JP4538081B2

JP4538081B2 - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP4538081B2
Application number: JP2009205043A
Authority: JP
Inventors: 美津恵宮崎
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-03-05
Filing date: 2009-09-04
Publication date: 2010-09-08
Anticipated expiration: 2019-03-02
Also published as: JP2010029671A

Description

本発明は、被検体の原子核スピンの磁気共鳴現象に基づいて被検体内部の血流像や実質部の画像を得るＭＲＩ装置に関する。とくに、ＭＴ（magnetization transfer）パルスを利用して血液（または血流）と実質部のコントラストを改善した画像を得るＭＲＩ装置に関する。

なお、ここで用いる「血液（または血流）」は、被検体内を流れる脳髄液や血液（血流）などを代表した「流体」の意味として用いる。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）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信号に基づき画像を得る撮像法である。

この磁気共鳴イメージングの１つの分野として、ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲ血管造影）がある。このＭＲアンギオグラフィの従来手法の１つに、フローエンコードパルスと呼ばれるパルスを用いた位相法が知られている。また、このＭＲアンギオグラフィへの別のアプローチとして、ＭＴ効果（ＭＴＣ(magnetizationtransfer contrast )効果と呼ばれることがある）を利用して血液（血流）と実質部との間にコントラストを付けた血流像を得る手法が近年盛んに行われるようになってきた。その一例は、特許文献１で提案されている。

ＭＴ効果の研究は、'Forsen ＆ Hoffman' に拠るＳＴ（saturation transfer）法の研究（非特許文献１）に端を発しており、複数種の原子核プールとしての例えば自由水と高分子との間のプロトン同士の化学的交換（chemical exchange）および／または交差緩和（cross relaxation）に基づいている。

ＭＴ効果を利用した従来のＭＲアンギオグラフィにも、以下のように幾つかの手法が提案されている。

図１７（ａ）〜（ｂ）には、その左側に自由水と高分子の周波数スペクトルを、右側に磁化Ｈの交換・緩和関係を示す。自由水と高分子のプロトンのスペクトルを見ると、同図に示す如く、Ｔ2 緩和（横緩和）時間の長い自由水（Ｔ2 は約１００msec）とＴ2 緩和時間の短い高分子（Ｔ2 は約０．１〜０．２msec）が同じ周波数に共鳴する領域がある。自由水の信号値のＴ2 緩和時間は長いので、そのフーリエ変換後の信号値は図示のように半値幅の狭いピークを示す。これに対し、プロティンなどの、高分子間で動きの制限（restricted）されているプロトンの信号値は、Ｔ2 緩和時間が短いため、フーリエ変換後の信号値は半値幅が広く、スペクトラム上でピーク値としては殆ど現れない。

そこで、自由水の共鳴ピーク周波数ｆ0 を中心周波数としたとき、同図（ｂ）左側コラムに示すように、ＭＴパルスとして周波数選択パルスを、自由水の中心周波数ｆ0 から例えば５００Ｈｚずれた周波数帯域を励起（off-resonance 励起）する。これにより、同図（ａ）右側コラムに示すように平衡状態にあった自由水の磁化Ｈｆと高分子の磁化Ｈｒとの間において、同図（ｂ）右側コラムに示す如く、自由水の磁化Ｈｆは高分子の磁化Ｈｒに移動する。この結果、同図（ｃ）左側コラムに示す如く、自由水のプロトンのＭＲ信号値が低下する。したがって、自由水と高分子との間の化学的交換および／または交差緩和が反映される部位とそうでない部位との間で信号値に差が生じるから、この差に因って血流と実質部との間にコントラスト差ができ、血流像を得ることができる。

このＭＴ効果に拠るＭＲアンギオグラフィ法は、現在のところ、大きくは、空間的に非選択的（spatially non-selective）なイメージング法と、スライス選択的（slice-selective）なイメージング法とに分類することができる。

前者としては、例えば非特許文献２で提案されているように、上記ＭＴパルスとして周波数選択のバイノミアル・パルス（binomialpulse）を空間的非選択的に印加し、「実質部のＭＴ効果＞血流のＭＴ効果」に基づき実質部および血流間のコントラストを得るものである。

また、後者の例としては、非特許文献３で提案の手法が知られている。印加時間の長いＲＦ励起パルスと傾斜磁場スポイラーパルスとによりスライス選択的なＭＴパルスを形成し、このパルスの印加により、撮像面の実質部（静止部）からの信号をＭＴ効果で血流よりも大きく減少させ、かつ、撮像面に流入する血流のＭＴ効果を低減させ（血流からの信号の低下が実質部よりも少ない）、血流及び実質部間のコントラストを引き出す手法である。

米国特許第５０５０６０９号明細書

Forsen et al., Journal of Chemical Physics, Vol.39(11), pp.2892-2901(1963) G.B.Pike, MRM 25, 327-379, 1992 M.Miyazaki, MRM 32, 52-59, 1994

しかしながら、上述したスライス選択的なＭＴパルスを用いたＭＲアンギオグラフィの場合、「実質部のＭＴ効果＞血流のＭＴ効果」の状態を維持しつつも、ＭＴパルス印加に伴うスピンのフリップ角は大きい値（例えば５００°〜１０００°）になるように設定されていることから、撮像面に流入する血流へのＭＴ効果もかなり大きいものになる。これにより、撮像面の血流からのＭＲ信号値のかなり下がるので、昨今の高解像度化へのニーズに応えるには、必ずしも十分満足いく血流／実質部間のコントラスト差を得ているとは言い切れなかった。

本発明は、上述したスライス選択的なＭＴパルスを用いたＭＲイメージングの有する現状を打破するためになされたもので、動いている血流と静止している血流や実質部とを差別化した撮像をＭＴパルスを、血流が受けるＭＴ効果の影響を低減させて血流／実質部間のコントラストを従来法よりも大幅に向上させ、描出能の高い血流像や実質部の画像を提供することを、その目的とする。

