JP2015157163A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】より短時間で良好に背景信号を抑制した非造影MRA像を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である。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、領域選択の飽和パルスに続いて領域非選択の反転回復パルスを複数回印加した後、磁気共鳴データを収集するパルスシーケンスを用い、前記飽和パルスから前記磁気共鳴データの収集までの遅延時間を異なる複数の遅延時間に設定し、前記複数の遅延時間に対応する複数の前記磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴データに基づいて異なる前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像データを生成する流体像生成手段と、を備え、前記データ収集手段は、異なる複数の遅延時間夫々に応じて、各反転回復パルスから前記磁気共鳴データの収集までの反転時間を設定する、ことを特徴とする。
【選択図】 図４
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、領域選択の飽和パルスに続いて領域非選択の反転回復パルスを複数回印加した後、磁気共鳴データを収集するパルスシーケンスを用い、前記飽和パルスから前記磁気共鳴データの収集までの遅延時間を異なる複数の遅延時間に設定し、前記複数の遅延時間に対応する複数の前記磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴データに基づいて異なる前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像データを生成する流体像生成手段と、を備え、前記データ収集手段は、異なる複数の遅延時間夫々に応じて、各反転回復パルスから前記磁気共鳴データの収集までの反転時間を設定する、ことを特徴とする。
【選択図】 図４
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、非造影にて血流画像を得る手法として、ASL (Arterial Spin Labeling)法が知られている(例えば特許文献１参照)。このASL法は、ASLパルスを印加して血液をラベリングすることにより血流を描出する方法である。また、ASL法において、背景部分の信号を抑制する方法として、血液のラベリングを伴って収集した画像データと血液のラベリングを伴わずに収集した画像データとの間でサブトラクションする手法が知られている。
しかしながら、従来のASL法による非造影MRAには、次のような問題がある。（１）背景信号を抑制するために２回の撮像を行う必要があり、撮像時間が長くなる。（２）撮像時間が長いため、動きやミスレジストレーションにより、背景信号の抑制効果が不十分な場合がある。（３）血液の時間変化を観察することができない。
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、より短時間で良好に背景信号を抑制した非造影MRA像を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。
また、本発明の他の目的は、血液の時間変化を観察することができる非造影MRA像を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である。
また、本発明の他の目的は、血液の時間変化を観察することができる非造影MRA像を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である。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、領域選択の飽和パルスに続いて領域非選択の反転回復パルスを複数回印加した後、磁気共鳴データを収集するパルスシーケンスを用い、前記飽和パルスから前記磁気共鳴データの収集までの遅延時間を異なる複数の遅延時間に設定し、前記複数の遅延時間に対応する複数の前記磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴データに基づいて異なる前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像データを生成する流体像生成手段と、を備え、前記データ収集手段は、異なる複数の遅延時間夫々に応じて、各反転回復パルスから前記磁気共鳴データの収集までの反転時間を設定する、ことを特徴とする。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、より短時間で良好に背景信号を抑制した非造影MRA像を収集することができる。
また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、血液の時間変化を観察することができる非造影MRA像を収集することができる。
また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、血液の時間変化を観察することができる非造影MRA像を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。
（構成および機能）
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。
