮影領域について磁気共鳴画像を再構成する。

磁気共鳴イメージング装置は、医療分野、産業分野などのさまざまな分野において利用されており、その目的に応じて、さまざまなイメージング方法で被検体の撮影領域が撮像されている。

たとえば、磁気共鳴イメージング装置において用いられるイメージング方法として、ＦＩＥＳＴＡ（Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｅｍｐｌｏｙｉｎｇ Ｓｔｅａｄｙ ｓｔａｔｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）と呼ばれるＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法が知られている。このＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法は、グラディエント・エコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）系であって、繰返し時間（ＴＲ：Ｔｉｍｅ ｏｆ ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ）内において印加する勾配磁場によって生ずる横磁化の位相シフトを、そのＴＲ内において完全に巻き戻すパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）であって、ＦＩＤ（Ｆｒｅｅ Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｃａｙ）信号とエコー信号とを含むように、磁気共鳴信号を収集できる。このため、その磁気共鳴信号の信号強度が大きくなるため、高いコントラスト（ｃｏｎｔｒａｓｔ）の磁気共鳴画像を高速に生成することが実現できる。特に、この方法においては、人体などの生体において流れる血流部分について、高いコントラストの磁気共鳴画像を生成することができる（たとえば、特許文献１参照）。

また、生体である被検体の体動によって磁気共鳴画像に体動アーチファクト（ａｒｔｉｆａｃｔ）が発生することを抑制するイメージング方法が提案されている。

体動が生ずる部分を含む撮影領域から収集した磁気共鳴信号を、ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように、スキャンを繰り返した場合には、それぞれの位置において信号強度が変動するので、磁気共鳴画像に体動アーチファクトが発生する場合がある。たとえば、シーケンシャル（ｓｅｑｕｅｎｔｉａｌ）法によって、ｋ空間の位相エンコード方向における負の最大位置のビューから正の最大位置のビューに向かう順番で、ｋ空間に磁気共鳴信号を充填した場合には、このような不具合が発生する場合がある。

このため、被検体の体動を検出後に、その検出された検出データに応じて位相エンコードの順序を制御するように、ビュー・オーダリング（ｖｉｅｗ ｏｒｄｅｒｉｎｇ）を実施することによって、体動アーチファクトが発生することを抑制するイメージング方法が提案されている。たとえば、ハイ・ソート（Ｈｉｇｈ ｓｏｒｔ）法にてビュー・オーダリングを実施し、１ビューごとに体動が激しく生じた場合と同じように磁気共鳴信号をｋ空間に充填する場合には、その磁気共鳴画像の端部に体動アーチファクトを移動できるため、画像品質を向上させることができる。特に、目的とするＦＯＶ（Ｆｉｅｌｄ Ｏｆ Ｖｉｅｗ）よりもビュー数が多いＦＯＶに対応するように、このハイ・ソート法にて磁気共鳴信号を収集した場合には、その目的のＦＯＶの外部に体動アーチファクトが移動されるので、好適である（たとえば、特許文献２，特許文献３参照）。

上記のようなビュー・オーダリングを被検体の呼吸運動による呼吸信号に応じるように実施するイメージング方法は、ＲＯＰＥ（Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｏｒｄｅｒｅｄ Ｐｈａｓｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ）法と呼ばれている。また、上記のようなビュー・オーダリングを被検体の心拍運動による心拍信号に応じるように実施するイメージング方法は、カーディアック・コンペンセイション（Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ）法と呼ばれている。

さらに、上記の他に、血流によるアーチファクトの発生を抑制するイメージング方法として、フロー・コンペンセイション（Ｆｌｏｗ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ）法が提案されている。フロー・コンペンセイション法においては、血流によって変位するスピンの位相を、流れ補償パルスと呼ばれる勾配パルスを用いて補正することによって、血流によるアーチファクトの発生を抑制している（たとえば、特許文献４参照）。

また、磁気共鳴イメージング装置を用いて、ＭＲＡ（ＭＲ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる血管撮影が実施されている。このＭＲＡにおいて、造影剤を使用しないイメージング方法として、ＦＢＩ（Ｆｒｅｓｈ Ｂｌｏｏｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）が知られている（たとえば、特許文献５，特許文献６参照）。

特開２００３−１０１４８号公報 特許３６９６６７７号公報 特開平４−８２５３７号公報 特開２００７−９０００１号公報 特開２０００−５１４４号公報 特開２００４−１２９７２４号公報

