JP2018201839A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＦＳ−ＦＢＩ法で用いるディフェーズ用傾斜磁場の強度を、短時間で高精度に決定することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、血流に対するディフェーズ量を調整するディフェーズパルスが設けられたパルスシーケンスを設定する、設定部と、被検体の血流速度を測定するための測定スキャンを実行する測定スキャン実行部と、前記測定スキャンによって収集される副データから前記被検体の血流速度を検出する検出部と、検出された前記流体速度に基づいて、前記ディフェーズパルスの強度を決定する決定部と、決定した強度の前記ディフェーズパルスをもつ前記パルスシーケンスを用いた本スキャンを実行する本スキャン実行部と、前記本スキャンによって収集される主データから、前記被検体の血流画像を生成する生成部と、を有する。【選択図】 図２

Description

本発明の実施形態は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装置は、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高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。

磁気共鳴イメージングの分野において、造影剤を用いることなく血流像を得る手法として、非造影ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）と呼ばれる分野がある。

非造影ＭＲＡには、ＴＯＦ（Time-of-flight）法、ＰＣ（phase contrast）法、ＦＢＩ（fresh blood imaging）法、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（time-spatial inversion pulse）法と呼ばれると呼ばれる、夫々異なった撮像原理に基づく撮像法が含まれる。

これらの撮像法のうち、ＦＢＩ法は、心電同期とＦＳＥ（Fast Spin Echo）系パルスシーケンスを併用した撮像法である。ＦＢＩ法では、例えば、収縮期と拡張期とで収集された２つの画像を差分処理することによって、動脈と静脈とが良好に分離された画像を生成することができる。

また、ＦＢＩ法の中に、ＦＳ（Flow-Spoiled）−ＦＢＩ法と呼ばれる撮像法がある。ＦＳ−ＦＢＩ法では、リードアウト傾斜磁場にディフェーズ用傾斜磁場を付加している。ディフェーズ用傾斜磁場を付加することによって、下肢等の流速の遅い部位に対しても、良好に動静脈が分離された血流画像を得ることができる。

しかしながら、人体の血流速度は、通常、患者ごとに異なっており、最適なディフェーズ用傾斜磁場の強度も患者によって異なる。そこで、ディフェーズ用傾斜磁場の強度を決定するために、本撮像を行う前に、ディフェーズ用傾斜磁場の強度を変えながら複数回の準備撮像を行っている。そして、複数回の準備撮像でそれぞれ得られる準備画像に基づいて、最適なディフェーズ用傾斜磁場の強度をユーザが決定している。

このように、従来のＦＳ−ＦＢＩ法では、最適なディフェーズ用傾斜磁場の強度を決定するために多くの時間を要していた。また、複数の準備画像の中から良好に動静脈が分離された血流画像をユーザが目視によって選択しているため、選択基準が定量的でなく、客観性に欠けるという問題もある。

また、最適なディフェーズ用傾斜磁場の強度を決定する手順が煩雑であることや、検査時間の短縮の観点から、ユーザによっては、この手順をスキップして、ディフェーズ用傾斜磁場の強度を明確な根拠なしに独断的に決定する場合も有る。

特開２００３−１３５４３０号公報

本発明が解決しようとする課題は、ＦＳ−ＦＢＩ法で用いるディフェーズ用傾斜磁場の強度を、短時間で高精度に決定することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、励起パルスと、前記励起パルスの後に複数のリフォーカスパルスを有するパルスシーケンスであって、連接する２つのリフォーカスパルスの夫々の間に、リードアウト傾斜磁場パルスに加えて、血流に対するディフェーズ量を調整するディフェーズパルスが設けられたパルスシーケンスを設定する、設定部と、被検体の血流速度を測定するための測定スキャンを実行する測定スキャン実行部と、前記測定スキャンによって収集される副データから前記被検体の血流速度を検出する検出部と、検出された前記流体速度に基づいて、前記ディフェーズパルスの強度を決定する決定部と、決定した強度の前記ディフェーズパルスをもつ前記パルスシーケンスを用いた本スキャンを実行する本スキャン実行部と、前記本スキャンによって収集される主データから、前記被検体の血流画像を生成する生成部と、を有する。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。 ＦＳ−ＦＢＩ法による撮像シーケンスを説明する図。 本スキャンのデータから血流画像を生成する処理の概念を説明する図。 本実施形態が採用するＦＳ−ＦＢＩ法のパルスシーケンスを例示する図。 従来のＦＳ−ＦＢＩ法における撮像の流れを示す図。 従来のＦＳ−ＦＢＩ法における第１準備スキャンと第２準備スキャンの撮像シーケンスの例を示す図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。 本実施形態の測定スキャンの狙いを説明する図。 位相コントラスト法をベースとする測定スキャンの具体例を示す図。 本実施形態で使用するデータベースの一例を示す図。 本実施形態の磁気共鳴イメージング装置の効果を説明する図。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について、添付図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をするものとして、重複する説明を適宜省略する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００、及びＲＦ（Radio Frequency）コイル２０を備える。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢ（Whole Body）コイル１２を有している。これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。