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、拍動を心拍情報として表す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、血流像作成部（血流像生成手段）４５および撮像パラメータ保存部（パラメータ保存手段）４６として機能する。
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、血流像作成部（血流像生成手段）４５および撮像パラメータ保存部（パラメータ保存手段）４６として機能する。
また、データ収集手段は、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、及び画像再構成部４３を少なくとも含んで構成される。
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に与える機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、後述するような血流像を取得するための撮像条件を設定する機能を備えている。
撮像パラメータ保存部４６には、血流像を取得するための撮像条件を設定するために必要な画像コントラストの制御パラメータが保存されている。
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に与える機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、後述するような血流像を取得するための撮像条件を設定する機能を備えている。
撮像パラメータ保存部４６には、血流像を取得するための撮像条件を設定するために必要な画像コントラストの制御パラメータが保存されている。
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮影条件を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４１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４２に形成されたｋ空間にｋ空間データとして配置する機能を有する。
画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２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４４に書き込む機能を有する。
血流像作成部４５は、画像データベース４４から必要な画像データを読み込んで、差分処理等の画像処理や最大値投影(MIP: maximum intensity projection)処理等の表示処理を行うことによって表示用の血流像データを生成する機能と、生成した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とを有する。
（動作および作用）
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３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により非造影で被検体Ｐの血流像を撮像する際の流れを示すフローチャートである。
まずステップＳ１において、撮像条件設定部４０において、血流像データの収集用のパルスシーケンスを含む撮像条件が設定される。
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３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により非造影で被検体Ｐの血流像を撮像する際の流れを示すフローチャートである。
まずステップＳ１において、撮像条件設定部４０において、血流像データの収集用のパルスシーケンスを含む撮像条件が設定される。
図４は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において設定される血流像データの収集用の撮像条件を示すタイムチャートであり、図５は、図４に示すSATパルスの印加領域およびイメージング用のデータ収集領域を示す図である。
図４(A)に示すように、ECG信号に同期した領域選択的(region selective)な飽和パルス(SAT PULSE: saturation pulse)に続いて単一または複数の領域非選択(region non-selective)反転回復パルス(IR PULSE: inversion recovery pulse)を印加し、その後データ収集を行うパルスシーケンスが設定される。このとき、SATパルスの印加タイミングからデータ収集タイミングまでの遅延時間TIは、データ収集ごとに異なる値TI1, TI2, TI3, …に設定される。遅延時間TIは、例えば、400ms-1600ms程度の範囲で、データ収集ごとに小さい値から大きい値に順次増加するように設定される。ただし、セグメントk-space法(segment k-space method)によりｋ空間をいくつかの領域に分割してセグメントごとにk空間データが収集される場合には、同時相に対応するｋ空間内の全てのデータが収集されるまで、同一の遅延時間TIで繰り返しセグメントごとのデータが収集されるように撮像条件が設定される。
また、各データがほぼ同じ心時相において収集されるように、ECG信号のR波等の基準波からデータ収集タイミングまでの期間が一定に設定される。そのために、R波等の基準波からSATパルスまでの遅延時間DELAY1, DELAY2, DELAY3, …が調整される。