ＦＢＩ法では、心拡張期と心収縮期とのそれぞれにおいて、被検体にて動脈を含む撮影領域について画像を生成する。そして、これらの画像間の差分値に基づいて、その撮影領域のＭＲＡ画像を得る。この方法は、ＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法によって撮影領域をイメージングした際に、その撮影領域の磁気共鳴画像において、動脈に対応する部分にフローボイド（Ｆｌｏｗ Ｂｏｉｄ）と呼ばれる現象が生ずることを利用している。このため、ＦＢＩ方法においては、心収縮期では動脈の血流速度が速いために動脈からの信号強度が低くなり、心拡張期では動脈の血流速度が遅いために動脈からの信号強度が高くなるため、その両者の画像の差分値に基づいて生成されたＭＲＡ画像は、動脈部分において高いコントラストになる。

しかしながら、ＦＢＩ法においては、上記のように複数のタイミングで複数の画像を撮影するために、各タイミングに対応するように心拍信号のＲ波からの遅延時間（Ｄｅｌａｙ Ｔｉｍｅ）を正確に求める必要が生じるため、撮影のスループット（ｔｈｒｏｕｇｈｐｕｔ）が低下する場合がある。

また、ＦＢＩ法においては、心収縮期における動脈部分にフローボイドを生じさせるために、ＦＳＥ法にてイメージングを実施する必要があり、上記のように血流部分のコントラストが高いイメージング方法として知られているＦＩＥＳＴＡなどのＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法を用いることができない。このため、画像品質を向上することが困難な場合がある。

したがって、本発明は、ＭＲＡにおいて撮影のスループットを向上可能であって、画像品質を向上可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法を提供する。

本発明は、被検体において動脈を含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施することによって、前記撮影領域についてイメージングする磁気共鳴イメージング装置であって、ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように前記スキャンの実施にて収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第１の画像を生成する第１画像生成部と、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するように前記スキャンの実施にてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第２の画像を生成する第２画像生成部と、前記第１画像生成部によって生成された第１の画像と、前記第２画像生成部によって生成された第２の画像との間において差分処理を実施することによって差分画像を生成する差分画像生成部とを有する。

好適には、前記差分画像生成部によって生成された差分画像を画面に表示する表示部を有する。

好適には、前記撮影領域は、静脈を含む。

好適には、前記撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間にてＲＦパルスを繰り返し送信すると共に、前記撮影領域においてスライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに、勾配パルスを前記繰り返し時間内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、前記スキャンを実施する。

また、本発明は、被検体において動脈を含む撮影領域について実施されたスキャンによって収集された磁気共鳴信号に基づいて、前記撮影領域について磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴画像生成方法であって、前記スキャンの実施において時間軸に沿ってｋ空間における位相エンコードの行を連続的に充填するように収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第１の画像を生成する第１画像生成ステップと、カーディアック・コンペンセイション法におけるハイ・ソートに対応するように前記スキャンの実施においてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第２の画像を生成する第２画像生成ステップと、前記第１画像生成ステップによって生成された第１の画像と、前記第２画像生成ステップによって生成された第２の画像との間において差分処理を実施することによって差分画像を生成する差分画像生成ステップとを有する。

好適には、前記差分画像生成ステップによって生成された差分画像を画面に表示する表示ステップを有する。

好適には、前記撮影領域は、静脈を含む。

好適には、前記スキャンは、前記撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間にてＲＦパルスを繰り返し送信すると共に、前記撮影領域においてスライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに、勾配パルスを前記繰り返し時間内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、実施される。

本発明によれば、ＭＲＡにおいて撮影のスループットを向上可能であって、画像品質を向上可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法を提供することができる。

以下より、本発明にかかる実施形態の一例について図面を参照して説明する。

（装置構成）
図１は、本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す構成図である。

図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、スキャン部２と、操作コンソール部３とを有しており、被検体ＳＵについて撮影をする撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施することによって、その撮影領域について画像を生成するように構成されている。

具体的には、磁気共鳴イメージング装置１においては、静磁場が形成された撮像空間Ｂにおいて被検体の撮影領域へＲＦパルスを送信し、そのＲＦパルスが送信された撮影領域にて発生する磁気共鳴信号を受信するように、スキャン部２が被検体の撮影領域についてスキャンを実施する。その後、磁気共鳴イメージング装置１においては、そのスキャンの実施によって受信された磁気共鳴信号に基づいて、操作コンソール部３が撮影領域について磁気共鳴画像を生成する。

本実施形態においては、被検体ＳＵにおいて動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施し、その撮影領域についてＭＲＡ画像を磁気共鳴画像として生成する。

スキャン部２について説明する。

スキャン部２は、図１に示すように、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、被検体移動部１５と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４とを有しており、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施する。