本発明に係るＭＲＩ装置は、上述の目的を達成するために、被検体の撮像領域のＭＲ像を得るＭＲＩ装置において、前記撮像領域を規定する周波数とは異なる周波数でそれぞれ励起する複数個のＭＴパルスを印加するＭＴパルス印加手段と、前記複数個のＭＴパルスを印加した後に傾斜磁場スポイラーパルスを印加するスポイラ印加手段と、前記複数個のＭＴパルスおよび前記傾斜磁場スポイラーパルスを印加させない状態で第１のパルスシーケンスに基づいたスキャンを実行して前記撮像領域から第１のエコー信号を収集する第１の撮像手段と、前記複数個のＭＴパルスおよび前記傾斜磁場スポイラーパルスをそれぞれ印加した後に第２のパルスシーケンスに基づいたスキャンを実行して前記撮像領域から第２のエコー信号を収集する第２の撮像手段と、前記第１のエコー信号に基づく画像データと前記第２のエコー信号に基づく画像データとを差分処理することで前記ＭＲ像を生成する画像生成手段とを備えたものである。

本発明に係るＭＲＩ装置では、個々の印加時間は短く且つフリップ角度も小さい値に設定した、複数の分割化ＭＴパルスが撮像領域とは異なるスライス領域に印加され、また撮像領域はオフ・レゾナンス(off-resonance)で励起される。この分割したＭＴパルスは、流れている血流の見掛けのＴ1 時間を短縮させる。つまり、各分割ＭＴパルスはそのオン、オフによって、動いている血流のスピンの縦緩和（Ｔ1 ）を促進し、定常状態への戻りを速める。換言すると、最終の分割ＭＴパルス印加までの血流の自由水へのＭＴ効果が低減され、トータルのＭＴ効果が小さくなる。したがって、ＭＴパルスを印加したスライス領域から撮像領域に流入する血流の信号値は従来のＭＴパルス印加時よりも高い。

一方、実質部は通常、動いていないか、または、動いていたとしてもその移動量は僅かであるから、分割したＭＴパルスはその複数個がその和として効いて、所望のＭＴ効果を得ることから、実質部からの信号値が低下する。

この結果、撮像領域のＭＲＡ像の血流／実質部のコントラストは、従来のスライス選択的なＭＴパルス印加法に比べて、動いている血流に対するＴ1 時間の短縮効果に対応する分、改善され、血流描出能に優れたものになる。

本発明のＭＲＩ装置の１つの態様によれば、従来使用していたスライス選択的で印加時間の長く且つ大きなフリップ角に設定したＭＴパルスに代えて、印加時間が短く且つ小さなフリップ角に設定した、複数個のＭＴパルスを使用するので、この複数個のＭＴパルスを印加している間に流れている血流（血液）に対しては、見掛け上のＴ1時間が短縮され、その分、ＭＴ効果が緩和されて信号値が高くなり、その一方、静止または殆ど静止している血流や実質部に対しては、個々のＭＴ効果の和としてのＭＴ効果が効くので、静止または殆ど静止している対象と動いている対象の差別化が顕著になり、従来法に比べて、撮像面に流入する血流（血液）と撮像面の実質部とのコトントラストが格段に向上し、血流描出能の高いＭＲＡ像を提供することができる。

また、本発明のＭＲＩ装置の別の態様によれば、ＭＴパルスおよび傾斜磁場スポイラーパルスを印加させない状態で撮像したＭＲ信号による画像データと、ＭＴパルスおよび傾斜磁場スポイラーパルスをそれぞれ印加して撮像したＭＲ信による画像データとから、例えばデータ間相互の画素毎の差分演算などにより、ＭＲ像データが生成される。このため、分割化した複数個のＭＴパルスによるＭＴ効果が血流よりも実質部に大きく効くという現象を存分に発揮させ、これにより、例えば、従来、造影剤などを投与しなければ不可能とされていた肺野実質部のＭＲ画像を、造影剤などの侵襲性の高い処置を行わずに、提供することができる。つまり、非侵襲で簡単に撮像することができる。

また、この撮像に息止め法や心電同期法を併用することで、体動アーチファクトなどの少ない高画質のＭＲ像を提供できる。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。第1の実施形態のパルスシーケンスの一例を示すタイミングチャート。（ａ），（ｂ）は診断部位別の撮像面と事前励起面との位置関係を示す図。スピン間のデカップリングを説明する図。Ｔ1緩和時間などのＴc依存性を説明する図。動きのある対象の自由水、高分子のスピンに対する分割化ＭＴパルスに拠るＭＴ効果を説明する図。分割化ＭＴパルスの印加に係る別の例を示す部分的なパルスシーケンス。分割化ＭＴパルスの印加に係る更に別の例を示す部分的なパルスシーケンス。第２の実施形態に係る２回の撮像の時間的前後関係と各撮像に並行して実施される手法とを説明する図。ホスト計算機が実行する第１回目の撮像の手順を例示する概略フローチャート。ＥＣＧゲート法を併用した撮像の流れを示すタイミングチャート。ＥＣＧゲート法に基づく２回の撮像のパルスシーケンスを示す概略図。３次元撮像領域と論理軸方向との関係を説明する図。エコー収集後の画像処理の一例を示す概略フローチャート。画像処理の一過程である重み付け差分処理を説明する図。実質部と血流とに対するＭＴ効果の効き方の差異を説明する模式図。従来のＭＴパルスに拠るＭＴ効果を説明する図。

以下、本発明に係る実施形態を添付図面を参照して説明する。

［第１の実施形態］
第１の実施形態を図１〜図６に基づき説明する。

この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。

このＭＲＩ装置は、被検体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、被検体（患者）に呼吸を診断のために一時的に止めてもらうように指令する息止め指定部とを備えている。

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。

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、ガントリの物理軸としてのＸ、Ｙ、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。傾斜磁場部はさらに、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。

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の制御することにより、物理軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス方向傾斜磁場Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒ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、および読出し方向は互いに直交する論理軸方向であり、この各方向の傾斜磁場は、静磁場Ｈ_０に重畳される。

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、磁気共鳴（ＭＲ）を起こ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、これに各種の信号処理を施してデジタルデータ（原データ）を生成するようになっている。

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、入力器１３および音声発生器１６を備える。

この内、ホスト計算機６は、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。

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、受信機８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデシベルデータを一旦受けて、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。

このパルスシーケンスとしては、２次元スキャンまたは３次元スキャンのものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（fast ＳＥ）法、ＦＡＳＥ（高速Asymmetric ＳＥ）法など、どのようなパルス列であってもよい。