SATパルスの印加領域は血流像の描出対象となるデータ収集領域（イメージング領域）を含む領域に設定される。図５は、SATパルスの印加領域を被検体Ｐの頭部におけるデータ収集領域をカバーするスラブ領域に設定した例を示している。ただし、SATパルスの印加領域をデータ収集領域と一致させてもよい。
図４(B)は、図４(A)の拡大図であり、図４(C)は、図４(B)に示すSATパルスおよび領域非選択IRパルスの印加前後における縦磁化の時間変化を示す図である。図４(B)に示すように、データ収集タイミングから遅延時間TI1前に90°SATパルスが印加領域に印加されると、印加領域内における磁化ベクトルが90°倒れて縦磁化が０となる。そして、時間の経過に伴って物質に応じた縦緩和時間(T1)に応じた変化量で、物質ごとの縦磁化が回復する。
一方、図５に示すようにSATパルスの印加領域の外部から印加領域内に流入する血液は、SATパルスの影響を受けない。このため、SATパルスの印加領域に流入する血液の正規化された縦磁化は１となる。図４(C)には、T1=800msの白質(WM: white matter)および灰白質(GM: gray matter)、T1=3000msの脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)、SATパルスの印加領域内においてSATパルスの影響を受けたT1=1200msの静止血液およびT1=1200msのSATパルスの印加領域に流入する血液の縦磁化の時間変化が示されている。
次に、データ収集タイミングから反転時間TInss11前に１番目の180°領域非選択IRパルスが印加される。これにより図４(C)に示すようにSATパルスの印加領域に流入した血液を含む頭部全体における磁化ベクトルが180度反転し、負値となる。そして、再び時間の経過とともにT1に応じた変化量で各物質に対応する縦磁化が回復する。
さらに、データ収集タイミングから反転時間TInss12前に２番目の180°領域非選択IRパルスが印加される。これにより図４(C)に示すように再び頭部全体における磁化ベクトルが180度反転する。ここで、SATパルスの印加領域に流入した血液の縦磁化が負値であり、他の抑制すべき主要な成分の縦磁化が正値となるタイミングで２番目の180°領域非選択IRパルスを印加すれば、SATパルスの印加領域に流入した血液の縦磁化が正値に反転する一方、抑制すべき成分の縦磁化は負値に反転する。
そして、図４(C)に示すように２番目の180°領域非選択IRパルスの印加後、抑制すべき主要な成分の縦磁化の絶対値が最小値（実質的にゼロの値）となるタイミングで図５に示すデータ収集領域からデータ収集が行われるように撮像条件が設定される。データ収集用のパルスシーケンスとしては、3D balanced SSFP (steady state free precession)シーケンス等の任意のシーケンスを用いることができる。図４(C)は、脳の白質および灰白質が選択的に抑制されるようにデータ収集タイミングを設定した例を示している。これにより、背景部分が抑制され、SATパルスの印加領域に流入する血液が選択的に強調されたデータを収集することが可能となる。
換言すれば、データ収集タイミングにおいて、抑制したい組織等の成分の信号が選択的に抑制されるよう、領域非選択IRパルスの印加数およびそれぞれの領域非選択IRパルス印加タイミング（即ち、最適反転時間）が決定される。
抑制したい組織（抑制対象組織）が１種類の場合には、原理的には、印加する領域非選択IRパルスは１つで十分で有り、設定された遅延時間と抑制対象組織の縦緩和時間とから領域非選択IRパルスの最適反転時間）を決定することができる。
抑制対象組織が複数の場合には、各組織が異なる縦緩和時間をもつため、データ収集時点でのこれらの縦緩和を総てゼロとするためには、一般的に複数の領域非選択IRパルスを必要とする。つまり、領域非選択IRパルスは、抑制対象組織の個数に応じて、１回または３回以上印加するようにしてもよい。ただし、縦磁化の変化シミュレーションによれば、領域非選択IRパルスを２回印加することが好適であることが分かった。
そして、同様なデータ収集が異なる遅延時間TIごとに繰り返し実行されように撮像条件が設定される。ここで、予めn番目のSATパルスの遅延時間TI=TInに応じた最適な領域非選択IRパルスの反転時間組合せ(TInssn1, TInssn2, TInssn3, …)を解析やシミュレーション、或は確認試験などにより求めてデータベース化しておけば、撮像条件の設定時においてデータベースを参照して容易に各領域非選択IRパルスの最適反転時間を設定することができる。
つまり、SATパルスの遅延時間TIに応じた領域非選択IRパルスの最適反転時間の組合せ(TInssn1, TInssn2等)が撮像パラメータ保存部４６に保存される。そして、撮像条件設定部４０は、複数の異なるSATパルスの遅延時間TIが設定されると、撮像パラメータ保存部４６を参照してSATパルスの遅延時間TIごとに領域非選択IRパルス用の最適反転時間組合せ(TInssn1, TInssn2等)を自動設定する。ただし、入力装置３３の操作によるオペレータからの入力により手動で領域非選択IRパルス用の最適反転時間設定してもよい。尚、SATパルスの遅延時間TIごとの領域非選択IRパルスの最適反転時間の組合せは、撮像部位を構成する成分の縦緩和時間T1によっても異なる。従って、撮像部位ごとに適切な領域非選択IRパルスの最適反転時間の組合せを求めておき、撮像パラメータ保存部４６に保存してもよい。
このように、SATパルスの印加後における領域非選択IRパルスの印加によって、SATパルス印加タイミングからデータ収集までの遅延時間TIを不要成分の縦磁化の反転回復時間よりも長く設定することが可能となる。換言すれば、通常、SATパルスからデータ収集までの遅延時間TIを長く設定すると縦緩和時間T1が短い不要成分の縦磁化が回復してしまうが、本実施形態のように領域非選択IRパルスを印加することにより、不要成分の縦磁化を再びゼロ付近にして背景信号を抑制することができる。