スキャン部２は、たとえば、円筒形状になるように形成されており、その中心部分の円柱状の空間を撮像空間Ｂとして、被検体ＳＵを収容する。そして、スキャン部２は、被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施する際には、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成された撮像空間Ｂ内において、被検体移動部１５において載置された被検体ＳＵの撮影領域のスピンを励起するようにＲＦコイル部１４がＲＦパルスを送信すると共に、そのＲＦパルスが送信された被検体ＳＵの撮影領域に勾配コイル部１３が勾配パルスを送信する。そして、被検体ＳＵの撮影領域において発生する磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する。

本実施形態においては、スキャン部２は、ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように、被検体ＳＵにおいて動脈と静脈とを含む撮影領域についてスキャンを実施する。また、この他に、スキャン部２は、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するように、この撮影領域についてスキャンを実施する。

また、ここでは、ＦＩＥＳＴＡと呼ばれるＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法に対応したパルスシーケンスにて、このスキャンを実施する。具体的には、被検体ＳＵの撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間ＴＲにてＲＦパルスを繰り返し送信すると共に、その撮影領域においてスライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに、勾配パルスを繰り返し時間ＴＲ内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、このスキャンを実施する。

スキャン部２の各構成要素について、順次、説明する。

静磁場マグネット部１２は、超伝導磁石（図示なし）を含み、被検体ＳＵが収容される撮像空間Ｂに静磁場を形成するように構成されている。ここでは、静磁場マグネット部１２は、被検体移動部１５において載置されている被検体ＳＵの体軸方向（ｚ方向）に沿うように静磁場を形成する。すなわち、静磁場マグネット部１２は、水平磁場型である。この他に、静磁場マグネット部１２は、垂直磁場型であって、たとえば、一対の永久磁石が対面する方向に沿って静磁場を形成するように構成されていてもよい。

勾配コイル部１３は、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成された撮像空間Ｂに勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に空間位置情報を付加するように構成されている。ここでは、勾配コイル部１３は、ｘ方向とｙ方向とｚ方向との互いに直交する３軸方向のそれぞれに対応するように、３系統からなる。これらは、撮像条件に応じて、周波数エンコード方向と位相エンコード方向とスライス選択方向とのそれぞれに勾配磁場を形成するように、勾配パルスを送信する。具体的には、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの撮影領域に対応するように、その被検体ＳＵのスライス選択方向に勾配磁場を印加し、ＲＦコイル部１４がＲＦパルスを送信することによって励起させる被検体ＳＵのスライスを選択する。また、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスにおいて生ずる磁気共鳴信号を位相エンコードする。そして、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの周波数エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスにおいて生ずる磁気共鳴信号を周波数エンコードする。

ＲＦコイル部１４は、静磁場が形成される撮像空間Ｂ内において、電磁波であるＲＦパルスを送信して高周波磁場を形成し、被検体ＳＵの撮影領域におけるプロトンのスピンを励起する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体ＳＵの撮影領域内のプロトンから発生する電磁波を、磁気共鳴信号として受信する。

ここでは、ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、送信コイル１４ａと、受信コイル１４ｂとを有する。ここで、送信コイル１４ａは、たとえば、バードケージ（ｂｉｒｄｃａｇｅ）型のボディコイル（ｂｏｄｙ ｃｏｉｌ）であって、被検体ＳＵの撮影領域を囲むように配置されており、ＲＦパルスを送信する。一方、受信コイル１４ｂは、たとえば、着脱自在な表面コイルであり、被検体ＳＵの撮影領域に対応するように配置され、その撮影領域から磁気共鳴信号を受信する。たとえば、受信コイル１４ｂは、被検体ＳＵの撮影領域を収容する収容空間（図示なし）が形成されており、その収容空間において被検体ＳＵの撮影領域を収容するように配置される。

被検体移動部１５は、クレードル１５ａとクレードル移動部１５ｂとを有しており、制御部３０から出力される制御信号に基づいて、撮像空間Ｂの内部と外部との間において、クレードル１５ａをクレードル移動部１５ｂが移動させるように構成されている。

ここで、被検体移動部１５のクレードル１５ａは、被検体ＳＵが載置される載置面を備えたテーブルであり、図１に示すように、クレードル移動部１５ｂによって、水平方向ｘｚと上下方向ｙとのそれぞれの方向に移動され、静磁場が形成される撮像空間Ｂに搬出入される。そして、図１に示すように、クレードル１５ａは、その載置面に載置された被検体ＳＵの撮影領域から磁気共鳴信号を受信する受信コイル１４ｂが、その載置面に配置されるように構成されている。

また、被検体移動部１５のクレードル移動部１５ｂは、クレードル１５ａを撮像空間Ｂの内部と外部との間において移動するように構成されている。つまり、クレードル移動部１５ｂは、クレードル１５ａを撮像空間Ｂの外部から内部へ移動させることによって、撮像空間Ｂの内部へ収容させるように構成されている。クレードル移動部１５ｂは、たとえば、ローラー式駆動機構を備えており、アクチュエータによりローラーを駆動させてクレードル１５ａを水平方向ｘｚに移動する。また、クレードル移動部１５ｂは、たとえば、アーム式駆動機構を備えており、交差した２本のアーム間の角度を可変することにより、クレードル１５ａを上下方向ｙに移動する。