制御キャビネット３００は、静磁場用電源３０、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、コイル選択回路３６、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。

コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、及びディスプレイ４３を備えている。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者、が搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源３０から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源３０は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。

寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向及び水平方向に移動することができる。撮像前に天板５１に載置された被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＷＢコイル１２は全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する。また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号、即ちＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信する。

磁気共鳴イメージング装置１は、ＷＢコイル１２の他、図１に示すようにＲＦコイル２０を備える。ＲＦコイル２０は、被検体の体表面に近接して載置されるコイルである。ＲＦコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ＲＦコイル２０として、図１に示すように被検体の胸部や腹部、或いは脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、被検体の背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ＲＦコイル２０として、被検体の頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。図１では、これらのＲＦコイルのうち、ボディコイル及びスパインコイルを例示している。ＲＦコイル２０の多くは受信専用のコイルであるが、頭部コイルの中には、送信と受信を双方行う種別のものもある。ＲＦコイル２０はケーブルを介して天板５１と着脱可能に構成されている。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルスを生成する。生成したＲＦパルスはＷＢコイル１２に伝送され、被検体に印加される。ＲＦパルスの印加によって被検体からＭＲ信号が発生する。このＭＲ信号をＲＦコイル２０又はＷＢコイル１１が受信する。

ＲＦコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ＲＦコイル２０内の各要素コイルで受信したＭＲ信号は、天板５１及び寝台本体５０に設けられたケーブルを介してコイル選択回路３６に伝送される。ＷＢコイル１２で受信したＭＲ信号もコイル選択回路３６に伝送される。

コイル選択回路３６は、ＲＦコイル２０から出力されるチャネル信号、或いはＷＢコイルから出力されるＭＲ信号を、シーケンスコントローラ３４或いはコンソール４００から出力される制御信号に応じて選択する。

選択されたＭＲ信号はＲＦ受信器３２に出力される。ＲＦ受信器３２は、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変化されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。なお、ＡＤ変換は、ＲＦコイル２０の内部やコイル選択回路３６で行ってもよい。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３及びＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。スキャンによってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

コンソール４００は、記憶回路４１、入力デバイス４３、ディスプレイ４２、及び処理回路４０を備える。記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。

入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。

処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組わせて、各種の機能を実現することもできる。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、ＦＢＩ（fresh blood imaging）法を用いた撮像を行うものであり、特に、ＦＳ（Flow-Spoiled）−ＦＢＩ法と呼ばれる撮像法を用いた撮像を行う。

前述したように、ＦＢＩ法では、収縮期と拡張期とで収集された２つの画像を差分処理することによって、動脈と静脈とが良好に分離された画像を生成することができる。また、ＦＳ−ＦＢＩ法では、リードアウト傾斜磁場にディフェーズ用傾斜磁場を付加したパルスシーケンスによって撮像を行っている。ディフェーズ用傾斜磁場を付加することによって、下肢等の流速の遅い部位に対しても、良好に動静脈が分離された血流画像を得ることができる。

ＦＢＩ法、或いはＦＳ−ＦＢＩ法のいずれにおいても、通常、心拍に同期した撮像を行う。このため、図１に示すように、心電計２００を用いた撮像が行われる。心電計２００は、被検体に装着した電極２０１の電位差に応じてＥＣＧ信号を生成する。ＥＣＧ信号は、コンソール４００に入力される。そして、通常は、ＥＣＧ信号の中の特定の波形であるＲ波に同期した撮像が行われる。

図２は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のうち、特にコンソール４００で実現される機能を示すブロック図である。