尚、不要成分の縦磁化がゼロ付近となるデータ収集の開始タイミングは、コントラストに影響の大きいｋ空間中心におけるデータK0 DATAの収集タイミングとすることが背景信号をより良好に抑制する観点から望ましい。また、ｋ空間中心におけるデータK0 DATAを収集する心時相を一定にすれば、血流部分の輝度を異なるTI間においてより一定に保つことができる。また、上述したようにECG信号のR波等の基準波からｋ空間中心におけるデータK0 DATAの収集タイミングまでの期間を一定にすれば、血液の移動量が同等のタイミングでデータ収集を行うことができる。
次にステップＳ２において、設定された撮像条件に従ってイメージングスキャンが行われる。
次にステップＳ２において、設定された撮像条件に従ってイメージングスキャンが行われる。
そのために予め寝台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４１にスキャン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４１は撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮影条件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、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたパルス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４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２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。
このようなデータ収集は、ECGユニット３８において取得されたECG信号の同期下において異なる複数のTIごとに繰り返し行われる。このため、ｋ空間データベース４２には、遅延時間TIごとのｋ空間データが保存される。
次にステップＳ３において、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２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遅延時間TIごとの画像データを生成し、生成した画像データを画像データベース４４に書き込む。
次にステップＳ４において、血流像作成部４５は、画像データベース４４からTIごとの画像データを読み込んで、MIP処理等の必要な画像処理を行うことによって表示用の血流像データを生成する。生成された遅延時間TIごとの血流像データは、表示装置３４に表示される。
図６及び図７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において、上述した血流像生成方法を模式的に示す図である。
図６（ａ）は、領域選択SATパルスが印加された直後の状態を示す図であり、図６（ｂ）は、SATパルスの印加から遅延時間TI後に収集したデータから生成した血流像を示す図である。SATパルスは、図６（ａ）、（ｂ）のデータ収集領域に印加される。データ取得領域の抑圧対象組織（不要組織）の縦磁化は、SATパルス印加後回復するが、領域非選択IRパルスの印加によってデータ収集時点ではほぼゼロとなり、図６（ｂ）に示すように抑圧される。
図６（ａ）は、領域選択SATパルスが印加された直後の状態を示す図であり、図６（ｂ）は、SATパルスの印加から遅延時間TI後に収集したデータから生成した血流像を示す図である。SATパルスは、図６（ａ）、（ｂ）のデータ収集領域に印加される。データ取得領域の抑圧対象組織（不要組織）の縦磁化は、SATパルス印加後回復するが、領域非選択IRパルスの印加によってデータ収集時点ではほぼゼロとなり、図６（ｂ）に示すように抑圧される。
一方、データ収集領域の外にある血流にはSATパルスは印加されず、大きな縦磁化を有している。また、SATパルス以降に印加される領域非選択IRパルスによって極性は変化するものの、比較的大きな縦磁化を維持した状態でデータ収集タイミングを迎える。上述したように、領域非選択IRパルスの印加タイミング（即ち、最適反転時間）は、あくまで流入する血流以外の抑圧対象組織（不要組織）の縦磁化がゼロとなるように決定されるため、データ収集領域の外部から流入した血流の縦磁化はデータ収集タイミングにおいてゼロとはならず、比較的大きな縦磁化を有している。この結果、図６（ｂ）に示す画像では、不要組織が抑制され、血流が強調された画像となる。
図７は、複数の異なる遅延時間ＴＩを設定し、それぞれの遅延時間ＴＩに対して血流像を生成した模式的な画像を示している。図７（ａ）〜（ｅ）は、５つの遅延時間（ＴＩ１〜ＴＩ５）に対して生成した血流像を、遅延時間ＴＩの小さい順に夫々並べた図である。これらの血流像では、遅延時間ＴＩに応じて流入する血液の到達距離が変化することになる。また、各血流像において、背景部分の信号は領域非選択IRパルスの印加によって抑制されている。さらに、表示される複数の血流像は、従来のように異なるタイミングにおいて収集されたラベリング画像データと非ラベリング画像データとの差分によって得られたものではない。従って、動きや差分によるミスレジストレーションの影響により、背景信号の抑制効果が低下するということがない。このため、オペレータは血流の時間的変化を容易に観察することが可能となる。