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮像空間Ｂ内にＲＦパルスを送信させて、撮像空間Ｂに高周波磁場を形成させるように構成されている。具体的には、ＲＦ駆動部２２は、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、ゲート変調器（図示なし）を用いてＲＦ発振器（図示なし）から出力される信号を所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調した後に、そのゲート変調器により変調された信号を、ＲＦ電力増幅器（図示なし）によって増幅してＲＦコイル部１４に出力し、ＲＦパルスを送信させる。

勾配駆動部２３は、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮像空間Ｂ内に勾配磁場を発生させるように構成されている。勾配駆動部２３は、３系統の勾配コイル部１３に対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。

データ収集部２４は、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集するように構成されている。ここでは、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号をＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器（図示なし）の出力を参照信号として位相検波器（図示なし）が位相検波する。その後、Ａ／Ｄ変換器（図示なし）を用いて、このアナログ信号である磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して出力する。

操作コンソール部３について説明する。

操作コンソール部３は、図１に示すように、制御部３０と、データ処理部３１と、操作部３２と、表示部３３と、記憶部３４とを有している。操作コンソール部３は、スキャン部２が被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施するように制御する。そして、操作コンソール部３は、そのスキャン部２がスキャンを実施することによって収集した磁気共鳴信号に基づいて、被検体ＳＵの撮影領域について磁気共鳴画像を生成すると共に、その生成した磁気共鳴画像を表示する。

操作コンソール部３の各構成要素について、順次、説明する。

制御部３０は、コンピュータと、コンピュータに所定のデータ処理を実行させるプログラムを記憶するメモリとを有しており、各部を制御する。ここでは、制御部３０は、設定されたスキャン条件に対応するように、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とのそれぞれに制御信号を出力することによって、スキャンを実行させる。そして、これと共に、データ処理部３１と表示部３３と記憶部３４とへ、制御信号を出力し、制御を行う。

データ処理部３１は、コンピュータと、そのコンピュータを用いて所定のデータ処理を実行するプログラムを記憶するメモリとを有しており、制御部３０から出力された制御信号に基づいて、データ処理を実施する。ここでは、データ処理部３１は、操作部３２においてオペレータによって入力された指令に基づいて、被検体ＳＵについてスキャンを実施する際のスキャン条件を設定するように構成されている。また、データ処理部３１は、上記にて設定されたスキャン条件に対応するように、スキャン部２がスキャンを実行することによって収集された磁気共鳴信号をローデータとし、その被検体ＳＵの撮影領域について磁気共鳴画像を生成するように構成されている。具体的には、スキャンの実施によってデータ収集部２４が収集した磁気共鳴信号をデジタル信号として取得し、そのデジタル信号に変換された磁気共鳴信号に対して画像再構成処理を実施して、被検体ＳＵの撮影領域について磁気共鳴画像を生成する。たとえば、ｋ空間に対応するように収集された磁気共鳴信号を、逆フーリエ変換することによって、この磁気共鳴画像を再構成する。そして、その生成した磁気共鳴画像の画像データを表示部３３に出力する。

図２は、本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置１の操作コンソール部３を構成するデータ処理部３１の機能ブロック図である。

図２に示すように、データ処理部３１は、第１画像生成部３１１と、第２画像生成部３１２と、差分画像生成部３１３とのそれぞれとして、コンピュータがプログラムによって機能するように構成されている。

データ処理部３１において第１画像生成部３１１は、ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように、スキャンが実施されてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、被検体ＳＵの撮影領域について第１の画像を生成する。

データ処理部３１において第２画像生成部３１２は、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するように、スキャンが実施されてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、被検体ＳＵの撮影領域について第２の画像を生成する。

データ処理部３１において差分画像生成部３１３は、第１画像生成部３１１によって生成された第１の画像と、第２画像生成部３１２によって生成された第２の画像との間において差分処理を実施することによって差分画像をＭＲＡ画像として生成する。

操作部３２は、キーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）やポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）などの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作データが入力され、その操作データを制御部３０に出力する。

表示部３３は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｉｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）などの表示デバイスにより構成されており、制御部３０から出力された制御信号に基づいて、表示画面に画像を表示する。ここでは、表示部３３は、オペレータが操作データを入力する入力項目を示す操作画像を、表示画面に表示する。具体的には、被検体ＳＵについてスキャンを実施する際のスキャンパラメータについて入力する入力項目を示すメニュー画像を表示画面に表示する。この他に、表示部３３は、データ処理部３１において被検体ＳＵについて生成された磁気共鳴画像の画像データを受けて、表示画面に表示する。

