JP2011143241A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】血流画像および血管壁画像を非造影でより短時間で簡易に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。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、０次モーメントがゼロである第１のリードアウト傾斜磁場パルスと、０次モーメントがゼロであり、かつ１次モーメントが第１のリードアウト傾斜磁場パルスとは異なる値をもつ第２のリードアウト傾斜磁場パルスとを、移動する流体を含む関心領域に印加して磁気共鳴データを非造影で収集するデータ収集手段と、第１および第２のリードアウト傾斜磁場パルスによってそれぞれ読み出される第１および第２の磁気共鳴データを、ｋ-空間上の位相エンコード方向に周期的に配置してｋ−空間データを生成し、ｋ−空間データを再構成して、流体画像と前記流体周囲の静止部画像とが空間的に分離された画像を生成する画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。
【選択図】 図７

Description

本発明の実施形態は、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、血流画像と血管壁画像とを共通の撮像で取得する非造影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。非造影MRAでは、FBI (Fresh Blood Imaging)法や定常自由歳差運動(SSFP: steady state free precession)法が考案されている。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手法である。これらFBI法やSSFP法によって、血液部分を高信号値にして白く表示させたbright blood画像を血流画像として得ることができる。

また、FBI法では、低流速の血流を描出するために、傾斜磁場パルスとしてディフェーズパルスまたはリフェーズパルスを印加する方法が考案されている（例えば特許文献１参照）。この方法によれば、ディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの作用により、流速の速い血流からの信号値と低流速の血流からの信号値との相対的な信号差を増大させることができる。そして、この相対的な信号差から動静脈を明瞭に分離することが可能となる。

さらに、ディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの適切な強度を決定するための技術としてディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの強度を変化させてデータを収集するflow-prepスキャンというプレスキャンをイメージングスキャンに先だって実行する技術が考案されている（例えば特許文献２参照）。

また、血流より発生する信号がｋ空間上で周期的に変化することにより生じるN/2アーチファクトを抑制するために、読出し(RO: readout)方向における傾斜磁場モーメントをゼロにするGMN (gradient moment nulling)という技術も考案されている。このGMNによれば、適切な強度のリフェーズパルスの印加によって効果的にN/2アーチファクトを抑制することができる。

一方、血管壁を強調するために血液部分を低信号値にして黒く表示させたblack blood画像も血管壁画像として診断用に収集される。

特開２００３−１３５４３０号公報 特開２００３−０７０７６６号公報

従来、血流画像を取得するためのbright blood imagingと血管壁画像を取得するためのblack blood imagingは、それぞれ個別に行われる。このため、撮像時間の短縮が望まれる。

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、血流画像および血管壁画像を非造影でより短時間で簡易に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。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、０次モーメントがゼロである第１のリードアウト傾斜磁場パルスと、０次モーメントがゼロであり、かつ１次モーメントが前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスとは異なる値をもつ第２のリードアウト傾斜磁場パルスとを、移動する流体を含む関心領域に印加して磁気共鳴データを非造影で収集するデータ収集手段と、前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスによって読み出される第１の磁気共鳴データと、前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスによって読み出される第２の磁気共鳴データとを、ｋ-空間上の位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方の方向において周期的に配置してｋ−空間データを生成し、前記ｋ−空間データを再構成して、流体画像と前記流体周囲の静止部画像とが空間的に分離された画像を生成する画像生成手段と、を備える。

本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図。 磁気共鳴イメージング装置のコンピュータの機能ブロック図。 第１の実施形態におけるパルスシーケンスの一例を示す図。 ディフェーズROパルスと、リフェーズROパルスの概念図。 ディフェーズROパルスによって読み出される第１のＭＲ信号と、リフェーズROパルスによって読み出される第２のＭＲ信号のｋ-空間での配置を示す図。 第１のＭＲ信号と、第２のＭＲ信号の周期的な配置によって、血液画像がシフトする状況を示す図。 （Ａ）は、第１の実施形態による血液画像のシフト状況を示す図、（Ｂ）は第２の実施形態による血液画像のシフト状況を示す図。 拡張されたＦＯＶによる再構成画像から、血管壁画像と血液画像を分離抽出する概念を示す図。 磁気共鳴イメージング装置における処理の流れを示すフローチャート。 フローディフェーズパルスおよびフローリフェーズパルスの強度をflow-prepスキャンの実行によって決定する方法を示す図。 心電同期を使用するパルスシーケンスの一例を示す図。 ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとを交互に印加するパルスシーケンスの一例を示す図。 ディフェーズROパルスとパルス本体とを交互に印加するパルスシーケンスの一例を示す図。 リフェーズROパルスとパルス本体とを交互に印加するパルスシーケンスの一例を示す図。 スライスエンコード方向と、位相エンコード方向にリフェーズROパルスとパルス本体とを印加する３Ｄイメージングの概念を示す図。