図２に示すように、コンソール４００の処理回路４０は、本スキャン実行機能４０１、測定スキャン実行機能４０２、本スキャン撮像条件設定機能４０３、ディフェーズパルス強度決定機能４０４、主データ再構成機能４０５、差分画像生成機能４０６、副データ再構成機能４０７、血流速度検出機能４０８、及び、準備スキャン実行機能４０９の各機能を実現する。これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが、記憶回路４１に記憶される所定のプログラムを実行することによって実現される。

これらの各機能のうち、まず、本スキャンに関連する機能について説明する。本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、本スキャンはＦＳ−ＦＢＩ法を用いて行われる。そこで、本スキャン実行機能４０１は、ＦＳ−ＦＢＩ法による撮像シーケンスを実行するように、シーケンスコントローラ３４を制御する。

図３は、ＦＳ−ＦＢＩ法による撮像シーケンスを説明する図である。ＦＳ−ＦＢＩ法では、収縮期における特定の心時相でデータを収集するための撮像と、拡張期における特定の心時相でデータを収集するための撮像とが行われる。

図３（ａ）は、収縮期の撮像シーケンスを示す図であり、Ｒ波から所定の収縮期遅延時間Ｄｓｙｓだけ遅延して、ハッチングで示す１つのパルスシーケンスが実行される。このパルスシーケンスは、励起パルスと、この励起パルスの後に複数のリフォーカスパルスを有するＦＳＥ系のパルスシーケンスである。リフォーカスパルスごとに位相エンコード量が異なる値に設定されたデータを順次収集していくことにより、この１つパルスシーケンスによって、１スライスの画像を生成するのに必要なデータが得られる。また、所謂、ハーフフーリエ法、或いは、パーシャルフーリエ法によって、位相エンコード方向のデータ量を低減した、ＦＡＳＥ（Fast Advanced Spin Echo）法（フェース法）を用いることにより、１つのパルスシーケンスの時間を短縮することができる。

図３（ａ）に示す例では、左から１番目のＲ波に同期してスライス（１）のデータが収集され、左から３番目のＲ波に同期してスライス（２）のデータが収集されている。つまり、スライス毎のデータ収集は２Ｒ毎に行われている。スライス毎のデータ収集を３Ｒ毎に行うようにしてもよい。スライス位置を順次変更していくことにより、３次元空間のデータを収集することができる。

各スライスのデータ収集の先頭には、それぞれ１つの励起パルスが印加される。したがって、各スライスのデータ収集の間隔（Ｒ波間隔の２倍、或いは３倍）が、繰り返し時間ＴＲ（Repetition Time）となる。

収縮期のデータ収集に対応する収縮期遅延時間Ｄｓｙｓの適正な値は、後述するように、本スキャンの前に行われる準備スキャンで収集されたデータに基づいて決定される。

一方、図３（ｂ）は、拡張期の撮像シーケンスを示す図であり、Ｒ波から所定の拡張期遅延時間Ｄｄｉａだけ遅延して、１つのパルスシーケンスが実行される。収縮期の撮像シーケンスとの差異は遅延時間だけであり、収縮期の撮像シーケンスと同様に、スライス位置を順次変更していくことにより、３次元空間のデータを収集する。拡張期遅延時間Ｄｄｉａの適正値も、本スキャンの前に行われる準備スキャンで収集されたデータに基づいて決定される。

図４は、本スキャンによって収集されたデータ（以下、これを主データと呼ぶ場合がある）から血流画像を生成する処理の概念を説明する図である。主データには、収縮期に収集されたデータと、同じく本スキャンによって拡張期に収集されたデータとが含まれる。主データから血流画像を生成する処理は、図２の主データ再構成機能４０５、及び、差分画像生成機能４０６によって行われる。

図４（ａ）は、収縮期に収集された主データから再構成された画像（以下、収縮期画像、或は第１の画像と呼ぶ場合がある）を例示する図である。また、図４（ｂ）は、収縮期に収集された主データから再構成された静脈と動脈の信号強度を例示する図である。

収縮期では、動脈の血流速度は静脈の血流速度に比べて大きい。このため、収縮期における動脈血液の信号強度は、フローボイドや位相分散（ディフェーズ）の影響を受けて、静脈血液の信号強度よりも小さくなる（図４（ｂ））。この結果、収縮期の画像は、静脈のみが大きな信号強度で描出された画像になる。