本実施形態においては、表示部３３は、差分画像生成部３１３によって生成された差分画像を、その表示画面に表示する。

記憶部３４は、メモリにより構成されており、各種データを記憶している。記憶部３４は、その記憶されたデータが必要に応じて制御部３０によってアクセスされる。

（動作）
以下より、上記の磁気共鳴イメージング装置１を用いて、人体である被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする方法について説明する。

図３は、本発明にかかる実施形態において、被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする際の動作を示すフロー図である。また、図４は、本発明にかかる実施形態において、被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする際に生成する画像を示す図である。

被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする際には、図３に示すように、被検体の撮影領域について第１の画像Ｃ１を生成する（Ｓ１１）。

ここでは、カーディアック・コンペンセイション法を適用しないイメージング方法にてイメージングを実施することによって、被検体の撮影領域について第１の画像Ｃ１を生成する。具体的には、ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように収集された磁気共鳴信号を用いて、第１画像生成部３１１が被検体ＳＵの撮影領域について第１の画像Ｃ１を生成する。

図５は、本発明にかかる実施形態において、第１の画像Ｃ１を生成する際にｋ空間に磁気共鳴信号を充填するときのビュー番号ｖｉｅｗと、その被検体の心拍運動による心拍信号Ｅとの関係を示す図である。図５において、図５（ａ）は、心拍信号Ｅを示しており、横軸が時間軸ｔであって、縦軸が心拍信号Ｅの信号強度ＥＳである。また、図５（ｂ）は、図５（ａ）に示す心拍信号が測定される際におけるビュー番号ｖｉｅｗの順序を示している。図５（ｃ）は、図５（ａ）に示す心拍信号が測定される際に収集される磁気共鳴信号を示しており、横軸がビュー番号ｖｉｅｗであり、縦軸が信号強度ＭＳである。なお、説明の都合上、図５においては、心拍信号Ｅを一定周期の正弦波として示している。また、ビュー番号ｖｉｅｗは、ｋ空間の位相エンコード方向における負の位置（たとえば、番号１）のビューから正の位置のビューに向かう順位にて番号（たとえば、番号１５）を付した場合について示している。

図５（ａ）に示すように周期的な挙動で測定される心拍信号の時間軸ｔに沿って、図５（ｂ）に示すようなビュー番号ｖｉｅｗの順でｋ空間に磁気共鳴信号を充填するように、位相エンコードを繰り返し時間ＴＲごとに実施することによって、被検体ＳＵにおいて動脈と静脈とを含む撮影領域について、スキャン部２がスキャンを実行する。具体的には、図５（ｂ）に示すように、たとえば、ビュー番号が、１，２，３，４，５，・・・のように、時間軸ｔに沿って順次増加して位相エンコードを行うように、スキャンを実施する。つまり、心拍信号の変位とは無関係に、シーケンシャル法によって、位相エンコードの順位とビュー番号の順位とが互いに対応するように、磁気共鳴信号を繰り返し時間ＴＲごとに収集する。この場合には、図５（ｃ）に示すように、心拍信号の変位に対応するように、磁気共鳴信号が収集される。

また、このスキャンの実施においては、ＦＩＥＳＴＡと呼ばれるＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法に対応したパルスシーケンスにて磁気共鳴信号の収集を実行する。

図６は、本発明にかかる実施形態において、被検体についてスキャンを実施する際のパルスシーケンスを示す図である。図６において、ＲＦは、ＲＦパルスを送信する時間軸であり、Ｇｓｌｉｃｅは、スライス選択方向に勾配パルスを送信する時間軸であり、Ｇｒｅａｄは、周波数エンコード方向に勾配パルスを送信する時間軸を示しており、Ｇｗａｒｐは、位相エンコード方向に勾配パルスを送信する時間軸を示しており、それぞれは、横軸が時間軸ｔであり、縦軸がパルス強度を示している。

Ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法においては、被検体ＳＵの撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間ＴＲにてＲＦパルスを繰り返し送信する。そして、図６に示すように、スライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに印加する勾配パルスを、その繰り返し時間ＴＲ内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、その繰返し時間ＴＲ内にて生ずる横磁化の位相シフトを完全に巻き戻す。そして、このパルスシーケンスを繰返し実行する際には、上記のようなビュー番号に対応するように、位相エンコード方向に勾配パルスを繰り返し時間ＴＲごとに印加する。