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。

（構成）
図１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、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を備えている。

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にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。

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/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、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は、被検体ＰのECG(Electrocardiogram)信号を取得するECGユニット３８を備えてもよい。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。

ECG信号の代わりに拍動を脈波情報として表す脈波同期(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２は、図１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、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、画像再構成部４３、画像データベース４４および画像処理部４５として機能する。撮像条件設定部４０は、撮像パラメータデータベース４０Ａ、傾斜磁場強度決定部４０Ｂ、シーケンス設定部４０Ｃおよび画像化領域設定部４０Ｄを有する。

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４１に与える。後述するように、撮像条件設定部４０は、bright bloodとして血流のみが抽出された血液画像と、逆に、血流がblack bloodとして抑制され、主に血管壁を含む静止部が抽出された血管壁画像とを、１回の非造影MRAイメージングスキャンで取得するための撮像条件を設定する機能を備えている。

非造影MRA法としては、心電同期を伴う撮像法（例えば、FBI法）や心電同期を伴わない撮像法がある。FBI法は、SE (spin echo)系のシーケンスでR波等の被検体Ｐの心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて複数心拍毎にエコーデータを繰り返して収集する非造影MRA法である。FBI法に用いられるSE系のシーケンスとしては、FASE (FastASE: fast asymmetric spin echoまたはfast advanced spin echo)シーケンスやFSE (fast spin echo)シーケンス等がある。FASE法はｋ空間における共役対称性に基づいてｋ空間データの一部を埋めるハーフフーリエ法を利用した高速データ収集法である。FBI法によれば、複数心拍の経過によって血液の横緩和(T2)成分の磁化が回復し、血液のT2磁化成分を強調したT2強調画像(T2W: T2 weighted image)を得ることができる。さらに、FBI法では、スライス方向にもエンコードを行う３次元スキャンにより、スライス方向の所定量のエコーデータ（ボリュームデータ）を収集し、３次元画像を生成することもできる。

一方、心電同期を伴わない撮像法には、ＴＯＦ（Time of Flight）法やSSFP法がある。

撮像パラメータデータベース４０Ａには、血管壁画像および血液画像の双方を良好に描出するためのディフェーズパルス(flow-dephasing pulse)およびリフェーズパルス(flow-rephasing pulse)の強度が保存されている。ディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度を適切に設定することによって、血管壁画像および血液画像の双方を良好に描出することができる。ディフェーズパルスはスポイラ(spoiler)傾斜磁場パルスとも呼ばれる。また、リフェーズパルスは流れ補償パルス（flow compensation pulse）とも呼ばれる。適切なディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度は、被検体ごと、撮像部位ごと、およびデータ収集の心時相ごとに異なる。そこで、適切なディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度が、それぞれ被検体の身長や体重等の特徴、撮像部位およびデータ収集の心時相等の撮像条件と関連付けられて撮像パラメータデータベース４０Ａに保存される。撮像条件ごとの適切なディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度は、プレスキャンやシミュレーションなどにより予め求めておくことができる。

画像化領域設定部４０Ｄは、表示装置３４に位置決め用の画像を表示させる。また、位置決め用の画像を参照して、ユーザが入力装置３３から入力する関心領域（設定ＦＯＶ）に対応するＦＯＶ（Field of View）を設定する。このＦＯＶを本実施形態では設定ＦＯＶと呼ぶ。さらに、本実施形態では、後述するように、血管壁画像と血液画像とを良好に分離するため、位相エンコード方向の大きさを、設定ＦＯＶよりも大きく設定した（例えば、２倍に設定した）ＦＯＶを使用している。このＦＯＶは装置内部で設定する。実際の画像生成に使用されるデータは、装置内部で設定したこのＦＯＶによって定まる位相エンコード数や位相エンコード間隔等の撮像パラメータに基づいて収集される。このＦＯＶを収集ＦＯＶと呼ぶ。

ユーザが、GUI (graphical user interface)等を用いて設定ＦＯＶを設定すると、ユーザが意識することなくコンピュータ３２側において収集ＦＯＶが自動的に設定される。

ただし、複数の収集ＦＯＶの候補を表示装置３４に提示してユーザが入力装置３３の操作によって選択できるようにしてもよい。また、ユーザが入力装置３３を操作することにより、収集ＦＯＶを手動で設定してもよい。さらに、装置によって自動的に設定された収集ＦＯＶの大きさを、入力装置３３の操作によって調整できるようにしてもよい。