図４（ｃ）は、拡張期に収集された主データから再構成された画像（以下、拡張期画像、或は第２の画像と呼ぶ場合がある）を例示する図である。また、図４（ｄ）は、拡張期に収集された主データから再構成された静脈と動脈の信号強度を例示する図である。

拡張期では、動脈の血流速度も静脈の血流速度もいずれも小さくなる。このため、拡張期における動脈血液及び静脈血流の信号強度は、どちらもフローボイドや位相分散の影響を受けることがなく、いずれも大きな信号強度を示す（図４（ｄ））。この結果、拡張期の画像は、静脈及び動脈が共に大きな信号強度で描出された画像になる。

図４（ｅ）は、収縮期画像と拡張期画像とを差分処理した画像（差分画像）を例示する図である。図４（ｆ）は、差分画像における静脈と動脈の信号強度を例示する図である。静脈の血流速度は、収縮期と拡張期とではそれほど差がなく、その結果、信号強度も収縮期と拡張期とで、ほぼ同じ値を示す。したがって、差分画像では、静脈の血液強度はキャンセルされる。これに対して、動脈の血流速度は、収縮期と拡張期とで大きく異なり、信号強度も収縮期と拡張期とで異なる値を示す。したがって、差分画像では、動脈の血液強度はキャンセルされることがない。また、血流以外の背景組織の信号強度は、収縮期と拡張期とでほぼ同じであるため、差分画像ではキャンセルされる。この結果、差分画像では、動脈のみが描出された画像（即ち、動脈画像、或は、動静脈分離画像）となる。

図５は、本実施形態が採用するＦＳ−ＦＢＩ法のパルスシーケンスを例示する図である。図２に示す本スキャン撮像条件設定機能４０３は、本実施形態の撮像条件の１つとして、図５に例示するパルスシーケンスを設定する。

図５の１段目は、ＲＦパルス及び受信信号（ＭＲ信号）を示す図である。前述したように、本実施形態では、励起パルスと、それに続く複数のリフォーカスパルスとで構成されるＲＦパルス列を用いたＦＳＥ系のパルスシーケンスを採用している。図５の２段目は、スライス選択傾斜磁場Ｇｓｓを示す図である。励起パルスと、それに続く複数のリフォーカスパルスは、同じスライス（例えば、スライス（ｎ））を選択するように、同じ大きさの傾斜磁場Ｇｓｓが印加される。ただし、励起パルス用の傾斜磁場Ｇｓｓについてのみ、リフェーズ用の負の傾斜磁場パルスが付加されている。

図５の３段目は、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅを示す図である。リフォーカスパルス毎に位相エンコード方向のｋ空間が充填されるように、リフォーカスパルス毎に異なる大きさの位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅが設定される。なお、隣接するリフォーカスパルス間の夫々における傾斜磁場の積分値が同じ値となるように、リードアウト傾斜磁場Ｇｒｏ（図５の４段目）の前後に、同値で逆極性の位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅが設けられている。

図５の４段目は、リードアウト傾斜磁場Ｇｒｏを示す図である。ＦＳ−ＦＢＩ法のパルスシーケンスでは、リードアウト傾斜磁場パルスとして、ボディパルスＧｒ０と、フローをスポイルするための（ＦＳ用の）ディフェーズパルスＧｄを有している。ボディパルスＧｒ０は、ＭＲ信号を周波数エンコードするための傾斜磁場パルスであり、通常、ボディパルスＧｒ０の印加期間は、ＭＲ信号のサンプリング期間と同じに設定される。一方、ディフェーズパルスＧｄは、血流に対するディフェーズ量を調整するための傾斜磁場パルスである。ディフェーズパルスＧｄは、図５にハッチングで示すように、ボディパルスＧｒ０の印加期間（即ち、ＭＲ信号のサンプリング期間）の前後に、ボディパルスＧｒ０とは独立して印加される傾斜磁場パルスである。

ボディパルスＧｒ０（或は、一般的なリードアウト傾斜磁場パルス）の強度は、ＦＯＶ（Field of View）の大きさや解像度と関連付けられて決定される。これに対して、ディフェーズパルスＧｄの強度（或は、大きさ）は、ＦＯＶの大きさや解像度とは無関係に、これらと独立して決定される。具体的には、ディフェーズパルスＧｄの強度は、後述するように、血流の描出の良好さの観点から、血流速度に基づいて決定される。