このＭＲＩ装置では後述するように、ホスト計算機６の管理下において、シーケンサ５の駆動によって、ＭＴパルスとしてのＲＦパルスと論理軸方向（スライス方向、位相エンコード方向、読出し方向の内の任意方向）に印加する傾斜磁場スポイラとを含む事前シーケンスが、データ収集シーケンス（本シーケンスとも呼ばれる）に先立って印加される。

このＭＴパルスはスライス選択により印加されるように設定されている。つまり、ＭＴパルスは、図２に示す如く、例えばｓｉｎｃ関数で形成される励起用の複数のＲＦパルスとして設定され、各ＭＴパルスの印加と並行してスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓが印加される。このＭＴパルスの印加数は複数ｎ個（例えば１０個）であり、そのフリップ角度は従来のＭＴパルスによる大きな値（５００°〜１０００°）よりも小さい分割値（例えば９０°〜１００°程度）に設定される。このＭＴパルスは、例えば、所望の周波数オフセット値を有するＲＦ信号をｓｉｎｃ関数で変調して形成される。このＭＴパルスの印加によって、撮像部位の実質部および水分はＭＴ効果を受け、実質部の信号値が水分よりも大きく低下して、その両者のコントラストが大きくなる。

このＭＴパルスおよびスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓのｎ組を順次印加した後で、スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向においてスピン位相ディフェーズ用の傾斜磁場スポイラーパルスが同時に印加される。

また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで形成される画像のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。

記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データが施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、スキャン条件、パルスシーケンスなどの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。

音声発生器１４は、息止め指定部の一部として機能する要素であり、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。

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、スキャンシーケンスを実行するときのタイミング信号としてホスト計算機６により用いられる。これにより、心電同期のための同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。

続いて、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を図２〜図６に基づき説明する。

本実施形態のＭＲＩ装置では、図２に示すＭＲアンギオグラフィ用のパルスシーケンスがシーケンサ５からの指令に基づき実行される。

このパルスシーケンスは、同図に示す如く、各回のＲＦ励起において最初に実行する事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅと、これに続いて実行されるデータ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑとから成る。

事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅは、ＭＴ効果を生じさせるＭＴパルス列Ｐ_ＭＴと、このＭＴパルス列Ｐ_ＭＴの印加後に印加する傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ,ＳＰ_Ｒ,ＳＰ_Ｅとを含む。ＭＴパルス列Ｐ_ＭＴは、ＭＴパルスとして順次印加する複数個の励起用のＲＦパルスＰ₁ ，Ｐ₂ ，Ｐ₃ ，…，Ｐ_n と、これらのＭＴパルスと並行して印加するスライス用傾斜磁場パルスＧ_Ｓとから成る。

スライス用傾斜磁場パルスＧ_Ｓの印加強度＝Ｇ_Ｓ１は、この磁場に拠るスライス選択面が、図３（ａ）または（ｂ）に例示する如く、撮像面Ｓ_ｉｍａとは異なるギャップレスまたはギャップ有りの位置になるように設定されている。

各ＭＴパルスＰ₁ （Ｐ₂ ，Ｐ₃ ，…，Ｐ_n）は、一例としてＳＩＮＣ関数で形成され、このパルス印加に伴うスピンのフリップ角ＦＡ＝例えば９０°になるように強度設定されている。ＭＴパルスＰ₁ ，Ｐ₂ ，Ｐ₃ ，…，Ｐ_n の総個数は一例として１０個に設定されている。

つまり、本実施形態では、大きなフリップ角度ＦＡ（例えば５００°〜１０００°）のＭＴパルスを１個、スライス選択で印加する従来の構成に代えて、このＭＴパルスを複数個に分割して順次、印加するＭＴパルス列の構成を採る。

各ＭＴパルスＰ₁ （Ｐ₂ ，Ｐ₃ ，…，Ｐ_n）に与えられるフリップ角度ＦＡは、ＭＴパルス列全体で所望のＭＴ効果を引き起こせるように分割した値（好適な例としては９０°〜１００°）であるとともに、その個数もＭＴパルス列全体のＭＴ効果および撮像時間との兼ね合いによって適宜な数（５個〜１０個）に決められる。この分割された個々のＭＴパルスの印加時間は、１３００μsec程度と、従来のスライス選択ＭＴパルスよりも、分割した分だけ、短くなっている。

さらに、ＭＴパルス列における分割化ＭＴパルス間の時間間隔Δｔは、ＭＴパルス印加面（図３参照）の実質部の水／脂肪のＭＴ効果を最適化できる値に設定されている。この時間間隔Δｔは測定部位に拠っても異なり、また、場合によってはΔｔ＝０に設定することもできる。

一方、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向の３方向に入れた傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ, ＳＰ_Ｒ, ＳＰ_Ｅは、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅにおけるエンドスポイラとして使用される。このため、傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ, ＳＰ_Ｒ, ＳＰ_Ｅのそれぞれは、複数個の分割化ＭＴパルス印加後においてスピン位相を各方向毎に分散させ、事前シーケンスとデータ収集シーケンスとの間でスピン位相の干渉を排除し、疑似エコーの発生を防止するようにしている。なお、このスポイラーパルスは任意の１方向または２方向のみに印加するようにしてもよい。

データ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑは、各論理軸方向のスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓ、読出し用傾斜磁場Ｇ_Ｒ、および位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅを含む、例えばＦＳＥ法を採用している。

ホスト計算機６は所定メインプログラムを実行し、その中で図２に示すパルスシーケンスの各パルスを印加する。このパルス印加は、シーケンサ５の制御の元、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ及びＲＦコイル７を介して実施される。

まず、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅにおいては、フリップ角ＦＡ＝α°（例えば９０°）のｎ個（ｎ≧２：例えばｎ＝１０）のＭＴパルスＰ_１〜Ｐ_ｎをスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓ（＝強度Ｇ_Ｓ１）と共に順次印加される。このＭＴパルスＰ_１〜Ｐ_ｎのそれぞれは例えばシンク関数で形成される。