（動作）
（第１の実施形態）
図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０で使用されるパルスシーケンスの一例を示す図である。この例では、FASE法のパルスシーケンスを示している。磁気共鳴イメージング装置２０で使用するパルスシーケンスは、FASEに限定されるものではなく、ＳＳＦＰ等の他のシーケンスも適用できる。

図３の最上段はＲＦパルス、２段目はスライス選択用の傾斜磁場Ｇss、３段目はリードアウト傾斜磁場Ｇro、４段目は位相エンコード傾斜磁場Ｇpe、５段目はエコー信号、を夫々模式的に示している。

特に、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０では、３段目のリードアウト傾斜磁場Ｇroに特徴がある。図３の左半分に示す第１のFASEパルスシーケンスでは、リードアウト傾斜磁場Ｇroパルス本体の前後にフローディフェーズパルスを付加したリードアウト傾斜磁場Ｇroパルス（以下、ディフェーズROパルスと呼ぶ）を用いている。また、図３の右半分に示す第２のFASEパルスシーケンスでは、リードアウト傾斜磁場Ｇroパルス本体の前後にフローリフェーズパルスを付加したリードアウト傾斜磁場Ｇroパルス（以下、リフェーズROパルスと呼ぶ）を用いている。

図４は、上段にリードアウト傾斜磁場Ｇroパルス本体、中段にディフェーズROパルス、及び下段にリフェーズROパルスを夫々拡大して示している。

２つのフローディフェーズパルス、及び２つのフローリフェーズパルスは、いずれもパルス本体に対して対称に付加されている。このため、図３に示すFASEパルスシーケンスでは、隣接する１８０°パルス間における磁場の０次モーメントは、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスのいずれもゼロとなる。この結果、血管壁を含む静止部（血流のような流れの存在しない領域）からのＭＲ信号は、フローディフェーズパルスやフローリフェーズパルスの付加による影響を受けず、ディフェーズROパルスに対してもリフェーズROパルスに対しても原理的には同じ強度となる。

一方、隣接する１８０°パルス間における磁場の１次モーメントは、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとでは異なる。このため、流れのある血液、即ち血流からのＭＲ信号の強度は、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとで異なる。ディフェーズROパルスに対しては流れによる信号強度の低下（フローボイド効果）は促進される。他方、リフェーズROパルスに対しては、流れによる信号強度の低下（フローボイド効果）は抑制される（補償される）。

第１の実施形態においては、ディフェーズROパルスを使用する第１のFASEパルスシーケンスの各エコー信号と、リフェーズROパルスをし使用する第２のFASEパルスシーケンスの各エコー信号とを、ｋ空間上の位相エンコード方向において周期的に配置している。つまり、リードアウト傾斜磁場の０次モーメントはどちらもゼロであり、かつ１次モーメントが互いに異なる第１と第２のリードアウト傾斜磁場を印加し、第１のリードアウト傾斜磁場の印加によって得られる第１のＭＲ信号と、第２のリードアウト傾斜磁場の印加によって得られる第２のＭＲ信号とを、ｋ空間上の位相エンコード方向において周期的に配置している。

具体的には、図５に示すように、ディフェーズROパルスの印加によって得られる第１のＭＲ信号（図５のｋ-空間に実線で示される信号）を位相エンコード方向の偶数番目に配置し、リフェーズROパルスの印加によって得られる第２のＭＲ信号（図５のｋ-空間に破線で示される信号）を位相エンコード方向の奇数番目に配置する。逆に、第１のＭＲ信号を奇数番目に、第２のＭＲ信号を偶数番目に配置しても良い。

血流からの第１、第２のＭＲ信号の強度は互いに異なるため、血流からのＭＲ信号は位相エンコード方向に周期性をもつ。一方、血管壁などの静止部からの第１、第２のＭＲ信号の強度は互いに等しく、位相エンコード方向に周期性をもたない。

図６は、血流と血管壁を含む撮像領域（設定ＦＯＶ）から得られるｋ−空間データと、このをｋ−空間データを逆フーリエ変換して得られる再構成画像とを例示する図である。上述したように、血流からのＭＲ信号は位相エンコード方向の偶数列と奇数列で信号強度が周期的に変化するため、再構成画像における血液画像は、血管壁内部の位置（本来の血流像）から、位相エンコード方向にＮ／２だけシフトしたゴースト像となる。

本来の血流像の信号強度とゴースト像の信号強度の比率は、第１、第２のＭＲ信号の強度に依存し、通常、第１と第２のＭＲ信号の強度の差が大きくなるにつれて、本来の血流の信号強度は低下し、その分ゴースト像の信号強度は高くなる。