なお、強度Ｇｄａを有するディフェーズパルスを、「ディフェーズパルスＧｄａ」と表記するものとする。以降も同じ表記方法を用いる。

図６は従来のＦＳ−ＦＢＩ法における撮像の流れを示す図である。従来のＦＳ−ＦＢＩ法では、第１準備スキャンを行った後、更に第２準備スキャンを行い、その後本スキャンを行うという撮像の流れとなっている。

第１準備スキャンは、図７（ａ）に示すように、心時相を変えながら（即ち、Ｒ波からの遅延時間Ｄを変えながら）、心時相ごとにＭＲ信号を収集する。そして、収集したＭＲ信号を再構成して心時相ごとに画像（この画像を第１の準備画像と呼ぶ）を生成する。この結果、心時相が互いに異なる複数の第１の準備画像が生成される。

異なる複数の第１の準備画像は、例えば、ディスプレイ４２に表示さる。ユーザは表示された複数の第１準備画像を目視確認することにより、差分処理の対象として適正な２つの画像、即ち、第１の第１準備画像と、第２の第１準備画像とを選択する。第１の第１準備画像は、例えば、動脈の信号強度が最も小さく描出された画像であり、収縮期内の心時相（即ち、遅延時間Ｄｓｙｓ）に対応する画像である。第２の第１準備画像は、例えば、動脈の信号強度が最も強く描出された画像であり、拡張期内の心時相（即ち、遅延時間Ｄｄｉａ）に対応する画像である。

ユーザによって選択された第１の第１準備画像及び第２の第１準備画像に夫々対応する遅延時間Ｄｓｙｓ及び遅延時間Ｄｄｉａは、本スキャンの撮像条件として設定される。この設定は、ユーザが手動で行ってもよいし、装置が自動的に行ってもよい。

従来のＦＳ−ＦＢＩ法では、第１準備スキャンの後、第２準備スキャンが行われる。第２準備スキャンは、図７（ｂ）に示すように、遅延時間を、第１準備スキャンの結果として設定された適正遅延時間Ｄｏｐｔ（即ち、適正な収縮期遅延時間Ｄｓｙｓ）に固定した状態で、ディフェーズパルスのディフェーズ強度Ｇｄを、例えば、Ｇｄ１、Ｇｄ２、・・・、Ｇｄｎ、と変えながら、複数のＭＲ信号を収集する。そして、これら複数のＭＲ信号を再構成して、ディフェーズ強度Ｇｄが互いに異なる複数の第２準備画像が生成される。

異なる複数の第２準備画像は、例えば、ディスプレイ４２に表示さる。ユーザは表示された複数の第２準備画像を目視確認することにより、動脈と静脈とが最も明瞭に分離された画像を選択する。そして、この画像に対応するが、適正なディフェーズ強度Ｇｄとして決定される。

本スキャンでは、第２準備スキャンの結果に基づいて決定されたディフェーズ強度Ｇｄを、リードアウト傾斜磁場のディフェーズパルスに設定する。そして、その状態で、第１準備スキャンの結果に基づいて決定された適正な遅延時間Ｄｓｙｓ、及び適正な遅延時間Ｄｄｉａによって、収縮期のデータと拡張期のデータを収集する。そして、取集したそれぞれのデータから、収取期の３次元画像データと、拡張期の３次元画像データとを再構成する。さらに、収取期の３次元画像データと、拡張期の３次元画像データとを差分することにより、背景と静脈とがキャンセルされ、主に動脈のみが描出された血流画像が生成される。

上述したように、従来のＦＳ−ＦＢＩ法は、第１準備スキャンに加えて、第２準備スキャンを行っているため、本スキャンを開始する前に多くの時間を必要としている。また、ユーザによっては、第２準備スキャンの手順をスキップして、ディフェーズパルスの強度Ｇｄを、明確な根拠なしに独断的に決定する場合もある。

そこで、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、第１準備スキャンと同等の準備スキャンは行うものの、第２準備スキャンに替えた測定スキャンを行うことにより、第２準備スキャンに要していた時間を大幅に削減している。また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、本スキャンで使用するディフェーズパルスの強度を、測定スキャンの結果から装置が自動的に行うものとしている。この結果、ディフェーズパルスの強度Ｇｄを、ユーザの主観的な選択に因らず客観的に決定することができるようになっている。