診断部位を例えば図３（ａ）に示す如く下肢とすると、スライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓ＝Ｇ_Ｓ１の例えば強度を適宜に設定することで、所望の撮影面Ｓ_ｉｍａの動脈流入側のほぼ隣接した所定厚さの平行な事前励起面Ｓ_ｍｔが設定される。この結果、事前励起面Ｓ_ｍｔにｎ個に分割されたＭＴパルスが一定時間Δｔ毎に順次印加されることになる。

なお、スライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓの例えば強度を調節することで、事前励起面Ｓ_ｍｔを撮影面Ｓ_ｉｍａの動脈流出側、すなわち静脈流入側に設定することができる。また、撮影面Ｓ_ｉｍａと事前励起面Ｓ_ｍｔとの間に必要に応じてギャップを設けてもよいし、ギャップレスの状態に設定してもよい。

さらに事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅにおいて、上記分割化ＭＴパルスを印加した直後に、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向のそれぞれに、傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ，ＳＰ_Ｒ，およびＳＰ_Ｅをそれぞれ印加する。

このようにして、最初に、事前励起面Ｓ_ｍｔが複数個の分割化ＭＴパルス、すなわち従来法に拠るＭＴパルスよりも小さいフリップ角度および短い印加時間のＭＴパルスにより、複数回、順次、選択励起される。これにより事前励起面Ｓ_ｍｔ内のスピンが励起されるとともに、この励起は撮像面Ｓ_ｉｍａに対してはoff-resonanceであるため、後述する如くの本発明独特のＭＴ効果を撮像面Ｓ_ｉｍａにもたらす。この複数個の分割化ＭＴパルスの励起によって横磁化に残っているスピンは、その後のスポイラーパルスＳＰ_Ｓ，ＳＰ_Ｒ，およびＳＰ_Ｅによって十分に分散される。

その後、データ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑに入り、一例としてのＦＳＥ法に基づくスキャンが撮像面Ｓ_ｉｍａに対してシーケンサ５から指令される。このシーケンスにより、スライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓ＝Ｇ_Ｓ２（≠Ｇ_Ｓ１）が設定されているので、撮像面Ｓ_ｉｍａは所望スライス位置に設定される。撮像面Ｓ_ｉｍａからＲＦコイル７を介して複数個のリフォーカスＲＦパルスに応答した複数のエコー信号が収集され、受信器８Ｒに送られる。この一連の撮像処理は、各回の励起毎に実行される。

被検体Ｐからの収集されたエコーデータは、受信器８Ｒでデジタルデータに処理され、演算ユニット１０に順次格納される。演算ユニット１０はホスト計算機６からの再構成指令に応答して、２次元フーリエ空間上に配置したエコーデータの組を２次元フーリエ変換して撮像面Ｓ_ｉｍａのＭＲＡ像が再構成される。

このＭＲＡ像は、アーチファクトが少なく、また、その流入血流／実質部間の画像コントラストが従来のＭＴパルスを使用した場合よりも格段に改善されている。これは、本発明に基づく、分割された複数個のＭＴパルスを使用することで、撮像面Ｓ_ｉｍａの実質部（静止部）からのエコー信号はＭＴ効果で低減し、かつ、この撮像面Ｓ_ｉｍａに流入する血流（動脈および／または静脈）に生じるＭＴ効果が緩和（低減）することに拠る。つまり、複数個に分割された短いＭＴパルスに拠って、流れている又はタンブリング（tumbling）している血流の見掛けの縦緩和Ｔ1 時間が短くなって、ＭＴ効果の効き方が低減する一方で、実質部（静止部）には複数の分割ＭＴパルスの和として働いた分の信号値低減効果があるので、撮像面Ｓ_ｉｍａへの流入血流（血液）と実質部との間の画像コントラストが従来の１個のＭＴパルスを使ったＭＴ効果よりも格段に向上する。

この特徴を、その原理面から以下に詳述する。

まず、ＭＴパルスとして、印加時間の長いＲＦパルスを１回印加する場合と、印加時間が短いＲＦパルスを連続的に複数回印加する場合とで、流れている又はタンブリング（tumbling）している血流に与えるＭＴ効果を考える。

まず、Ｔ1 時間に寄与する一般的なファクタから説明する。縦緩和時間Ｔ1 は温度、常磁性（paramagnetic）成分、分子の大きさ、その環境、粘質性などによって変化する一方で、成分を構成する分子間においては以下のようなファクタの和で表されることが知られている。

同式中、第１項目のＴ1(DD) は「internuclear dipole-dipole 相互作用」を表す。この相互作用は、図４に模式的に示す如く、ＲＦ励起に拠ってそのエネルギを格子（lattice ）に移動させることで、カップリングしている分子のスピンＡ，Ｂ間をデカップリング（decoupling）し、信号値を増加させる。

また、第２項目のＴ1(SR) は「スピンrotational」を表す。結合している分子は回転運動をする。分子が回転運動をすると、その運動の大きさにも拠るが、部分的な「local magnetic field」を発生し、Ｔ1 短縮に寄与する。

第３項目のＴ1(SC) は「scaler coupling 」を表す。このカップリングは、カップリングしている原子の片方がQuadrupole（四極子、スピン量子番号Ｉ≧１の原子、例えばＯ¹⁷＝５／２，ｍ_ｎ ⁵⁵＝５／２、参考として挙げるとＨ¹ ＝１／２）と結合していると、四極子はQuadrupole relation という特有の短い緩和時間を有し、四極子とカップリングしているスピンの緩和時間をも短縮させる。

第４項目のＴ1(CSA)は「chemical shift anizotoropy」の項であり、電子遮蔽効果の変化に拠るローカルfield の変化を表す。この変化もＴ1 に影響する。

このようにＴ1 時間は様々な要素で変化する。上述したファクタ以外にもＴ1に影響する要素はあるが、その影響が大きいものは上述したファクタである。

静止している血液においても、oxyhemogrobin とdeoxyhemogrobin （酸化と無酸化ヘモグロビン）も、paramagnetic ion（主に、鉄Ｉと鉄II）を持つため、local magnetic fieldを作り、Ｔ1 時間を下げる。また、Ｏ_２の有無によっても、spin-spin relaxation（Ｔ2 ）や静脈（w 酸素、Ｔ2 ＝１２０ｍｓｅｃ）、動脈（less酸素、Ｔ2 ＝２２０ｍｓｅｃ）が異なる。