このゴースト像は、位相エンコード数をＮとするとき、再構成画像の位相エンコード方向にＮ／２だけシフトして現れるため、一般に「Ｎ／２アーチファクト」とも呼ばれる。通常の撮像では、この「Ｎ／２アーチファクト」は不要なものであり、抑制すべきアーチファクトである。

これに対して、第１の実施形態（他の実施形態も同様）では、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとを、ｋ-空間の位相エンコード方向に交互に使用することにより、意図的に大きな「Ｎ／２アーチファクト」を発生させ、流れのある血液画像を、本来の位置からＮ／２だけ離れた位置にシフトさせている。

一方、血管壁画像は本来の位置からシフトしない。前述したように、血管壁を含む静止部からのＭＲ信号の強度は、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスによって差がないため、位相エンコード方向に周期性をもたないからである。

この結果、図６に示すように、１回の撮像によって得られるｋ-空間データにより、血管壁を含む静止部と、血管内を流れる血流とが異なる位置に分離された再構成画像を得ることができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、ディフェーズROパルスを使用する第１のＭＲ信号と、リフェーズROパルスを使用する第２のＭＲ信号とを、ｋ空間上の位相エンコード方向において周期的に配置することにより、再構成画像における血液画像を位相エンコード方向にシフトさせている。シフトの大きさは、ｋ空間上の位相エンコード方向の周期に依存し、周期が短いほどシフト量は大きくなる。そこで、第１のＭＲ信号と第２のＭＲ信号を最も短い周期、すなわち、位相エンコード方向の偶数列と奇数列に配置することにより、最も大きなシフト量を得ている。しかしながら、この場合においても、血液画像のシフト量は、設定ＦＯＶの位相エンコード方向の大きさＮの半分（Ｎ／２）であり（図６の再構成画像参照）、シフトした血液画像の一部と設定ＦＯＶ領域とは重なり、血液画像と血管壁画像とは完全には分離されない。

そこで、第２の実施形態では、図７（Ｂ）（左側）に示すように、位相エンコード方向にオーバサンプリングし、位相エンコードの間隔を設定ＦＯＶから定まる位相エンコードの間隔よりも小さくする一方、位相エンコードの数を設定ＦＯＶから定まる位相エンコードの数よりも大きくする。例えば、設定ＦＯＶから定まる位相エンコードの数がＮ（図７（Ａ）：第１の実施形態）とすると、第２の実施形態では、位相エンコードの数を倍の２Ｎとする。

つまり、ディフェーズROパルスを使用する第１のＭＲ信号と、リフェーズROパルスを使用する第２のＭＲ信号との周期を第１の実施形態の半分にする。

この結果、再構成画像における血液画像のシフト量は、第１の実施形態の２倍のＮとなり、血液画像は設定ＦＯＶと重なることなく、設定ＦＯＶの外部にシフトする。したがって、設定ＦＯＶ内部の血管壁画像と、設定ＦＯＶ外部の血液画像とを完全に分離することができる。

第２の実施形態では、ユーザによって設定されたＦＯＶ（即ち、設定ＦＯＶの大きさに対応する設定ＦＯＶ）と、実際にデータを収集するためのパラメータ（位相エンコード数や位相エンコード間隔等）を定める収集ＦＯＶの大きさは、異なっている。収集ＦＯＶは、設定ＦＯＶに対して、位相エンコード方向に例えば２倍に拡張されている。設定ＦＯＶと収集ＦＯＶは、ユーザが個別に設定してもよいが、ユーザが設定ＦＯＶのみを設定し、この設定ＦＯＶから装置が自動的に収集ＦＯＶを求めることにより、ユーザの操作負担を軽減することができる。この場合、撮像条件設定部４０の画像化領域設定部４０Ｄが収集ＦＯＶを求める。

第２の実施形態では、図８（Ａ）に示すように、再構成画像において、血管壁画像と血液画像とが分離されている。

このため、再構成画像の中央部の設定ＦＯＶ領域を切り出して血管壁画像（図８（Ｂ）を生成し、再構成画像の左側１／４の領域と右側１／４の領域を切り出したうえで合成して血液画像（図８（Ｃ））を生成することにより、１回の撮像によって得られた再構成画像から、血液のみが描出された領域の血液画像（第１の画像）と、血管壁画像（血管壁を含む静止部の画像：第２の画像）とを同時に得ることができる。

より簡便には、再構成画像を右側、或いは左側に１／４だけスクロールして両側の２つの血液画像を合成し、その上で、左半分の画像と右半分の画像を中央で切り分けることによっても、血管壁画像と血液画像とを得ることができる。