図８は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。まず、ステップＳＴ１００では、遅延時間、及びディフェーズパルスの強度以外の本スキャンの撮像条件の設定を行う。具体的には、本スキャン撮像条件設定機能４０３が、ＦＯＶの大きさや解像度の設定を含む、３次元ＦＡＳＥ法の各種パラメータの設定等を行う。

ステップＳＴ１０１では、準備スキャンの撮像条件を設定する。ここでの準備スキャンは、図７（ａ）に示すような従来の第１準備スキャンと同等のものであり、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと呼ぶ場合もある。準備スキャンで使用するパルスシーケンスは、基本的には、本スキャンで使用するパルスシーケンスと同じものである。ただし、本スキャンでは、スラブ全体を励起して、ＲＯ方向は周波数エンコーディングを行い、ＰＥ方向とＳＳ方向は位相エンコーディングを行う３Ｄ撮像法を用いているのに対して、準備スキャンでは、撮像時間短縮のため、スラブを励起した後、ＲＯ方向の周波数エンコーディングと、ＰＥ方向の位相エンコーディングだけを行う２Ｄ撮像法を用いている。

ステップＳＴ１０２では、本実施形態に特有の測定スキャンの撮像条件を設定する。この設定は、本スキャンの撮像条件に基づいて、自動設定するようにしてもよい。

図９は、本実施形態で行う測定スキャンの狙いを説明する図である。ＦＳ−ＦＢＩ法では、特に収縮期の撮像において、静脈と動脈の信号強度の差を確保するために、リードアウト傾斜磁場のボディパルスに、ディフェーズパルスを付加している。

収縮期であっても、撮像部位に応じて動脈の血流速度は異なる。動脈の血流速度が比較的早い撮像部位では、図９の上段に示すように、動脈と静脈の信号強度の差は比較的大きいため、ディフェーズパルスの付加無しでも（或は、ディフェーズパルスの強度をゼロに設定した状態であっても）、静脈と動脈の信号強度の差を確保できる。

動脈の血流速度が中程度の撮像部位では、図９の中段に示すように、動脈と静脈の信号強度の差が小さくなる。この場合、ディフェーズ強度Ｇｄ１のディフェーズパルスを、リードアウト傾斜磁場のボディパルスの前後に付加することにより、動脈と静脈の信号強度の差を大きくすることができる。

下肢のように動脈の血流速度が更に遅くなる撮像部位では、図９の下段に示すように、動脈と静脈の信号強度の差は更に小さくなる。この場合、ディフェーズ強度Ｇｄ１よりも大きな強度Ｇｄ２のディフェーズパルスを、ボディパルスの前後に付加することにより、動脈と静脈の信号強度の差を確保することが可能となる。

上記のように、動脈と静脈の信号強度の差を確保するために必要な適正なディフェーズパルスの強度と、収縮期の動脈の血流速度との間には相関がある。したがって、収縮期の動脈の血流速度が測定できれば、測定した血流速度から、適正なディフェーズパルスの強度を求めることが可能である。例えば、事前に行われる実験等によって、収縮期の動脈の血流速度と、適正なディフェーズパルスの強度とを関連付けるデータベースを構築することにより、そのデータベースを参照し、測定した収縮期の動脈の血流速度から適正なディフェーズパルスの強度を求めることができる。

図８に戻り、ステップＳＴ１０３からステップＳＴ１０５の処理は、従来のＦＳ−ＦＢＩ法における第１準備スキャンの処理と同じであるため、説明を省略する。ユーザが複数の準備画像の中から所望の２つの画像を選択することにより、選択された２つの準備画像の遅延時間が、本スキャン用の収縮期の遅延時間Ｄｓｙｓと、拡張期の遅延時間Ｄｄｉａとして決定される。

次に、ステップＳＴ１０６で、収縮期の動脈の血流速度を測定するために、測定スキャンが実行される。この測定スキャンは、測定スキャン実行機能４０２が、ステップＳＴ１０５で決定された収縮期の遅延時間Ｄｓｙｓの設定の下で行われる。

図１０は、測定スキャンの具体例を示す図であり、位相コントラスト法をベースとするプロトコルで行われる。例えば、２次元のＦＥ（Field Echo）法のパルスシーケンスにおいて、励起パルスの印加後に、図１０の下段左側に例示するような、正の双極性傾斜磁場パルスを付加した第１の測定シーケンスを実行する。その後、第２の測定シーケンスを実行する。第２の測定シーケンスは、第１の測定シーケンスにおける正の双極性傾斜磁場パルスを、図１０の下段右側に例示するような、負の双極性傾斜磁場パルスで置き換えたシーケンスである。