図５に、effective correlation ：Ｔc に対するＴ1 ，Ｔ2 ，およびＴ1Pの依存性を示す。同図中、Ａは堅い固体、Ｂは柔らかい固体、Ｃは粘土の高い液体、Ｄは通常の液体を示している（T.C.Farrar and E.D.Becker, Pulse andFourier Transform NMR, P.98, Academic Press(1971)参照）。

effective correlation ：Ｔc は分子の動きを表すファクタで、動きの速い分子のタンブリング（回転、振動）度を示している。同図の横軸上を右側に進むほど、固体の度合いが高く、また分子の動きがスローになる。このような関係から、流れの速い血液と殆ど静止している血液とでは、Ｔ1 時間値は異なることが分かる。

さらに、ＭＴパルスを分割、複数化して印加することで、流れている血液の見掛けの縦緩和時間Ｔ1 が短縮される。

ＭＴ（magnetization transfer）効果とは、前述したように、dipole-dipoleinteraction 関係にある高分子Ｈｒ近傍の自由水Ｈｆの平衡状態を、自由水からoff-resonance の周波数をＲＦパルスでＲＦ励起することにより、高分子のプロトンを励起し、これにより、そのプロトンと相互作用している自由水の信号強度に影響が与えられる現象である。すなわち、自由水の磁化をＨｆ、高分子の磁化をＨｒ、反応時間の定数をｋ_１およびｋ_−１とすると、

と表される。［］はコンセントラーション、Ｋは反応定数である。

そこで、自由水のＴ1 時間をＴ1f、高分子のＴ1 時間をＴ1rとすると、

と置くことができ、Ｍ_f(t)：時刻＝ｔ時の自由水の磁化、Ｍ_f(0)：時刻＝０時の自由水の磁化、Ｍ_r(t)：時刻＝ｔ時の高分子の磁化、およびＭ_r(0)：時刻＝０時の高分子の磁化とすると、

となる。

ＭＴパルスを印加したときの磁化Ｍ_fSATは

となり、そのときの縦緩和時間Ｔ_1SATは、

となる。したがって、反応定数ｋ_１は

となる。ここで、Ｔ_1SATは見掛けのＴ1 である（「Balaban, Magn. Reson.Quarterly Vol.8, No.2, 1992 」参照）。

そこで、移動している血液中の自由水のプロトンの磁化ＨfA、血液中の高分子のプロトンの磁化をＨrA、静止している実質部の自由水のプロトンの磁化をＨfB、および、静止している実質部の高分子のプロトンの磁化をＨrBとして、このＭＴ印加に伴う本発明の磁化の挙動を模式的に示すと図６のようになる。

移動中の血液において平衡状態にある自由水プロトンの磁化ＨfAと高分子プロトン（同図（ａ）参照）に対して最初の分割化ＭＴパルスＰ₁ （フリップ角は例えば１００°）を印加すると、高分子の磁化ＨrA（原子核プール）から自由水の磁化ＨfA（原子核プール）に磁化スピンが移動し（magnetization transfer）、その反対に、自由水の磁化ＨfAから高分子の磁化ＨrAにエネルギが移動する（同図（ｂ）参照）。分割されたＭＴパルスであるので、それらの移動量は共に小さい。すなわち、ＭＴ効果が小さい。

縦緩和によって高分子の磁化ＨrAが初期の平衡状態に戻ってくるが、このとき、前述したように、dipole-dipole interaction 、常磁性効果などのファクタによって見掛け上、Ｔ1 時間が短縮され、磁化スピンＨrAの戻り速度が速くなる。

このようにして分割化されたＭＴパルスＰ_２，Ｐ_３，…，Ｐ_ｎが順次印加されるが、そのＭＴ効果のトータルは、見掛け上、短縮されたＴ1 時間に拠って小さくなる（図６（ｃ）（ｄ）参照）。したがって、流れている（移動している）血液に対するＭＴ効果は、静止または殆ど動いていない血液や実質部に比べて、ＭＴ効果は小さく、撮像面Ｓ_ｉｍａから収集されるエコー信号の強度が高い。

これに対して、静止していたり、動きの少ない実質部の自由水のプロトン磁化ＨfB及び高分子のプロトン磁化ＨrBの間に生じるＭＴ効果は、前述した図７の場合と同様になる。つまり、この場合、個々の分割化ＭＴパルスの和として効いてくる。このため、このような撮像面Ｓ_ｉｍａの実質部には従来と同等のＭＴ効果の効きが発揮され、収集されるエコー信号も従来と同様に下がる。

したがって、本実施形態のＭＲＩ装置により、スライス選択的なＭＴ効果を利用して、静止している又は殆ど動いていない対象と動いている対象とを差別化して画像化できる。そして、得られるＭＲＡ像は、長い印加時間で且つ大きなフリップ角のＭＴパルスを１回印加する従来法に比べて、撮像面の血液（血流）／実質部のコントラストを著しく向上させることができる。それにより、撮像面の血流の描出能の高い、より高品質なＭＲＡ像を提供できる。

さらに、この実施形態によるＭＲＡ像はＭＲ造影剤を使用するものでないから、通常のＭＲイメージングの非侵襲性の特性を生かしたものとなる。このため、造影剤を使用したＭＲＡ像の撮影に比べて、患者の精神的、体力的負担が著しく少なくて済む。

なお、前記図２に示したパルスシーケンスの例において、複数個の分割化ＭＴパルスの印加時にスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓのパルスも複数個印加する構成を示したが、この構成に代えて、図７に示すように、複数個の分割化ＭＴパルスを印加している間中、連続してスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓのパルスを１個印加するように設定することもできる。これにより、ＭＴパルス列Ｐ_ＭＴの印加に必要な時間が短かくて済み、全体の撮像時間も短縮させることができる。

また、複数個の分割化ＭＴパルスを印加する別の例として、図８に示す手法がある。この手法は、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向のいずれにも傾斜磁場パルスを印加することなく、分割化ＭＴパルスを単独で印加し、その後で、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向の内の任意の１以上の方向に傾斜磁場スポイラーパルスを印加するものである。つまり、分割化ＭＴパルスはスライス非選択的に印加される。これにより、分割化ＭＴパルスは広い範囲の領域に有効に掛けられ、スライスやスラブに限定されない。なお、上述した図７および図８では、読出し方向および位相エンコード方向の傾斜磁場（スポイラーパルスを含む）の図示を省略している。