なお、オーバサンプリングの倍率は必ずしも上述した２倍に限定されるものではない。オーバサンプリングをしない通常のエンコード間隔に対して、エンコード間隔を１／Ｍ（Ｍは実数）とするとき、Ｍを１よりも大きくすればするほど、ゴースト像である血液画像のシフト量は大きくなり、血液画像と血管壁画像とは分離しやすくなる。但し、解像度を維持するためには、エンコード間隔を１／Ｍに短縮した場合には、位相エンコード数をＭ倍に増やす必要がある。このため、撮像時間が長くなる。一方、設定ＦＯＶ内における血管の分布状況によっては、血液画像をそれ程シフトさせなくても、血管壁画像と血液画像とを分離することができる場合もある。したがって、Ｍの値は、設定ＦＯＶ内における血管の分布状況や、撮像時間、或いは必要な解像度等を勘案して決定すればよい。

図９は、上述した第１、第２の実施形態の処理の流れを整理したフローチャートである。

ステップＳＴ１では、リードアウト傾斜磁場パルスのパルス本体に付加するフローディフェーズパルス及びフローリフェーズパルスの強度を決定する。フローディフェーズパルス及びフローリフェーズパルスの強度は、例えば、データベースを参照して決定する。

ディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの最適な強度は血流速度に依存して異なるため、患者の身長や体重、或いは撮像部位によって異なる。また、心時相に同期させた撮像法を行う場合は、拡張期や収縮期といった各心時相によっても最適な強度は異なる。そこで、撮像条件設定部４０の撮像パラメータデータベース４０Ａに、患者の撮像部位や心時相に関連付けて、フローディフェーズパルス及びフローリフェーズパルスの最適な強度を保存しておき、ステップＳＴ１０では、このデータベースを参照して最適な強度を決定する。

この他、イメージングスキャン（本スキャン）に先立ってflow-prepスキャンを実行し、flow-prepスキャンの結果からフローディフェーズパルス及びフローリフェーズパルスの最適な強度を決定してもよい。フローディフェーズパルスおよびフローリフェーズパルスの強度を決定するためのプレスキャンを、ここではflow-prepスキャンと呼んでいる。

flow-prepスキャンは、フローディフェーズパルスおよびフローリフェーズパルスの強度を互に異なる複数の値に変えながらイメージングを実行するプレスキャンである。プレスキャン時間の短縮化の観点からは、flow-prepスキャンは単一のスライスについての２次元(2D: two dimensional)スキャンとすることが望ましい。また、イメージングスキャンのパルスシーケンスと同等なパルスシーケンスをflow-prepスキャン用に用いることが適切なディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度を決定する観点から望ましい。flow-prepスキャン用のパルスシーケンスは、シーケンス設定部４０Ｃにおいて設定される。

図１０は、フローディフェーズパルスおよびフローリフェーズパルスの最適強度をflow-prepスキャンの実行によって決定する処理の一例を示す図である。

図１０(A)に示すように、例えば、ディフェーズパルスの強度およびリフェーズパルスの強度をそれぞれ異なる複数の値Id1, Id2, Id3, …およびIr1, Ir2, Ir3, …に設定して、２次元のFASEパルスシーケンス、2D FASE(Id1), 2D FASE(Id2), 2D FASE(Id3), …および2D FASE(Ir1), 2D FASE(Ir2), 2D FASE(Ir3), …がflow-prepスキャンとして実行される。

そして、図１０(A)に示すパルスシーケンスによって収集されたエコーデータを再構成することによって、図１０(B)に示すように、ディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度に対応する複数の画像、(Id1, Ir1), I(Id2, Ir2), I(Id3, Ir3), …が得られる。そして、これらの画像を表示装置３４に表示し、最も良好に血管壁画像および血液画像が描出されている画像I(Idopt, Iropt)をユーザが目視によって選択し、選択した画像の識別情報を入力装置３３から傾斜磁場強度決定部４０Ｂに入力する。そうすると、傾斜磁場強度決定部４０Ｂは、選択された画像データI(Idopt, Iropt)に対応するディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの強度を最適な強度Idopt, Iroptとして決定する。

尚、ユーザの目視によらず、エッジ強調処理や閾値処理等の画像処理を複数の画像データI(Id1, Ir1), I(Id2, Ir2), I(Id3, Ir3), …に施すことによって、コントラストが良好な画像データI(Idopt, Iropt)を自動的に検出するようにしてもよい。このコントラストが良好な画像データI(Idopt, Iropt)の自動選択処理機能は、傾斜磁場強度決定部４０Ｂに設けることができる。

ディフェーズパルスおよびリフェーズパルスの最適な強度Idopt, Iroptが決定されると、図９のステップＳＴ１２（図１０(C)も同様）において、決定されたディフェーズパルスおよびリフェーズパルスに基づくイメージングスキャンの実行によってデータ収集が行われる。このデータ収集は、位相エンコード方向に拡張された収集ＦＯＶに基づいて行われる。

