JP4357641B2

JP4357641B2 - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP4357641B2
Application number: JP18380299A
Authority: JP
Inventors: 好男町田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-06-29
Filing date: 1999-06-29
Publication date: 2009-11-04
Anticipated expiration: 2019-06-29
Also published as: JP2001008918A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、サチュレーションパルス（飽和パルス）と呼ばれるＲＦパルスを用いて血流アーチファクト（ゴースト）を低減させるＭＲ（磁気共鳴）イメージングに係り、とくに、ＭＲ造影剤を被検体に投与して撮影を行うときに顕著になる動脈からのアーチファクトを確実に且つ安定的に抑制するＭＲイメージングに関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲ（磁気共鳴）イメージングは、静磁場の中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号を収集して、この収集データから画像を再構成する手法である。
【０００３】
このＭＲイメージングには多様な形態があるが、血流からのＭＲ信号がアーチファクトとなる場合がある。このようなＭＲイメージングを行う場合、従来、例えばＦＥ法などによる本撮影用（イメージング用）のパルスシーケンスの実行直前に、プレサチュレーションパルスを印加し、それを関心撮影領域の外側の領域（サチュレーション領域）に印加し、流入する血流のＭＲ信号を飽和させて、できるだけ無信号にすることで、血流アーチファクトを抑制する手法がある。
【０００４】
このサチュレーションパルスを印加する血流アーチファクト抑制法は、一般的な腹部のＴ２画像などの他に、いわゆる「全肝ダイナミック撮影」などにも用いられている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したサチュレーションパルスを印加する血流アーチファクト抑制法において、とくに、被検体にＭＲ造影剤（以下、単に造影剤と言う）を投与してＭＲ撮影を行う場合、血流アーチファクトの抑制効果が著しく低いという問題がある。
【０００６】
これは、造影剤を投与すると、通常、血流のＴ１緩和時間が短くなるので、関心撮影領域にその外側から流入する血流からのＭＲ信号（血流信号）を一度、飽和させても、直ぐにＴ１回復してしまい、流入した後も無信号（飽和状態）の状態を維持させることが殆ど困難となるからである。
【０００７】
このため、従来の、単に関心撮影領域の血流流入外側にサチュレーションパルスを印加する手法の場合、心拍動に伴って飽和効果が変動し、したがって血流信号の抑制効果が変動し、結果として、血流アーチファクトを確実に且つ十分に抑制することはできなかった。
【０００８】
この血流アーチファクトは、本来の血管像のエンコード方向外側に広がるため、読影上、大きな支障を来すことになる。
【０００９】
本発明は、このような従来のＭＲイメージングが直面している状況に鑑みてなされたもので、例えば被検体に造影剤を投与したときの如く、血流のＴ１時間が見かけ上、短くなる場合でも、血流アーチファクトを安定的に抑制でき、信頼性が高く、高品質且つ高描出能のＭＲ画像を提供することを、その目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の着想の出発点は、まず、造影剤を投与した場合、血流のＴ１緩和が非常に短くなるので、関心撮影領域における血流信号を無信号状態にすることは事実上、不可能であるという事実の認識にある。つまり、プレサチュレーションパルスをいくら印加しても、安定的且つ効果的な飽和効果の効きを得ることは不可能である。
【００１１】
そこで、観点を変えて、関心撮影領域に流入する血流の信号強度を、本撮影での励起に拠る飽和効果とほぼ同じにし、その飽和効果を時間的及び空間的に連続的になるようにすることを、発明の１つの要旨とする。
【００１２】
さらに、拍動により血流が移動しても（勢い良く押し出される）、信号強度の一様性が極力くずれないように、撮影スライスを移動させる方向を血流の移動方向と互いに反対となるようにすることを、発明の別の要旨とする。
【００１３】