そして、上記のように収集された磁気共鳴信号に基づいて、第１画像生成部３１１が、その被検体ＳＵの撮影領域について第１の画像Ｃ１を生成する。

具体的には、図４に示すように、第１の画像Ｃ１は、動脈部分ＤＭと静脈部分ＪＭとに対応する画素部分が、高い輝度であって、他の部分が低い輝度になるように形成される。すなわち、血流部分についてコントラストが高い磁気共鳴画像として、第１の画像Ｃ１が生成される。

つぎに、図３に示すように、被検体の撮影領域について第２の画像Ｃ２を生成する（Ｓ２１）。

ここでは、カーディアック・コンペンセイション法を適用したイメージング方法にてイメージングを実施することによって、被検体の撮影領域について第２の画像Ｃ２を生成する。すなわち、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するようにｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、第２画像生成部３１２が被検体ＳＵの撮影領域について第２の画像Ｃ２を生成する。本実施形態においては、カーディアック・コンペンセイション法を適用したことを除き、第１の画像Ｃ１の生成のためのスキャンと同じスキャン条件にて、スキャンを実施後、そのスキャンの実施にて収集された磁気共鳴信号に基づいて第２の画像Ｃ２を生成する。

図７は、本発明にかかる実施形態において、第２の画像Ｃ２を生成する際にｋ空間に磁気共鳴信号を充填するときのビュー番号ｖｉｅｗと、その被検体の心拍運動による心拍信号Ｅとの関係を示す図である。図７において、図７（ａ）は、心拍信号Ｅを示しており、横軸が時間軸ｔであって、縦軸が心拍信号Ｅの信号強度ＥＳである。また、図７（ｂ）は、図７（ａ）に示す心拍信号が測定される際におけるビュー番号ｖｉｅｗの順序を示している。図７（ｃ）は、図７（ａ）に示す心拍信号が測定される際に収集される磁気共鳴信号を示しており、横軸がビュー番号ｖｉｅｗであり、縦軸が信号強度ＭＳである。なお、図５と同様に、説明の都合上、図７においては、心拍信号Ｅを一定周期の正弦波として示している。また、ビュー番号ｖｉｅｗは、ｋ空間の位相エンコード方向における負の位置（たとえば、番号１）のビューから正の位置のビューに向かう順位にて番号（たとえば、番号１５）を付した場合について示している。

図７（ａ）に示すように周期的な挙動で測定される心拍信号の時間軸ｔに沿って、図７（ｂ）に示すようなビュー番号ｖｉｅｗの順でｋ空間に磁気共鳴信号を充填するように、位相エンコードを繰り返し時間ＴＲごとに実施することによって、被検体ＳＵにおいて動脈と静脈とを含む撮影領域について、スキャン部２がスキャンを実行する。具体的には、磁気共鳴信号を収集する際には予め検出した心拍信号Ｅを用いて、ハイ・ソート法に対応するように、図７（ｂ）に示すように、その心拍信号Ｅの変位に応じてビュー番号ｖｉｅｗを並び替えた後、その並び替えたビュー番号ｖｉｅｗに対応するように、スキャン部２がスキャンを実行する。たとえば、３，５，７，９，１１，１３，１５，１４，１２，１０，８，６，４，２，１のビュー番号ｖｉｅｗの順で、時間軸ｔに沿って位相エンコードを行うように、スキャンを実施する。これにより、図７（ｃ）に示すように、１ビューごとに、心拍信号の位相が変動した場合と同様にして、磁気共鳴信号が収集される。

このため、図４に示すように、上記のように収集された磁気共鳴信号に基づいて生成された第２の画像Ｃ２においては、動脈部分ＤＭの血流が心拍に伴い大きく変化するので、その動脈部分ＤＭに対応する画素の信号が、その画像の端部の側へ移動されるために、動脈部分ＤＭに対応する画素は、低い輝度で表示される。

図８は、本発明にかかる実施形態において、心拍周期Ｔにおいて流れる血液の速度ｖの時間軸ｔにおける推移を示す図である。図８においては、動脈を流れる血液の流速ｖｄと、静脈を流れる血液の流速ｖｊとのそれぞれを示している。

図８に示すように、動脈を流れる血液の流速ｖｄは、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳにおいて加速した後に、減速するように推移する。そして、その後、心拍周期Ｔの拡張期ＴＫにおいて、動脈を流れる血液の流速ｖｄは、ほぼ一定の速度になるように推移する。これに対して、静脈を流れる血液の流速ｖｊは、図８に示すように、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳおよび拡張期ＴＫの両者において、ほぼ一定の速度になるように推移する。つまり、動脈においては、脈流として血液が流れるが、静脈においては、定常流として血液が流れる。

このため、第２の画像Ｃ２は、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するようにｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて生成されているので、図４に示したように、静脈部分ＪＭに対応する画素部分が高い輝度であって、動脈部分ＤＭを含む他の部分が低い輝度になるように生成される。