またなお、本実施形態のＭＲＩ装置で使用できるデータ収集シーケンスは、上述したように通常ＦＳＥ法に限定されることなく、ＦＥ法、ＳＥ法、ＥＰＩ法、ＦＬＡＩＲ法、ＦＡＳＥ法などのイメージング法を採用することもできる。

［第２の実施形態］
第２の実施形態を図９〜図１６に基づき説明する。

この実施形態は、上述で基本的な原理を説明した、分割化した複数のＭＴパルスを用いて肺野の実質部を画像化できるＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩの分野において、肺野については、その主な撮像法として３つの方法が提案されている。それらは、hyper-polarized （キセノンやヘリウム）ガスを使用する方法、造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡを使用したパフュージョン法（例えば文献「Hatabu H, et al., MRM 36:503-508, 1996）、さらには酸素分子を使用した酸素吸入による方法（例えば文献「Edelman RR, et al., Nature Medicine, 2,11,1236-1239, 1996 ）である。

この内、１番目のhyper-polarized （キセノンやヘリウム）ガスを使用する方法は、肺野にガスを吸入させて、例えばキセノン（Ｘｅ）ガスのＭＲ周波数で画像化する方法である。また２番目の造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡを使ったパフュージョンは、血中のＧｄ−ＤＴＰＡのパフューズしている状態を観察する手法である。第３番目の酸素分子を吸入させる方法は、酸素分子は弱いパラマグネティックであるが、肺胞の表面で、ＭＲＩで観察できる水信号に十分な信号変化を及ぼすとの報告に基づくものである。

しかしながら、上述した撮像法には以下のような問題がある。第１番目のhyper-polarized （キセノンやヘリウム）ガスを使用する方法の場合、通常のキセノンガスをhyper-polarizeする必要があるので、コストが高いという問題がある。また、第２番目の造影剤Ｇｄ−ＤＴＰＡを使ったパフュージョンは、造影剤を投与する必要があるので、侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的、体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。さらに、第３番目の酸素分子を吸入させる方法によっても、信号変化は画像上で十分ではなく、臨床や研究に使用できるほどの満足な画像な画像はおろか、その形態すら撮像できていない。

肺野の構造は、スポンジ状の肺胞、気管支、肺動脈、および肺静脈がその殆どの表面積を占め、その周りに空気が存在している。スポンジ状の肺胞の表面積は膨大な値になるが、ほかの臓器（肝臓、腎臓など）のように細胞内外に自由水を多く持っている訳ではない。したがって、肺野の場合、ＭＲＩでの検出対象である水信号は、血管系から検出されるのみであり、肺野実質部としての水信号値は不足する。肺胞周辺は、その表面積に比較して水分子が少ないため、ＭＲ信号として反映されないものと推定される。しがって、肺野のＴ２値＝８０ｍｓ（文献「ＪＭＲＩ，２（Ｓ）：13-17,1992」参照）自体は他の臓器と比較しても遜色ないにも関わらず、従来のＭＲイメージングでは、造影剤などを使用しない限り、肺野実質部を描出できないものと推定される。

そこで、本実施形態では、本発明に係る、分割化した複数のＭＴパルスの優位性を余すところ無く発揮させ、従来困難とされていた肺野実質部を、造影剤などを使用しないで撮像できるようにする。

この実施形態に係るＭＲＩ装置は、第１の実施形態のものと同等のハード構成を有するが、スキャンの手順に以下のように相違している。

ホスト計算機６は、位置決め用スキャン（図示しない）や撮像条件の入力などの準備作業に引き続いて、図９に示す如く、第１回目および第２回目の最低２回の撮像を実施する。この２回の撮像はそれぞれ、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集する２次元または３次元のＭＲスキャンである。この各撮像は、患者が意識的に一時、息を止めた状態で撮像する息止め法、および、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行うことが望ましい。

この撮像に使用可能なパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元（３Ｄ）スキャンのものであってよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＦＡＳＥ（高速 Asymmetric ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）、ＦＥ法、高速ＦＥ法、セグメンテド高速ＦＥ法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、などを使用できる。

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）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上の画像のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原データ（生データとも呼ばれる）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１０は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理を行うことが可能にもなっている。

この合成処理には、複数フレームの画像データを対応画素毎に加算する処理、複数フレームの画像データ間で対応ピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１１は、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。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する撮像条件、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。

また、息止め指令部の一要素として音声発生器１６を備える。この音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。

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、撮像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ゲート法の撮像を行ってデータ収集できるようになっている。

次に、この実施形態のＭＲＩ装置による撮像の動作を図９〜図１６を参照して説明する。

ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行することにより、図９に示す如く、２回の撮像を、一例としての３次元のＦＡＳＥ（高速Asymmetric ＳＥ）法で実行する。第１回目の撮像は息止め法およびＥＣＧゲート法を併用し、かつ、後述するようにＭＴパルスは印加しない（ｏｆｆ）の状態で実行される。この第１回目の撮像が終了した後の適宜なタイミングで、第２回目の撮像が第１回目と同様に息止め法およびＥＣＧゲート法を併用して実行される。ただし、この第２回目の撮像は、ＭＴパルスを印加して（ｏｎ）実行される。

この第１回目および第２回目の撮像のパルスシーケンス例を共に図１２に示す。このパルスシーケンスは、３次元スキャンの高速 Asymmetric ＳＥ法（高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたスキャン法）のパルスシーケンスに基づいている。なお、図１２では、位相エンコード方向の傾斜磁場（スポイラーパルスを含む）の図示は省略されている。

第１回目の撮像の場合、図１２におけるデータ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑのみであり、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅは使用されない。つまり、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅを成すＭＴパルス列Ｐ_ＭＴおよび傾斜磁場スポイラーパルスＳＰ_Ｓ，ＳＰ_Ｒ，およびＳＰ_Ｅは第１回目のときには印加されない。このため、第１回目はＭＴパルス＝ｏｆｆの状態でスキャンされる。このＭＴパルス列は前述した第１の実施形態と同様に、分割化されたＭＴパルスで構成されている。