上述の要旨に基づく本発明の構成の概略を、従来のプレサチュレーション法と対比させて説明する。
【００１４】
従来のプレサチュレーション法は、画像データ収集用の本撮影に先立って、流入血流からの信号を飽和させる手法である。プレサチュレーション法の「プレ」という言葉が、その意を表している。したがって、従来の場合、サチュレーションパルスのフリップ角は９０度、或いは、飽和させた後の本撮影までの間に何がしかのＴ１緩和が起こることを考慮に入れて９０度よりも深めの角度（例えば１１０度）に設定される。
【００１５】
しかし、造影剤を投与して例えば、息止め下で、２Ｄ−ＦＥ法マルチスライススキャンを繰り返す、いわゆる「全肝造影ダイナミック撮影」を行う場合、Ｔ１回復が速くなるため、流入血流からの信号を無信号にして本撮影を行うことは事実上、不可能である。
【００１６】
このことを示すＴ１緩和時間の計算例を説明する。血液のＴ１値は９３０ｍｓ程度であり、造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡの緩和率Ｒ１は４［１／ｍｍｏｌ／ｌ・ｓｅｃ］であるので、造影剤の濃度がｘ［ｍｍｏｌ／ｌ］のときに観察されるＴ１値は、
【数１】
（１／Ｔ１）＝（１／０．９３）＋４ｘ
から、
【数２】
Ｔ１＝１／（１．０７５＋４ｘ）
となる。造影剤の大動脈での最大濃度は６［ｍｍｏｌ／ｌ］程度と言われているので、このときのＴ１時間は４０ｍｓ程度となる。つまり、造影剤を投与することで、Ｔ１時間が一例として１／２０以上も小さくなるのである。
【００１７】
したがって、プレサチュレーション法に拠る無信号化の代わりに、本発明では、前述したように、流入血流の信号強度を本撮影における励起に拠る飽和効果と同程度とし、飽和効果を時間的、空間的に連続的になるようにデータを並べる、さらには、拍動によって血流が移動しても信号強度の一様性がなるべく崩れないように撮影選択領域（スライス、スラブ）の移動方向を血流の移動方向と互いに逆方向となるように設定する、ことを要旨とする。
【００１８】
そこで、これらの要旨を具体化する主要構成として、
（１）．サチュレーションパルスのフリップ角を本撮影のイメージングによるフリップ角と同程度にする（従来は一般的には、流入血流の信号を消すために、プレサチュレーションパルスのフリップ角を９０度又はそれ以上に設定している）、
（２）．本撮影時のスライスや薄切りスラブの選択励起順を、主要な血流の流入方向の下流から上流に向かう方向、すなわち血流方向の逆方向にする（従来、かかる選択励起順は、表示順などのほかのパラメータに依存して決まる）、及び、
（３）．サチュレーションパルスのスライス特性、特に端部のエッジ特性をよりシャープにする（従来は、スライス特性よりもスキャン時間の短縮を優先させている）、
を提案する。これらの主要構成は、それぞれ単独で実行してもよいし、その２つ以上を適宜に組み合わせて実行してもよい。
【００２０】
上記目的を達成させるため、本発明は具体的には、以下の構成を採る。
【００２１】
本発明によれば、被検体に造影剤を投与して、前記被検体に設定した関心領域に流れ込む血流からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーションパルスを当該被検体に設定された、前記関心領域に略隣接するサチュレーション領域に印加した後、前記関心領域に対してマルチスライス法に従う非アンギオイメージング用スキャンを選択励起法に拠り実行するように構成したＭＲＩ装置において、前記選択励起法に拠り選択励起される前記関心領域内でスライス選択される複数枚のスライスが移動する方向を、前記血流の流れ方向の下流から上流に向かう方向のみに設定したことを特徴とする。
【００２２】
とくに、前記サチュレーションパルスのフリップ角を前記イメージング用スキャンのパルス列のフリップ角と同程度に設定することができる。このとき、例えば、前記サチュレーションパルスのフリップ角及び前記イメージング用スキャンのパルス列のフリップ角は共に９０度よりも小さい値に設定される。
【００２３】
好適には、前記サチュレーションパルスは、前記イメージング用スキャンに用いるパルスシーケンスの繰返し時間ＴＲ毎に１回だけ印加される。
【００２４】
また、前記サチュレーションパルスを印加するサチュレーション領域の厚みを厚くすることができる。一例として、前記サチュレーション領域の厚さは、前記対象の運動方向にて１０ｃｍ以上である。また、前記サチュレーションパルスは、前記サチュレーション領域を選択励起するときのエッジ特性を向上させたＲＦパルスであってもよい。前記ＲＦパルスはＳｉｎｃ関数波形を有し、その正負のπ長の内、少なくとも一方の極性のπ長が５π以上であってもよい。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づき説明する。