そして、収集したｋ−空間データを逆フーリエ変換して、図８（Ａ）等に示す再構成画像を生成する（ステップＳＴ１３）。

その後、スクロール処理等の画像処理を行って血管壁画像（図８（Ｂ））と血液画像（図８（Ｃ））とを分離し（ステップＳＴ１４）、それぞれの画像を表示装置３４に表示する。

（第３の実施形態）
図１１は、第３の実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図である。第３の実施形態では、ＥＣＧ信号に基づく心電同期法による１回の撮像によって、血管壁画像と血液画像とを得ている。

図１１の最上段はECG信号から得られるR波トリガを、２段目はFASEシーケンスを、３段目RFパルスを、４段目スライス選択傾斜磁場Ｇssを、５段目はRO用傾斜磁場Ｇroを、６段目は位相エンコード用傾斜磁場Gpeを、７段目はエコー信号を、それぞれ示す。

図１１に示すように、フローディフェーズパルスがパルス本体に付加されたディフェーズROパルスを使用して第１のFASEシーケンスグループが実行され、その後、フローリフェーズパルスがパルス本体に付加されたリフェーズROパルスを使用して第２のFASEシーケンスグループが実行される。第１のFASEシーケンスグループは、ディフェーズパルスの印加を伴い、かつ複数のスライスS1, S2, S3, …, Snに対応するFASEシーケンスD(S1), D(S2), D(S3), …, D(Sn)で構成される。また、第２のFASEシーケンスグループは、リフェーズパルスの印加を伴い、かつ複数のスライスS1, S2, S3, …, Snに対応するFASEシーケンスR(S1), R(S2), R(S3), …, R(Sn)で構成される。

各FASEシーケンスD(S1), D(S2), D(S3), …, D(Sn), R(S1), R(S2), R(S3), …, R(Sn)はECG信号に同期して実行される。具体的には、血流速度の速い収縮期においてデータが収集されるようにECG信号のR波からの遅延時間が設定される。血流速度が速いと、ディフェーズROパルスの印加によって得られる第１のＭＲ信号と、リフェーズROパルスの印加によって得られる第２のＭＲ信号との強度の差がより一層大きくなり、ゴースト像としての血液画像のコントラストを高められるからである。

また、ディフェーズROパルスの印加を伴う第１のFASEシーケンスグループは収縮期においてデータが収集されるようにＥＣＧ信号からの遅延時間を設定し、リフェーズROパルスの印加を伴う第２のFASEシーケンスグループは血決流速の遅い拡張期においてデータが収集されるようにＥＣＧ信号からの遅延時間を設定してもよい。

第１のFASEシーケンスグループの各FASEシーケンスD(S1), D(S2), D(S3), …, D(Sn)では、脂肪抑制RFパルスとして例えばSTIR (short TI inversion recovery)パルスが印加される。次に、90°励起パルスに続く複数の180°リフォーカスパルスが印加される。隣接する180°リフォーカスパルス間においては、フローディフェーズパルスが付加されたディフェーズROパルス印加される。一方、位相エンコード傾斜磁場パルスGpeの位相エンコード量は、ｋ空間においてPE方向の偶数番目のデータ収集ライン上のデータが順次収集されるように飛び飛びの値に設定される。そして、各位相エンコード量ごとにディフェーズROパルスで読み出されたエコー信号（ＭＲ信号）は、ｋ-空間の偶数番目の位置に順次配置される。

一方、第２のFASEシーケンスグループの各FASEシーケンスR(S1), R(S2), R(S3), …, R(Sn)でも、脂肪抑制RFパルスとして例えばSTIRパルスが印加される。次に、90°励起パルスに続く複数の180°リフォーカスパルスが印加される。隣接する180°リフォーカスパルス間においては、フローリフェーズパルスが付加されたリフェーズROパルスが印加される。また、位相エンコード傾斜磁場パルスGpeの位相エンコード量は、ｋ空間においてPE方向の奇数番目のデータ収集ライン上のデータが順次収集されるように設定される。そして、各位相エンコード量ごとにリフェーズROパルスで読み出されたエコー信号（ＭＲ信号）は、ｋ-空間の奇数番目の位置に順次配置される。

ｋ−空間に配置された以降の処理は、第１、第２の実施形態と同様であり、説明を省略する。

（その他の実施形態）
前述したパルスシーケンスでは、隣接する１８０°リフォーカスパルス間では、ディフェーズROパルス、或いはリフェーズROパルスを連続的に印加している。これに対して、図１２に示すパルスシーケンスは、隣接する１８０°リフォーカスパルス間で、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとを交互に印加している。この場合においても、ディフェーズROパルスで読み出された第１のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の偶数番目（或いは奇数番目）に配置され、リフェーズROパルスで読み出された第２のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の奇数番目（或いは偶数番目）に配置される。