次のステップＳＴ１０７で、副データ再構成機能４０７及び血流速度検出機能４０８が、血流速度を検出する。具体的には、副データ再構成機能４０７が、第１の測定シーケンスで収集したデータ（このデータを副データと呼ぶものとする）を再構成して第１の画像を生成する。同様に、副データ再構成機能４０７が、第２の測定シーケンスで収集した副データを再構成して第２の画像を生成する。

血流速度検出機能４０８は、例えば、第１の画像の動脈領域の位相情報と、第２の画像の動脈領域の位相情報との差から、動脈の血流速度を検出する。

ＦＳ−ＦＢＩ法では、リードアウト傾斜磁場の印加方向は、血管の走行方向に概ね一致させることが多い。この場合、位相コントラスト法にて検出する血流速度の成分も、リードアウト傾斜磁場の印加方向とすることができ、撮像時間短縮の観点からも、位相コントラスト法の双極性傾斜磁場パルスの印加方向は、リードアウト方向のみで良い。したがって、ステップＳＴ１０７で検出される血流速度はリードアウト方向のＶｒｏとなる。

ステップＳＴ１０８では、ディフェーズパルス強度決定機能４０４は、検出された血流速度から、適正なディフェーズパルスの強度を決定する。例えば、記憶回路４１に記憶された、収縮期の動脈の血流速度と、適正なディフェーズパルスの強度とが関連付けられたデータベース４１０を参照することにより（図２参照）、検出された収縮期の動脈の血流速度から適正なディフェーズパルスの強度を求める。

図１１は、データベース４１０の一例である。データベース４１０では、血流速度Ｖｒｏが、所定の区分に分類され、分類された血流速度Ｖｒｏの区分毎に、ディフェーズパルスの強度が関連付けられている。例えば、Ｖ０＜Ｖｒｏ≦Ｖ１の血流速度Ｖｒｏには、ディフェーズパルス強度Ｇｄ１が関連付けられており、Ｖ１＜Ｖｒｏ≦Ｖ２の血流速度Ｖｒｏには、ディフェーズパルス強度Ｇｄ２が関連付けられている。このようなデータベース４１０を参照することにより、検出された収縮期の動脈の血流速度から適正なディフェーズパルスの強度を求めることができる。

次に、ステップＳＴ１０９で本スキャンが実行される。具体的には、ステップＳＴ１０５で決定された収縮期の適正遅延時間Ｄｓｙｓと拡張期の適正遅延時間Ｄｄｉａ、及び、ステップＳＴ１０８で決定された適正ディフェーズパルス強度を用いて、本スキャンが実行される。

最後に、ステップＳＴ１１０で、本スキャンの実行によって生成された収縮期の画像と、拡張期の画像とを差分して血流画像を生成する。

図１２は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の効果を説明する図である。図１２の上段は、図６と同じ図であり、従来のＦＳ−ＦＢＩ法の撮像シーケンスを示す図である。一方、図１２の下段は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１にかかるＦＳ−ＦＢＩ法の撮像シーケンスを示す図である。

本実施形態では、ディフェーズパルス強度を順次変えながら行われる従来法の第２準備スキャンに替えて、位相コントラスト法に基づく測定スキャンが行われる。測定スキャンの実行時間は、第２準備スキャンの実行時間に比べて大幅に短縮される。この結果、本実施形態にかかるＦＳ−ＦＢＩ法の撮像シーケンス全体の時間も短縮される。

また、測定スキャンでは、収縮期の動脈の血流速度が定量的に測定されるため、適正なディフェーズパルスの強度を客観的に決定することができる。また、測定スキャンが終了とすると、ユーザの操作を介することなく、自動的に本スキャンに移行させることができる。このため、ユーザの操作負担が軽減される他、撮像シーケンス全体の時間も短縮される。

以上説明した実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、ＦＳ−ＦＢＩ法で用いるディフェーズ用傾斜磁場の大きさを、短時間で高精度に決定することができる。