なお、目的とするＦＯＶよりもビュー数が多いＦＯＶに対応するように、このハイ・ソート法にて磁気共鳴信号を収集した場合には、その目的のＦＯＶの外部に動脈部分に対応する画素の信号が移動されるため、より好適な画像品質にて、第２の画像Ｃ２を生成することができる。

つぎに、図３に示すように、第１の画像Ｃ１と第２の画像Ｃ２との差分画像ＣＧを生成する（Ｓ３１）。

ここでは、上記のようにして生成した第１の画像Ｃ１の各画素値から、第２の画像Ｃ２の画素値を差分する差分処理を差分画像生成部３１３が実施することによって、差分画像ＣＧを生成する。つまり、第１の画像Ｃ１と、第２の画像Ｃ２とにおいて、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｃ１（ｘ，ｙ），Ｃ２（ｘ，ｙ）を減算した減算値ＣＩ（ｘ，ｙ）を算出後、その減算値ＣＩ（ｘ，ｙ）を画素値にすることによって、差分画像ＣＧをＭＲＡ画像として生成する。

上記したように、第１の画像Ｃ１においては、動脈部分ＤＭと静脈部分ＪＭとのそれぞれの画素が高い輝度であって、他の部分が低い輝度である。。これに対し、第２の画像Ｃ２は、静脈部分ＪＭに対応する画素部分が高い輝度であって、動脈部分ＤＭを含む他の部分が低い輝度である。

このため、この第１の画像Ｃ１と第２の画像Ｃ２との間において差分処理を実施することによって生成された差分画像ＣＧにおいては、図４に示すように、静脈部分ＪＭの画素の画素値が、ほぼゼロの小さな値になるのに対して、動脈部分ＤＭの画素が大きな値になり、動脈部分ＤＭのみが高い輝度で描出される。このため、差分画像ＣＧにおいては、動脈部分ＤＭが分離されたように生成される。

つぎに、図３に示すように、差分画像ＣＧを表示する（Ｓ４１）。

ここでは、上記のように生成された差分画像ＣＧを、表示部３３が表示画面に表示する。

以上のように、本実施形態は、カーディアック・コンペンセイション法を適用しないイメージング方法にて被検体ＳＵの撮影領域についてイメージングを実施することによって第１の画像Ｃ１を生成する。そして、カーディアック・コンペンセイション法を適用したイメージング方法にて被検体ＳＵの撮影領域についてイメージングを実施することによって第２の画像Ｃ２を生成する。この第２の画像Ｃ２は、カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法を適用しているので、動脈部分の信号が端部または外部に移動された画像として生成される。その後、第１の画像Ｃ１と第２の画像Ｃ２との間において差分処理を実施することによって差分画像ＣＧを生成する。この差分画像ＣＧにおいては、上記のように、動脈部分ＤＭのみが描出される。本実施形態においては、ＦＢＩ法と異なり、遅延時間を正確に求める必要がない。このため、本実施形態は、撮影のスループットを向上させることができる。そして、心位相によらずに、データ収集をすることができるので、データ収集効率を向上できる。

また、本実施形態は、ＦＢＩ法のようにフローボイド現象を利用していないため、イメージング方法がＦＳＥ法などのパルスシーケンスに限定されない。このため、本実施形態において示したように、血流部分のコントラストが高いＢａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法に対応したパルスシーケンスを適用することができる。このため、本実施形態は、画像品質を向上することができる。

さらに、本実施形態は、上記したように、動脈と静脈とを含む撮影領域について生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれが分離して表示されるため、診断効率を向上させることができる。

なお、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、本発明の磁気共鳴イメージング装置に相当する。また、上記の実施形態において、表示部３３は、本発明の表示部に相当する。また、上記の実施形態において、第１画像生成部３１１は、本発明の第１画像生成部に相当する。また、上記の実施形態において、第２画像生成部３１２は、本発明の第２画像生成部に相当する。また、上記の実施形態において、差分画像生成部３１３は、本発明の差分画像生成部に相当する。また、上記の実施形態において、撮像空間Ｂは、本発明の静磁場空間に相当する。

また、本発明の実施に際しては、上記した実施形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。

たとえば、上記の実施形態においては、静脈がＦＯＶに含む場合について説明したが、これに限定されない。

また、上記の実施形態においては、Ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ法に対応するパルスシーケンスによってスキャンを実施する場合について説明したが、これに限定されない。