図１３は、図３におけるリフェーズROパルスを、パルス本体（リフェーズROパルスから両側のフローリフェーズパルスを取り除いたパルス）で置き換えたものである。ディフェーズROパルスはそのままである。この場合、ディフェーズROパルスで読み出された第１のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の偶数番目（或いは奇数番目）に配置され、パルス本体で読み出された第２のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の奇数番目（或いは偶数番目）に配置される。

リフェーズROパルスをパルス本体に置き換えることにより、第１のＭＲ信号と第２のＭＲ信号の強度の差は、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスの両方を使用する場合に比べてやや小さくなる。しかしながら、この場合においても、血流速度が大きい撮像部位や、血流速度が大きい心時相に対しては、第１のＭＲ信号と第２のＭＲ信号の強度の差を大きくすることが可能となり、血管壁画像と血液画像とを分離することができる。

図１４は、図１３とは逆に、図３におけるディフェーズROパルスを、パルス本体（ディフェーズROパルスから両側のフローディフェーズパルスを取り除いたパルス）で置き換えたものである。リフェーズROパルスはそのままである。リフェーズROパルスで読み出された第１のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の偶数番目（或いは奇数番目）に配置され、パルス本体で読み出された第２のＭＲ信号はｋ-空間の位相エンコード方向の奇数番目（或いは偶数番目）に配置される。この場合にも、ディフェーズROパルスをパルス本体に置き換えることにより、第１のＭＲ信号と第２のＭＲ信号の強度の差は、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスの両方を使用する場合に比べてやや小さくなるものの、撮像部位や心時相によって、第１のＭＲ信号と第２のＭＲ信号の強度の差を大きくすることが可能となり、血管壁画像と血液画像とを分離することができる。

上記の説明では、スライス面内において、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスの印加を、偶数番目と奇数番目のように周期的に行うものとしていた。この手法を、図１５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、位相エンコードとスライスエンコードを併用する３次元スキャンに拡張することができる。

図１５（Ａ）は、スライスエンコード方向に対して、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとを周期的に印加する例を示している。例えば、偶数スライスに対しては、ディフェーズROパルスを用いた読み出しを行い、奇数スライスに対しては、リフェーズROパルスを用いた読み出しを行う。このような手法により、血液画像をスライスエンコード方向にシフトさせることができる。さらに、第２の実施形態と同様に、スライスエンコード方向のエンコード間隔を、設定ＦＯＶから定まる通常の間隔の半分にすると共にエンコード数を２倍に設定し、スライスエンコード方向の収集ＦＯＶを２倍に拡張してもよい。この設定により、血液画像のスライスエンコード方向のシフト量をＮ／２からＮに拡大することが可能となり、血管壁画像を含む設定ＦＯＶ内の画像と、シフトされた血液画像とを完全に分離することが可能となる。

さらに、図１５（Ｂ）に示すように、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の両方に対して、ディフェーズROパルスとリフェーズROパルスとを周期的に印加してもよい。また、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の両方のエンコード間隔を、設定ＦＯＶから定まる通常の間隔の半分にすると共にエンコード数を２倍に設定し、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の収集ＦＯＶをいずれも２倍に拡張してもよい。この設定により、血管壁画像を含む設定ＦＯＶ内の画像と、シフトされた血液画像とを、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の両方向において完全に分離することが可能となる。ただし、撮像時間の短縮のため、何れか一方のエンコード方向のＦＯＶのみを２倍に拡張するようにしてもよい。

ここまでの説明では、リードアウト傾斜磁場Ｇroパルス本体の前後にフローディフェーズパルスを付加したディフェーズROパルスと、リードアウト傾斜磁場Ｇroパルス本体の前後にフローリフェーズパルスを付加したリフェーズROパルスを用いている。この他、スライス選択用の傾斜磁場Ｇssパルス本体の前後にフローディフェーズパルスを付加したディフェーズパルスと、スライス選択用の傾斜磁場Ｇssパルス本体の前後にフローリフェーズパルスを付加したリフェーズパルスを用いていてもよい。

以上説明してきたように、上述した各実施形態他の磁気共鳴イメージング装置２０によれば、１回のイメージングで血液画像と血管壁画像とが分離された画像を得ることができる。 このため、ユーザは、血管壁と血管内を流れる血流を同時に把握することができる。