【００２７】
最初に、以下の実施形態で用いられるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２８】
このＭＲＩ装置は、被検体としての患者Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。なお、心電計測部の代わりに、被検体の脈波を計測する脈波計測部を設けてもよい。
【００２９】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ_０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００３０】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００３１】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ_０に重畳される。
【００３２】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタル量データ（原データ）を生成する。
【００３３】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、後述するように種々の態様に基づく、予め記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３４】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３５】
本実施形態で実施されるＭＲ撮影は、図２に示す如く、全肝造影ダイナミック撮影と呼ばれる撮影である。すなわち、被検者に造影剤を投与して肝臓の全領域をカバーするイメージング領域についてマルチスライス法でダイナミックに撮影する手法である。これに使用されるパルスシーケンスは、ＦＥ（グラディエントフィールドエコー）法、ＦＥ系のＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法など、ＦＥ系のパルス列である。図３には、ＦＥ系のパルスシーケンスを部分的に示す。
【００３６】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データまたは生データ）をシーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原データを配置し、この原データを各組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、画像に関するデータの合成処理、差分演算処理などを行うことが可能にもなっている。
【００３７】
記憶ユニット１１はメモリを有し、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。また、記憶ユニットは、記録媒体として、ＭＲイメージングにおけるパルスシーケンスをプログラムデータの形態で記録し且つコンピュータで読み取り可能なＲＯＭ（図示せず）を備える。このＲＯＭには、パルスシーケンス（ここでは、ＦＥ法によるマルチスライス法のパルス列）の情報が記録されている。
【００３８】
表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３９】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようにもなっている。
【００４０】
また、ホスト計算機６及びシーケンサ５には、被検体Ｐに息止めを音声により指示する音声発生器１６が接続されている。
【００４１】
次に、本実施形態の作用効果を説明する。
【００４２】
この実施形態のＭＲＩ装置では、図２に示す如く、被検者Ｐの肝臓ＬＶに対する全肝造影ダイナミック撮影が行われる。この撮影のスキャンは、図３に示す如く、ＦＥ法のパルス列をマルチスライス法に従って印加するパルスシーケンスで実行される。
【００４３】
このパルスシーケンスにおけるスライス選択のパラメータを適宜に設定することによって、図２に示す如く、肝臓ＬＶの全領域にわたる、複数枚のスライスＳ１〜Ｓｎ（例えば１４〜１８枚程度）で成るイメージング領域ＲＧ_ｉｍａが設定される。各スライスＳは例えば８ｍｍ厚で、スライス間ギャップは例えば２ｍｍである。マルチスライス法で各スライスを順次励起していくが、その励起順が本発明の特徴の一つを成している。つまり、ここでは、血流としての下行大動脈ＡＲの血流の流入方向に対して、反対方向にスライスを順次励起するようにパルスシーケンスのパラメータ（例えばスライス傾斜磁場の強度）を定めている。