また、上記の実施形態において示したパルスシーケンスに、フロー・コンペンセイション法の流れ補償パルスを適用しても良い。たとえば、カーディアック・コンペンセイション法を適用しないイメージング方法にて被検体の撮影領域についてスキャンを実施する際には、流れ補償パルスを適用し、一方で、カーディアック・コンペンセイション法を適用したイメージング方法にて被検体の撮影領域についてスキャンを実施する際には、流れ補償パルスを適用しないことが好ましい。カーディアック・コンペンセイション法を適用しないイメージング方法にて被検体の撮影領域についてスキャンを実施する際に流れ補償パルスを適用した場合には、動脈などの血流によってアーチファクトが第１の画像Ｃ１に発生することを防止できるため、好適である。

図１は、本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す構成図である。 図２は、本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置１の操作コンソール部３を構成するデータ処理部３１の機能ブロック図である。 図３は、本発明にかかる実施形態において、被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする際の動作を示すフロー図である。 図４は、本発明にかかる実施形態において、被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする際に生成する画像を示す図である。 図５は、本発明にかかる実施形態において、第１の画像Ｃ１を生成する際にｋ空間に磁気共鳴信号を充填するときのビュー番号ｖｉｅｗと、その被検体の心拍運動による心拍信号Ｅとの関係を示す図である。 図６は、本発明にかかる実施形態において、被検体についてスキャンを実施する際のパルスシーケンスを示す図である。 図７は、本発明にかかる実施形態において、第２の画像Ｃ２を生成する際にｋ空間に磁気共鳴信号を充填するときのビュー番号ｖｉｅｗと、その被検体の心拍運動による心拍信号Ｅとの関係を示す図である。 図８は、本発明にかかる実施形態において、心拍周期Ｔにおいて流れる血液の速度ｖの時間軸ｔにおける推移を示す図である。

符号の説明

１：磁気共鳴イメージング装置（磁気共鳴イメージング装置）
２：スキャン部、
３：操作コンソール部、
１２：静磁場マグネット部、
１３：勾配コイル部、
１４：ＲＦコイル部、
１５：被検体移動部、
２２：ＲＦ駆動部、
２３：勾配駆動部、
２４：データ収集部、
３０：制御部、
３１：データ処理部、
３２：操作部、
３３：表示部（表示部）、
３４：記憶部、
３１１：第１画像生成部（第１画像生成部）、
３１２：第２画像生成部（第２画像生成部）、
３１３：差分画像生成部（差分画像生成部）、
Ｂ：撮像空間（静磁場空間）

Claims (8)

1. 被検体において動脈を含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施することによって、前記撮影領域についてイメージングする磁気共鳴イメージング装置であって、
   ｋ空間において位相エンコード方向に並ぶ行を時間軸に沿って連続的に充填するように、前記スキャンの実施にて収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第１の画像を生成する第１画像生成部と、
   カーディアック・コンペンセイション法においてハイ・ソート法に対応するように、前記スキャンの実施にてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第２の画像を生成する第２画像生成部と、
   前記第１画像生成部によって生成された第１の画像と、前記第２画像生成部によって生成された第２の画像との間において差分処理を実施することによって差分画像を生成する差分画像生成部と
   を有する
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記差分画像生成部によって生成された差分画像を画面に表示する表示部
   を有する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記撮影領域は、静脈を含む、
   請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間にてＲＦパルスを繰り返し送信すると共に、前記撮影領域においてスライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに、勾配パルスを前記繰り返し時間内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、前記スキャンを実施する、
   請求項１から３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 被検体において動脈を含む撮影領域について実施されたスキャンによって収集された磁気共鳴信号に基づいて、前記撮影領域について磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴画像生成方法であって、
   前記スキャンの実施において時間軸に沿ってｋ空間における位相エンコードの行を連続的に充填するように収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第１の画像を生成する第１画像生成ステップと、
   カーディアック・コンペンセイション法におけるハイ・ソートに対応するように前記スキャンの実施においてｋ空間に収集された磁気共鳴信号を用いて、前記撮影領域について第２の画像を生成する第２画像生成ステップと、
   前記第１画像生成ステップによって生成された第１の画像と、前記第２画像生成ステップによって生成された第２の画像との間において差分処理を実施することによって差分画像を生成する差分画像生成ステップと
   を有する
   磁気共鳴画像生成方法。
6. 前記差分画像生成ステップによって生成された差分画像を画面に表示する表示ステップ
   を有する、
   請求項５に記載の磁気共鳴画像生成方法。
7. 前記撮影領域は、静脈を含む、
   請求項５または６に記載の磁気共鳴画像生成方法。
8. 前記スキャンは、前記撮影領域のスピンがＳＳＦＰ状態になるような繰り返し時間にてＲＦパルスを繰り返し送信すると共に、前記撮影領域においてスライス選択方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向とのそれぞれに、勾配パルスを前記繰り返し時間内において時間積分値がゼロになるように送信することによって、実施される、
   請求項５から７のいずれかに記載の磁気共鳴画像生成方法。