なお、上述した説明では、血液画像と血管壁画像とを分離する例で説明してきたが、磁気共鳴イメージング装置１は血液だけでなく、より一般的に、体内の流体画像と流体管壁画像とを分離した画像を得ることもできる。例えば、リンパ液画像とリンパ管壁画像とを分離した画像をえることができる。また、ＣＳＦ(Cerebrospinal Fluid)画像とその周囲の静止部画像とを分離した画像を得ることもできる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

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
Ｐ 被検体

Claims (16)

1. ０次モーメントがゼロである第１のリードアウト傾斜磁場パルスと、０次モーメントがゼロであり、かつ１次モーメントが前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスとは異なる値をもつ第２のリードアウト傾斜磁場パルスとを、移動する流体を含む関心領域に印加して磁気共鳴データを非造影で収集するデータ収集手段と、
   前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスによって読み出される第１の磁気共鳴データと、前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスによって読み出される第２の磁気共鳴データとを、ｋ-空間上の位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方の方向において周期的に配置してｋ−空間データを生成し、前記ｋ−空間データを再構成して、流体画像と前記流体周囲の静止部画像とが空間的に分離された画像を生成する画像生成手段と、
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記流体は血液であり、前記流体周囲の静止部は血管壁を含む静止部である、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスは、パルス本体に前記パルス本体と同極性のフローディフェーズパルスが付加された傾斜磁場パルスであり、前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスは、前記パルス本体に前記パルス本体とは逆極性のフローリフェーズパルスが付加された傾斜磁場パルスである、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスは、パルス本体に前記パルス本体と同極性のフローディフェーズパルスが付加された傾斜磁場パルスであり、前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスは、前記パルス本体のみで構成される傾斜磁場パルスである、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第１のリードアウト傾斜磁場パルスは、パルス本体に前記パルス本体と逆極性のフローリフェーズパルスが付加された傾斜磁場パルスであり、前記第２のリードアウト傾斜磁場パルスは、前記パルス本体のみで構成される傾斜磁場パルスである、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記画像生成手段は、
   前記第１の磁気共鳴データを前記ｋ-空間上の位相エンコード方向の偶数列に配置し前記第２の磁気共鳴データを奇数列に配置する、又は、前記第１の磁気共鳴データを前記ｋ-空間上の位相エンコード方向の奇数列に配置し前記第２の磁気共鳴データを偶数列に配置する
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記画像生成手段は、
   前記第１の磁気共鳴データを前記ｋ-空間上の位相エンコード方向の偶数列に配置し前記第２の磁気共鳴データを奇数列に配置する、又は、前記第１の磁気共鳴データを前記ｋ-空間上の位相エンコード方向の奇数列に配置し前記第２の磁気共鳴データを偶数列に配置する
   ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記画像生成手段は、
   前記ｋ-空間上の位相エンコード方向及びスライスエンコード方向の少なくとも一方の方向において、エンコード間隔を１／Ｍ（Ｍは１より大の実数）にするオーバサンプリングを行い、前記オーバサンプリングしないときのＦＯＶに対してエンコード方向にＭ倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像を再構成する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記画像生成手段は、
   前記ｋ-空間上の位相エンコード間隔を１／２にすると共に位相エンコード数を２倍にするオーバサンプリングを行い、前記オーバサンプリングしないときのＦＯＶに対して位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像を再構成する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記画像生成手段は、
    前記ｋ-空間上の位相エンコード間隔を１／２にすると共に位相エンコード数を２倍にするオーバサンプリングを行い、前記オーバサンプリングしないときのＦＯＶに対して位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像を再構成する、
    ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記画像生成手段は、
    前記ｋ-空間上の位相エンコード間隔を１／２にすると共に位相エンコード数を２倍にするオーバサンプリングを行い、前記オーバサンプリングしないときのＦＯＶに対して位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像を再構成する、
    ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記画像生成手段は、
    前記ｋ-空間上の位相エンコード間隔を１／２にすると共に位相エンコード数を２倍にするオーバサンプリングを行い、前記オーバサンプリングしないときのＦＯＶに対して位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像を再構成する、
    ことを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記画像生成手段は、
    前記位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像から、血液のみが描出された領域を切り出して第１の画像を生成し、血管壁を含む静止部が描出された領域を切り出して第２の画像を生成する、
    ことを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記画像生成手段は、
    前記位相エンコード方向に２倍に拡張されたＦＯＶをもつ前記画像から、血液のみが描出された領域を切り出して第１の画像を生成し、血管壁を含む静止部が描出された領域を切り出して第２の画像を生成する、
    ことを特徴とする請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 前記データ収集手段は、
    被検体の拍動に同期して、前記磁気共鳴データを非造影で収集する、
    ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
16. 前記データ収集手段は、心筋の収縮期に前記磁気共鳴データを非造影で収集する、
    ことを特徴とする請求項１５記載の磁気共鳴イメージング装置。

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