これに対し、第２回目の撮像の場合、図１２におけるデータ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑに先立ち、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅが印加される。つまり、ＭＴパルス＝ｏｎの状態でスキャンされる。

なお、図１２には示していないが、この第２回目の撮像に用いるパルスシーケンスにおいて、データ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑ（本スキャン）のＲＦパルスのスライス選択は不変とした状態で、分割化ＭＴパルスを印加する選択領域をスライス方向のみならず、位相エンコード方向または読出し方向に設定するように傾斜磁場を印加する構成にしてもよい。

一例として、この図１２に示す３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスでは、実効エコー時間ＴＥeff＝１００ｍｓおよびエコー間隔ＥＴＳ＝５ｍｓに設定される。また、ＭＴパルスは、周波数オフセット＝１３００Ｈｚ，分割ＭＴパルス数＝５個（５個全部のＭＴパルスによるトータルのフリップ角＝８００°）に設定される。さらに、繰り返し時間ＴＲ＝３２４７ｍｓ、フリップパルス／フロップパルスのフリップ角度＝９０°／１４０°、マトリクスサイズ＝２５６×２５６、ＦＯＶ＝３７×３７ｃｍに設定される。さらに、肺野内の血流の縦横無尽の走行方向を考慮したとき、各回の撮像の画像データとして、位相エンコード方向を変えて複数回スキャンしたデータの平均値（例えば位相エンコード方向を９０°変えてスキャンして２回の画像データの平均加算値）を採用する手法を用いることが好適である。この手法は、例えば、“J. of Magn. Reson. Imaging (JMRI)8: 503-507, 1998"で提案されている。

まず、第１回目の撮像が以下のように実行される。ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行する中で、入力器１３からの操作情報に応答して図１０に示す処理を実行する。

これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、適宜に決めたＥＣＧゲート法用の遅延時間Ｔ_DLを例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２０）。次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、パルスシーケンス、ＥＣＧゲート法の遅延時間など）および画像処理法の情報（加算処理か最大値投影（ＭＩＰ）処理かなど）を入力し、それらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ２１）。

次いで、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は「息を十分に吸ってから息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を十分に吸った状態で息を止めることになる。

この後、ホスト計算機６はシーケンサ５に撮像開始を指令する（ステップＳ２４および図１１参照）。

シーケンサ５は、図１１に示す如く、撮像開始の指令を受けると（ステップＳ２４−１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確実に息止め状態に移行した時期を見計らうためである。これにより、ｎ個目のＲ波の出現を待つ調整時間Ｔ_ｓｐが設定される（図１２参照）。

所定ｎ回目のＲ波が出現すると、予め適宜に設定した遅延時間Ｔ_DLだけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。この遅延時間Ｔ_DLは、前述したように、対象とする肺野組織を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた値に最適化される。

この最適な遅延時間Ｔ_DLが経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は撮像を実行する（ステップＳ２４−５）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスキャンが図１２に示す如くＥＣＧゲート法（心電同期法）で実行される。ただし、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅに係るＭＴパルス列Ｐ_ＭＴは印加されない（ＭＴパルス＝ｏｆｆ）。これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元で、約６００ｍｓ程度のスキャン時間で、図１３（ａ）に示す如く、肺野を含んで設定した３次元撮像領域Ｒ_ｉｍａからエコー信号が収集される。

この１スライスエンコード量ＳＥ１に拠る１回目のスキャンが終了すると、シーケンサ５は、最終のスライスエンコード量ＳＥｎに拠るスキャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ４−６）、この判断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えば撮像に使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステップＳ２４−７）。つまり、この待機期間が繰返し時間ＴＲとなる。

このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期間待って、例えば３個目のＲ波が出現すると（ステップＳ２４−７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステップＳ２４−４にその処理を戻す。これにより、その３個目のＲ波ピーク値に同期したＥＣＧトリガ信号から指定遅延時間Ｔ_DLが経過した時点で２回目のスライスエンコード量ＳＥ２に拠るスキャンが前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒ_ｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−４，５）。以下同様に、最終のスライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までスキャンが繰り返されてエコー信号が収集される。

スライスエンコード量ＳＥｎに拠る最終回のスキャンが終わると、ステップＳ２４−６における判断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６に撮像の完了通知が出力される（ステップＳ２４−８）。これにより、処理がホスト計算機６に戻される。

ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（図１０、ステップＳ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。このため、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる。

したがって、図１２のシーケンスで説明する如く、２Ｒ−Ｒ毎にＥＣＧゲート法に基づき、スライスエンコード量毎のスキャンがｎ回（例えば８回）実行される。このｎ回のスキャンに要する時間、すなわち患者に息止めを継続してもらう時間は撮像条件に拠って異なるが、一例として、２０〜２５秒程度である。

患者Ｐから発生されたエコー信号は、各回のスキャン毎に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで形成される画像の３次元ｋ空間に配置される。ハーフフーリエ法を採用していることから、収集しなかったｋ空間のデータは演算により求められ、埋められる。これによりｋ空間全部にエコーデータが配置される。

この後、所定の待機時間が経過すると、第２回目の撮像が図１０および図１１で説明したと同様に実行される。ただし、図１０のステップＳ２１において、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅに係るＭＴパルス列Ｐ_ＭＴを印加する（ＭＴパルス＝ｏｎ）ための情報がホスト計算機６に与えられ、これを含むスキャン条件、画像処理法などの制御データがシーケンサ５に与えられる。これ以外のスキャン状態は、第１回目のそれと同じである。このため、図１１のステップＳ２４−５で実行される３次元ＦＡＳＥ法に拠るパルスシーケンスには、図１２に示す如く、事前シーケンスＳＱ_ｐｒｅとデータ収集シーケンスＳＱ_ａｃｑが含まれる。つまり、分割化した複数個のＭＴパルスが第１回目の撮像における各回のスキャン先頭に印加された状態で第２回目の撮像が実行される。