【００４４】
また、パルスシーケンスにおけるサチュレーションパルス印加に関わるパラメータを適宜に選択することにより、イメージング領域ＲＧ_ｉｍａにほぼ隣接する状態で、心臓ＨＴ及び下行大動脈ＡＲをカバーするサチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔが設定される。このサチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔの厚さは極力厚くすることを一つの特徴としており、心臓ＨＴと下行大動脈ＡＲの駆出側とを十分にカバーした、例えば１０ｃｍ以上の値に設定されている。
【００４５】
このマルチスライス法に従うパルスシーケンスを説明する。
【００４６】
図３に模式的に表す如く、このパルスシーケンスは、各繰返し時間ＴＲの間に複数枚のスライス（たとえば、１４〜１８枚程度）に対する、１位相エンコード分のエコーデータ収集が行われる。この繰返し時間ＴＲ毎のエコーデータ収集が位相エンコード１〜１２８について夫々実行され、これにより、複数枚のスライスの全エコーデータが収集される。
【００４７】
繰返し時間ＴＲ毎にその最初の時間帯において、１回だけ、サチュレーションのパルス列ＰＴ_ｓａｔが印加される。このパルス列ＰＴ_ｓａｔは、サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔ及びこれと並行して印加されるスライス傾斜磁場パルスＧｓと、この後に印加するディフェーズ用の傾斜磁場スポイラＧ_{ｓｐｏｉｌ}とから成る。
【００４８】
サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔは例えばＳｉｎｃ関数で形成され、その波形面積はフリップ角ＳａｔＦＡ＝７０°になるように設定されている。このサチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔのフリップ角ＳａｔＦＡの値は、本実施形態では９０度よりも低い値に設定することを特徴とする。好適には、このフリップ角ＳａｔＦＡは、イメージング領域ＲＧｉｍａに印加するイメージングパルス列によるＲＦ励起に伴うフリップ角度と同程度に設定される。サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔのＲＦ周波数及びスライス傾斜磁場パルスＧｓは、前述したように、サチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔをスライス選択するように設定されている。
【００４９】
各回の繰返し時間ＴＲにおいて、上述のサチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔの印加が終わると、１つの位相エンコード量に対する全スライスＳ１〜Ｓｎのエコーデータが収集される。各エコーデータ収集のためのイメージングパルス列ＰＴ_ｉｍａは、励起ＲＦパルスＰＳ_ｅｘｔ及びこれと並行して印加するスライス傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ（図示せず）、及び読出し傾斜磁場Ｇｒを含む。励起ＲＦパルスＰＳ_ｅｘｔのフリップ角ＦＡはここでは７０°に設定されている。このフリップ角ＦＡは９０°以下であることが望ましく、サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔのフリップ角ＳａｔＦＡの値とに対比によって決められる。
【００５０】
１エンコード量に対する各エコーデータ収集下におけるスライス励起順は、例えばＲＦ周波数の設定順序を制御することにより、下行大動脈ＡＲに逆行する方向とする。
【００５１】
以上のパルスシーケンスの実行において、繰返し時間ＴＲとしては例えば約１６０ｍｓで、全体のスキャン時間としては例えば約２０ｓｅｃである。
【００５２】
全肝造影ダイナミック撮影は、図２にも模式的に示す如く、下行大動脈ＡＲの影響を受けて、血流アーチファクトを発生し易い。とくに、心臓ＨＴからの拍動の影響は大きく、造影剤によって血流のＴ１時間が見掛け上短縮されたことに因って、速くＴ１緩和してしまった（サチュレーションの効きが悪い）スピンがイメージング領域ＲＧ_ｉｍａに周期的に流入することに因るＭＲ信号の周期的な出入りする。これにより、図４（ａ）に示す如く、時間（エンコード番号）軸方向に信号強度をとったときに、信号強度の周期的な変動を生じる。このため、同図（ａ）の変動する信号値をフーリエ変換する（画像化）と、同図（ｂ）に示す如くゴースト（血流アーチファクト）が発生してしまう。