また、一層背景信号を抑制するためにある基準となる遅延時間TIに対応する血流像データと各遅延時間TIに対応する血流像データとの間において差分処理を行うこともできる。例えば、最も遅延時間TIが長い血流像データの信号値を他の遅延時間TIに対応する血流像データの信号値から差し引く差分処理を行えば、背景信号を一層除去することができる。
さらに、隣接する遅延時間TIに対応する血流像データ間において差分処理を行えば、遅延時間TIの差分に対応する期間に移動した血液のみを抽出することができる。
さらに、隣接する遅延時間TIに対応する血流像データ間において差分処理を行えば、遅延時間TIの差分に対応する期間に移動した血液のみを抽出することができる。
図８および図９は、この差分処理の概念を模式的に示す図である。例えば、遅延時間ＴＩが異なる５つの血流像（図８（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、および図９（ｂ）、（ｃ））から、遅延時間が隣接する血液像の５つの血流差分画像（ＴＩ１）〜（ＴＩ５）（図８（ｄ）、（e）、（ｆ）、および図９（ｄ）、（ｅ））を生成することができる。そして、図１０に示すように、これらの各血流差分画像ＴＩ１〜ＴＩ５を視認容易に識別できるように、例えば異なる色や異なる濃度で識別して重畳合成すれば、血液の時間変化を表す１枚の擬似的な動的血流像が得られる。このため、オペレータは、複数の血流像を観察することなく１枚の血流像で血液の時間変化を観察することが可能となる。
（変形例）
図１１は、上述した本実施形態の第１の変形例に係るパルスシーケンス図と縦磁化の変化を示す図である。図４との相違点は、飽和パルス（SATパルス）の直後に第２の飽和パルスを印加している点である。前述した実施形態では、SATパルスの印加によって不要成分の縦磁化が総てゼロとなることを前提として、SATパルスの印加から遅延時間TI後のデータ収集時点において再び不要成分の縦磁化がゼロとなるように各領域非選択IRパルスの最適反転時間を決定している。
図１１は、上述した本実施形態の第１の変形例に係るパルスシーケンス図と縦磁化の変化を示す図である。図４との相違点は、飽和パルス（SATパルス）の直後に第２の飽和パルスを印加している点である。前述した実施形態では、SATパルスの印加によって不要成分の縦磁化が総てゼロとなることを前提として、SATパルスの印加から遅延時間TI後のデータ収集時点において再び不要成分の縦磁化がゼロとなるように各領域非選択IRパルスの最適反転時間を決定している。
しかしながら、現実には、１つのSATパルスの印加だけでは、各不要成分の縦磁化が完全にはゼロとならない場合が起こりうる。この場合、データ収集時点における不要成分の縦磁化もゼロとはならない。特に、遅延時間TIが大きくなるとゼロからの乖離が大きくなってくる。
そこで、第１の変形例では、飽和パルス（SATパルス）の直後に第２の飽和パルスを印加して（さらに飽和パルスを追加してもよい）、不要成分の縦磁化の初期値をより一層ゼロに近づけるようにしている。この結果、データ収集時点における不要成分の縦磁化を、より確実にゼロに近づけることができる。
図１２は、頭部の実撮像画像（血流像）の一例であり、図１２（Ａ）は、飽和パルスを１回印加して収集した血流像であり、図１２（Ｂ）は、飽和パルスの直後に第２の飽和パルスを印加して収集した血流像である。図１２（Ａ）、（Ｂ）を比較すると、飽和パルスの直後に第２の飽和パルスを印加して収集した血流像の方がより良好に背景信号が抑制されていることが確認できる。
図１３は、本実施形態の第２の変形例に係るパルスシーケンス図と縦磁化の変化を示す図である。図４との相違点は、図１３（Ｂ）に示すように、データ収集の直前に脂肪飽和パルス（FAT-SAT PULSE）を印加している点である。
不要成分の中に脂肪が含まれる場合には、周波数選択性の脂肪飽和パルス（FAT-SAT PULSE）を印加することによって、脂肪の縦磁化を抑制することができる。図１３（Ｃ）は、脂肪の縦磁化の変化（縦緩和時間：Ｔ１＝250ms）を細い点線で追記している。
第２の変形例では、脂肪以外の不要成分（白質、灰白質、ＣＳＦ）については、領域非選択IRパルスの反転時間を最適化することによって抑制する一方、脂肪については脂肪飽和パルス（FAT-SAT PULSE）を印加することで抑制している。脂肪を含めた総ての不要成分を領域非選択IRパルスによって抑制しようとすると、領域非選択IRパルスの個数が増加し、測定時間が増加する可能性があるが、第２の変形例では脂肪抑制の役割を脂肪飽和パルス（FAT-SAT PULSE）に担わせることにより、測定時間の短縮を図ることができる。
なお、ここまで示したパルスシーケンス（図４、図１１、および図１３）では、拍動を示す信号（ＥＣＧ信号）に同期させて領域選択飽和パルス（SAT PULSE）の印加、領域非選択IRパルスの印加、およびしデータ収集を行うものとしている。しかしながら、拍動を示す信号（ＥＣＧ信号）に同期させることは本発明に必須なものでなく、図４、図１１、および図１３からＥＣＧ信号を取り除いたパルスシーケンスによっても本発明は成立し、上述した効果と同様な効果が得られる。
以上説明してきたように、本実施形態および各変形例によれば、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、非造影にて背景信号の抑制を行いながら血流の時間変化を観察すること可能なMRA像を収集することができる。また、従来のような背景信号抑制のためのサブトラクション用のイメージングが不要となるため、撮像時間を短縮化することができる。さらに、表示処理によって１枚の画像を介して血流の時間変化を観察することが可能となる。
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