なお、実施形態の説明における本スキャン撮像条件設定機能４０３、測定スキャン実行機能４０２、血流速度検出機能４０８、ディフェーズパルス強度決定機能４０４、及び、本スキャン実行機能４０１は、それぞれ、特許請求の範囲の記載における、設定部、測定スキャン実行部、検出部、決定部、及び本スキャン実行部の一例である。また、実施形態の説明における主データ再構成機能４０５、及び、差分画像生成機能４０６は、特許請求の範囲の記載における生成部の一例である。

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。これら新規な実施形態は、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とも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。

１ 磁気共鳴イメージング装置
３４ シーケンスコントローラ
４０ 処理回路
４１ 記憶回路
４２ ディスプレイ
４３ 入力デバイス
２００ 心電計
４００ コンソール
４０１ 本スキャン実行機能
４０２ 測定スキャン実行機能
４０３ 本スキャン撮像条件設定機能
４０４ ディフェーズパルス強度決定機能
４０５ 主データ再構成機能
４０６ 差分画像生成機能
４０７ 副データ再構成機能
４０８ 血流速度検出機能
４０９ 準備スキャン実行機能
４１０ データベース

Claims (11)

1. 励起パルスと、前記励起パルスの後に複数のリフォーカスパルスを有するパルスシーケンスであって、連接する２つのリフォーカスパルスの夫々の間に、血流に対するディフェーズ量を調整するディフェーズパルスが設けられたパルスシーケンスを設定する設定部と、
   被検体の血流速度を測定するための測定スキャンを実行する測定スキャン実行部と、
   前記測定スキャンによって収集される副データから前記被検体の血流速度を検出する検出部と、
   検出された前記流体速度に基づいて、前記ディフェーズパルスの強度を決定する決定部と、
   決定した強度の前記ディフェーズパルスをもつ前記パルスシーケンスを用いた本スキャンを実行する本スキャン実行部と、
   前記本スキャンによって収集される主データから、前記被検体の血流画像を生成する生成部と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記ディフェーズパルスの印加方向はリードアウト方向であり、
   前記設定部は、前記ディフェーズパルスが、リードアウト傾斜磁場パルスの前後に付加されるように、前記パルスシーケンスを設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記測定スキャン及び本スキャンは、心電同期によって実行され、
   前記検出部は、所定の心時相において収集される前記副データから前記被検体の血流速度を検出し、
   前記生成部は、前記所定の心時相において収集される前記主データから前記血流画像を生成する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記測定スキャン及び本スキャンは、心電同期によって実行され、
   前記生成部は、収縮期における第１の心時相で収集される第１の主データから生成される第１の画像と、拡張期における第２の心時相で収集される第２の主データから生成される第２の画像とを生成し、前記第１の画像と前記第２の画像との差分により前記血流画像を生成し、
   前記検出部は、少なくとも前記収縮期における第１の心時相における前記被検体の血流速度を検出し、
   前記決定部は、検出した前記流体速度に基づいて、前記第１の主データ及び第２の主データを収集するための前記ディフェーズパルスの夫々の強度を決定する、
   請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 血流速度と、ディフェーズパルスの強度とが関連付けられたデータベースを記憶する記憶部、をさらに備え、
   前記決定部は、検出された前記血流速度に基づいて前記データベースを参照し、前記ディフェーズパルスの強度を決定する、
   請求項１乃至４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記測定スキャンは位相コントラスト法を用いた撮像法で行われる、
   請求項１乃至５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記測定スキャンは位相コントラスト法を用いた２次元の撮像法で行われ、
   前記本スキャンは、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）法を用いた３次元の撮像法で行われる、
   請求項１乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記本スキャンで用いられる前記パルスシーケンスのリードアウト傾斜磁場パルス及び前記ディフェーズパルスは、撮像対象の血管の血流方向に概ね合致する方向に印加される、
   請求項１乃至７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記測定スキャンのＦＯＶ（Field of View）は、前記本スキャンのＦＯＶに基づいて決定される、
   請求項１乃至８のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記測定スキャンは位相コントラスト法を用いた撮像法で行われ、
    前記位相コントラスト法で用いられる双極性傾斜磁場パルスは、血流方向に概ね合致する方向に印加される、
    請求項１乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記測定スキャン及び本スキャンは、心電同期によって実行され、
    前記測定スキャン及び前記本スキャンを実行する心時相を決定するための準備スキャンを、前記測定スキャン及び前記本スキャンの実行前に行う準備スキャン実行部、
    を更に備える、
    請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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