【００５３】
この血流アーチファクトを防止又は抑制すべく本発明が提案されている訳である。本発明者は、本発明を適用した上述の実施形態法の有効性を確認すべく、従来法とその実施形態法とについて信号強度の比較シミュレーションを行った。代表例について図５〜図９を用いて説明する。
【００５４】
従来法に拠る撮影条件としては最も典型的な条件と思われるものを想定した。すなわち、Ｒ−Ｒ間隔＝８００ｍｓ、ＴＲ＝１６０ｍｓ、サチュレーションパルスの印加は１ＴＲ当たり１回、サチュレーションパルスのフリップ角ＳａｔＦＡ＝９０°、イメージングの励起パルスのフリップ角ＦＡ＝７０°、及びスライス励起順＝下行大動脈の流れに沿う順方向である。図２に示すモデルを考え、血流の上流にサチュレーション領域をとり、隙間２ｃｍを開けて、その下流に１４〜１８スライスのイメージング領域をとった。
【００５５】
Ｔ１＝２００ｍｓ（造影剤１ｍｍｏｌ／ｌに相当）としたときの信号強度ＳＩのシミュレーション結果を図５に示す。縦軸に信号強度ＳＩを、横軸にエンコード番号を、前後方向にスライス番号をとっている。そして、信号強度については、第１エンコードから順に各スライスについて順次計算し、その内の第１〜第１５エンコード目まで（３Ｒ−Ｒ分）の信号強度を図５にグラフ表示した。これにより、各スライスの第１５エコーまでの信号強度の振る舞いが示された。
【００５６】
これによると、上流スライスの影響などが大きく、信号が不安定になる。これを詳述すると、最初に、第１エンコード目の信号強度、すなわち図５の矢印（１）に沿って順に各スライスの信号強度を計算する。最初の内は殆ど飽和していないスピンが対象であるので、信号強度は大きい。しかし、８スライス目から信号強度が急激に低下する（図中、（Ａ）部参照）。この低下は、ここではＲ波から１００ｍｓ程経過してから心拍動により流速が大きくなると想定しているため、あるスライスで使用した部分飽和スピンがその下流スライスで繰り返し使用されることに因ると考えられる。スライスの励起移動速度よりも最高血流速が大きくなる場合にこの効果が表れる。
【００５７】
次に、第２エンコード目以降の計算を順次行う（図中、矢印（２）、（３）、…参照）。第２エンコード目以降になると、サチュレーション領域から流入した血流の影響で信号強度が第１エンコード目よりも低下している。なお、図中（Ｂ）部では信号強度が上がっている。この高信号域（Ｂ）は、サチュレーション領域とイメージング領域との間の隙間（ここでは２ｃｍに設定）に在って飽和していなかった血流スピンが、拍動によりこのスライスＮＯ．１６，１７付近まで（他のスライスによる励起を受けずに）到達しているためと考えられる。
【００５８】
この従来法によるゴーストを見積もった結果を図６に示す。この見積もりは、上記計算データに離散的フーリエ変換を施して求めた。このフーリエ変換データは、本来像、第１ゴースト、第２ゴーストを表す．
同図に示す如く、ゴーストの量は本来像の２割程度にも達する。このときの本来像及びゴースト（第１、第２のゴースト）の大きさのＴ１値（造影剤濃度）に対する依存性及びＲ波からのデータ収集開始タイミングの遅れ時間に対する依存性を図７（ａ），（ｂ）に夫々示す。両依存性のグラフ共に、ゴーストは相当に大きな値を呈している。
【００５９】
これに対して、本発明を実施した本実施形態の手法に拠るシミュレーション結果は図８，９に示すようになった。
【００６０】
図８は、本実施形態の手法に従う各スライスの信号値の計算結果を示し、図５と対比されるグラフである。このときの撮影条件は、図５に関して説明した最も典型的な撮影条件の内、サチュレーションパルスのフリップ角ＳａｔＦＡ＝７０°、イメージングの励起パルスのフリップ角ＦＡ＝７０°、及びスライス励起順＝下行大動脈の流れに対向する逆方向とし、残りのパラメータは前述のものと同じにしている。
【００６１】
これによると、上流スライスを励起したときの影響が小さくなること等に拠って、信号強度の変動がかなり低減していることが分かる。
【００６２】
具体的には、１）血流の最高速度とスライス励起の移動速度が同程度であることを加味してスライス励起順を血流の対して逆向きとしていること、２）両方のフリップ角ＳａｔＦＡ＝ＦＡで且つ浅めの値としたことで、他の励起スライスからの信号飽和の影響とサチュレーション領域から流入する血流の信号飽和の影響を同程度とできること、により、飽和の状態を下流から上流に向かって連続的に与えることができるとともに、この変動の少ない状態で各スライスのイメージング用エコーデータが収集される。したがって、収集データも時間的且つ空間的に変動の少ない、より連続的なデータ群を成し、ゴースト、すなわち血流アーチファクトを低減させることができる。