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 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 血流像作成部
４６ 撮像パラメータ保存部
Ｐ 被検体
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 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 血流像作成部
４６ 撮像パラメータ保存部
Ｐ 被検体
Claims (10)
- 領域選択の飽和パルスに続いて領域非選択の反転回復パルスを複数回印加した後、磁気共鳴データを収集するパルスシーケンスを用い、前記飽和パルスから前記磁気共鳴データの収集までの遅延時間を異なる複数の遅延時間に設定し、前記複数の遅延時間に対応する複数の前記磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、
前記磁気共鳴データに基づいて異なる前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像データを生成する流体像生成手段と、を備え、
前記データ収集手段は、異なる複数の遅延時間夫々に応じて、各反転回復パルスから前記磁気共鳴データの収集までの反転時間を設定する、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 前記データ収集手段は、前記パルスシーケンスを、前記異なる複数の遅延時間で繰り返し実行することによって前記複数の磁気共鳴データを収集し、
前記流体像生成手段は、前記複数の磁気共鳴データから、前記複数の流体像データを夫々生成する、
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。 - 前記反転時間は、対応する前記遅延時間と、抑制対象組織の縦緩和時間とに基づいて、前記抑制対象組織の縦磁化の大きさが前記磁気共鳴データの収集時に最小となるように、異なる複数の遅延時間夫々に応じて求められる、
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記データ収集手段は、被検体の拍動に同期させて前記磁気共鳴データを収集し、前記拍動を表す信号の基準から前記磁気共鳴データの収集タイミングまでの期間を一定に設定するように前記磁気共鳴データを収集する、
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記データ収集手段は、前記基準からｋ空間中心におけるｋ空間データの収集タイミングまでの期間を一定にするように前記磁気共鳴データを収集する、
ことを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記流体像生成手段は、前記複数の遅延時間に対応する前記複数の流体像データのうち基準となる遅延時間に対応する流体像データと他の遅延時間に対応する流体像データとの間において差分処理を行うことによって表示用の複数の流体像データを生成する、
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記流体像生成手段は、前記複数の遅延時間に対応する前記複数の流体像データのうち、前記遅延時間が隣接する流体像データを順次差分して前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像差分データを生成する、
ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記流体像生成手段は、前記流体像差分データ中の流体像を前記遅延時間ごとに識別化し、前記流体像が識別化された前記複数の流体像差分データを合成して、流体の流れが擬似的に可視化された動的流体像データをさらに生成する、
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。 - 領域選択の飽和パルスに続いて領域非選択の反転回復パルスを複数回印加した後、磁気共鳴データを収集するパルスシーケンスを用い、前記飽和パルスから前記磁気共鳴データの収集までの遅延時間を異なる複数の遅延時間に設定し、前記複数の遅延時間に対応する複数の前記磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、
前記磁気共鳴データに基づいて異なる前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像データを生成する流体像生成手段と、を備え、
前記流体像生成手段は、前記複数の遅延時間に対応する前記複数の流体像データのうち、前記遅延時間が隣接する流体像データを順次差分して前記複数の遅延時間に対応する複数の流体像差分データを生成し、前記流体像差分データ中の流体像を前記遅延時間ごとに識別化し、前記流体像が識別化された前記複数の流体像差分データを合成して、流体の流れが擬似的に可視化された動的流体像データをさらに生成する、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 磁気共鳴データに基づいて、時間軸上に並ぶ複数の流体像データを生成する流体像生成手段を備え、
前記流体像生成手段は、前記複数の流体像データのうち、前記隣接する流体像データを順次差分して、複数の流体像差分データを生成する、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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