【００６３】
また、この本実施形態の手法に係る信号強度からゴーストを前述と同様に見積もった結果、図９（ａ），（ｂ）に示す如く、グラフ化できた。前述した図７のグラフと比較すると一目瞭然であり、ゴースト（第１、第２ゴースト）は著しく低下した。具体的には、一部のスライスを除き、数％以下までゴーストの大きさを低減できることが判明した。とくに、Ｔ１値（造影剤濃度）やＲ波からの遅れ時間を変更した場合でも、ゴーストの大きさ（量）は安定的に低下することも分かった。
【００６４】
なお、上述したシミュレーションでも議論したが、上流のサチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔと下流のイメージング領域ＲＧ_ｉｍａとの間には一定の隙間を設定している。この隙間の幅は、サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔがイメージング領域に影響を与えないように、、サチュレーションパルスの印加時におけるエッジ特性の程度に応じて決められる。印加時のスライス特性のエッジ部分が矩形波から崩れるほど、隙間は大きく設定する必要がある。そこで、上述した実施形態において、サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔをＳｉｎｃ関数で構成し、そのπ長をより長く設定する。例えば、図１０（ａ）に示す如く、Ｓｉｎｃ関数の正負のπ長を±５πに設定したり、同図（ｂ）に示す如く、Ｓｉｎｃ関数の負側のみのπ長を−５πに設定すればよい。反対に、正側のみを５πに設定してもよい。また、その正負側について、−５π、２πに設定してもよい。
【００６５】
このようにπ長を長く設定することで、サチュレーションパルスＰＳ_ｓａｔを印加するときのスライス特性のエッジ部分はより矩形状に近い波形となる。この結果、サチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔとイメージング領域ＲＧ_ｉｍａとの間の隙間をより小さく設定することができる。これは、サチュレーション領域ＲＧ_ｓａｔの幅を大きく、例えば１０ｃｍ以上にも設定するためにも好適である。したがって、この隙間に在ってサチュレーションされないスピンは極力少なくなり、そのようなスピンがイメージング領域に流入して信号変動を引き起こすという事態を抑制できる。すなわち、図５の（Ｂ）部の高信号域を排除又は抑制でき、全体の信号変動をより減少させて、血流アーチファクトをより確実に抑制することができる。
【００６６】
なお、以上の構成において説明した、１）サチュレーションパルスのフリップ角ＳａｔＦＡをイメージングＲＦパルスのフリップ角ＦＡと同等で且つ抑え気味の値にする（好適には、９０°以下の値にする）、２）複数スライスの選択励起を主要な血管の下流側から上流に向かう順番で行う、及び３）サチュレーションパルスのスライス特性のエッジ特性を向上させる、ことから成る主要な構成要件は、その内の任意の１つの構成のみを又は２つの構成のみを併せて実施してもよい。すなわち、サチュレーションパルスのフリップ角を本撮影のイメージングによるフリップ角と同程度にする、本撮影時のスライスや薄切りスラブの選択励起順を、主要な血流の流入方向の下流から上流に向かう方向（逆方向）にする、及び、サチュレーションパルスのスライス特性、特に端部のエッジ特性をよりシャープにするという構成を単独で又は適宜組み合わせて実施することができる。
【００６７】
また、上述した実施形態では、本発明の手法を２Ｄマルチスライス法に基づくイメージングに適用した例を示したが、３次元スキャンでデータ収集を行う比較的薄いスラブを移動させて一定の大きさのイメージング領域を撮影するときに、その複数個の薄いスラブとサチュレーション領域との間に本発明を適用するようにしてもよい。このときスラブの移動は、第１スラブで必要なデータを全て収集して、次に第２スラブ、第３スラブと、順次データを収集する方式だけでなく、データ収集のスラブを連続的に移動する方式としてもよい（米国特許第５，６３１，５６０参照）。
【００６８】
さらに、イメージング領域のスキャンは、ＦＥ系のＥＰＩ法に基づくパルスシーケンスを用いて行ってもよい。
【００６９】
本発明は前述した実施形態のものに限定されることなく、当業者であれば、請求項記載の発明の要旨を逸脱しない範囲で更に適宜に変形可能である。
【００７０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、造影剤を投与して血流のＴ１値が見掛け上、低下した場合でも、拍動によるスピン移動の影響、サチュレーション領域とイメージング領域との間に在った未飽和のスピン移動の影響、他のスライス励起に伴う飽和スピンの移動の影響などを受け難くなり、スピン飽和の状態を下流から上流に向かって連続的に且つ安定的に受けることとなり、これにより、収集するＭＲ信号の強度も安定することから、血流アーチファクトを確実且つ安定的に抑制でき、したがって、信頼性が高く、高品質且つ高描出能のＭＲイメージングを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の構成の概要を説明するブロック図。
【図２】サチュレーション領域とイメージング領域の位置関係及びスライス励起順を説明する図。
【図３】スキャン方法をパルスシーケンスと共に示すタイミングチャート。
【図４】血流アーチファクトの発生を説明する図。
【図５】従来法に基づくシミュレーション結果として示す信号強度のグラフ。
【図６】従来法に基づくシミュレーション結果として示すゴーストの大きさを示すグラフ。
【図７】従来法に基づくシミュレーション結果として示す、本来像及びゴースト信号のＴ１値依存性及びＲ波からの遅れ時間依存性を夫々表すグラフ。
【図８】本発明に基づく手法のシミュレーション結果として示す信号強度のグラフ。
【図９】本発明に基づく手法のシミュレーション結果として示す、本来像及びゴースト信号のＴ１値依存性及びＲ波からの遅れ時間依存性を夫々表すグラフ。
【図１０】別の実施形態として説明する、スライス特性を向上させたサチュレーションパルスの実時間波形図。
【符号の説明】
１静磁場磁石
３傾斜磁場コイル
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６ホスト計算機
８Ｔ送信器
８Ｒ受信器
１０演算ユニット
１１記憶ユニット
１２表示器
１３入力器

Claims

被検体に造影剤を投与して、前記被検体に設定した関心領域に流れ込む血流からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーションパルスを当該被検体に設定された、前記関心領域に略隣接するサチュレーション領域に印加した後、前記関心領域に対してマルチスライス法に従う非アンギオイメージング用スキャンを選択励起法に拠り実行するように構成したＭＲＩ装置において、
前記選択励起法に拠り選択励起される前記関心領域内でスライス選択される複数枚のスライスが移動する方向を、前記血流の流れ方向の下流から上流に向かう方向のみに設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスのフリップ角を９０度よりも低い角度に設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスのフリップ角を前記イメージング用スキャンのパルス列のフリップ角と同程度に設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項３に記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスのフリップ角及び前記イメージング用スキャンのパルス列のフリップ角は共に９０度よりも小さい値に設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１乃至４の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスは、前記イメージング用スキャンに用いるパルスシーケンスの繰返し時間ＴＲ毎に１回だけ印加されることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスを印加するサチュレーション領域の厚みを厚くしたことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項６記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーション領域の厚さは、前記血流の運動方向にて１０ｃｍ以上であることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項７記載のＭＲＩ装置において、
前記サチュレーションパルスは、前記サチュレーション領域を選択励起するときのエッジ特性を向上させたＲＦパルスであることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項８記載のＭＲＩ装置において、
前記ＲＦパルスはＳｉｎｃ関数波形を有し、その正負のπ長の内、少なくとも一方の極性のπ長が５π以上であることを特徴とするＭＲＩ装置。