この結果、第２回目の撮像により収集されたエコーデータ（原データ）も第１回目と同様に画像のｋ空間に配置される。

このように２回の撮像によるエコーデータの収集が終わると、ホスト計算機６は演算ユニット１０に画像データの処理および表示を指令する。この一連の処理を図１４に示す。

まず、演算ユニット１０は、第１回目の撮像により収集・配置されたｋ空間上のエコーデータに３次元フーリエ変換を施して、実空間の絶対値画像データＩＭ１に再構成する（図１４、ステップ３１）。同様に、第２回目のイメージングスキャンによるそれについても、同様の再構成を実行して実空間の絶対値画像データＩＭ２に再構成する（ステップＳ３２）。

このように生成された肺野アキシャル像の画像データの信号値レベルを図１５（ａ），（ｂ）に模式的に示す（両者とも便宜的に２次元画像で示す）。同図（ａ）はＭＴパルスｏｆｆ時の画像ＩＭ１を示し、同図（ｂ）はＭＴパルスｏｎ時の画像ＩＭ２を示す。同図（ｂ）では、分割化したＭＴパルスの印加に伴うＭＴ効果によって信号値が低下しているが、その低下を実質部と血流とで比較した場合、実質部の低下の割合が血流のそれよりも大きい。そこで、同図（ｂ）では、低下割合が大きい実質部の部分にのみハッチングを付して模式的に表している。

この信号値レベルの低下割合の比較を図１６（ａ），（ｂ）によりさらに説明する。第１の画像データＩＭ１はＭＴパルス＝ｏｆｆであるので、肺野ＬＧの実質部および血流の信号値レベルは、同図（ａ）に模式的に示す如く、撮像状態で決まるレベルになる。これに対し、第２の画像データＩＭ２は、分割化した複数のＭＴパルスを印加したデータである。このため、肺野ＬＧの実質部は、血流よりもＭＴ効果を大きく受け、図１６（ｂ）に模式的に示す如く、その信号値の低下割合ΔＴは大きく、血流の低下割合ΔＢよりも大きくなる。この低下割合の差＝「ΔＴ−ΔＢ」が肺野ＬＧの実質部の画像データになる。

そこで、演算ユニット１０は、適宜な係数α（０＜α≦１）を用い、両方の画像データＩＭ１，ＩＭ２（絶対値データ）について画素毎に、
［数８］
ＩＭ１−α・ＩＭ２
の差分処理を実施する（図１４、ステップＳ３３）。この結果、図１５（ｃ）の画像データＩＭ３に模式的に示す如く（便宜的に２次元画像で示す）、肺野ＬＧの血流の信号値が差分によりほぼ相殺され、実質部が残る。

このように生成された３次元の実空間の画像データＩＭ３に対して最大値投影（ＭＩＰ）処理を実行し、２次元の画像データを作成する（図１４、ステップＳ３４）。この画像データは表示器１２に画像として表示される一方で、記憶ユニット１１に格納される。また３次元の画像データＩＭ３も同様に格納される（ステップＳ３５）。

以上のように、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、一方の撮像時に、分割化した複数のＭＴパルスを用いたので、静止または殆ど静止している肺野実質部に分割ＭＴパルスの和として効く、大きなＭＴ効果を与えることができる。このＭＴ効果による信号値の低下割合は、肺野血流のそれよりも確実に大きくなる。したがって、ＭＴパルスのオフ時の撮像画像との差分処理（単なる差分処理でも、重み付け差分処理でも可能）を行うことによって、肺野実質部を画像化できる。つまり、従来、ガス、造影剤、酸素などを使用しないで撮像することは不可能とされていた肺野の実質部を良好に画像化することができる。

このため、造影剤などを投与しなくても済むので、非侵襲に撮像でき、患者の精神的、体力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさからも解放されるとともに、造影剤法と違って、必要に応じて容易に繰返し撮像が可能になる。また、造影剤やガスを使用しないため、イメージングに要する検査コストの点でも有利である。

また、本実施形態では、傾斜磁場スポイラーパルスを、分割した複数のＭＴパルスの最終段に1回だけ印加し、その前に複数個のＭＴパルスのみを順次印加するようにしている。このため、ＭＴパルス間の待機時間を少なく（または殆ど零）できるので、ＭＴパルス相互間における磁化スピンの縦緩和の回復量も小さくなる。これにより、より大きな信号値を得ることができる。

さらに、繰返し時間ＴＲおよびエコー間隔を短く設定し、また、スライス方向を例えば患者の前後（前から背中に抜ける）方向にとることができる。これにより、全体のスキャン時間が短くなること、および、スライス方向の撮像長さが短くなってスライスエンコード回数が少なくて済むので、全体の撮像時間が従来のＴＯＦ法や位相エンコード法に比べて大幅に短縮される。これにより、患者の負担も少なく、患者スループットも上がる。

これに付随して、２回の撮像それぞれのスキャン（目的としたエコーデータ群を収集するための撮像）が１回の息止め可能期間内に終わることができるから、患者の負担も著しく少なくなる。

さらに、上述した実施形態の場合、各回の息止め期間に、目的としたエコーデータ群を収集するための撮像全体を終える。このため、肺などの周期的運動による体動アーチファクトの発生を抑制できるとともに、複数回にわたって息止め撮像をするときの患者の体自体の位置ずれに因る体動アーチファクトの発生も合わせて低減できる。これにより、アーチファクトのより少ない高品質の画像を提供できる。

さらに、ＥＣＧゲート法を併用しているので、心臓の動きに因る体動アーチファクトを殆ど排除した画像データを得ることもできる。

この実施形態に係る心電同期法はＲ派から遅延時間Ｔ_DLだけ遅らせた時相でスキャン開始する構成としたが、このスキャン開始の時相は個々の臨床上の要求に応じて、これ以外のタイミングに設定してもよい。

なお、上述した実施形態に記載の内容は、請求項記載の発明を実施するときの例示的な態様に過ぎず、当業者であれば本発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の態様に変更、変形して実施できることは勿論である。

１磁石
２静磁場電源
３傾斜磁場コイルユニット
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６ホスト計算機
７ＲＦコイル
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
１６音声発生器
１７ＥＣＧセンサ
１８ＥＣＧユニット

Claims

被検体の撮像領域のＭＲ像を得るＭＲＩ装置において、
前記撮像領域を規定する周波数とは異なる周波数でそれぞれ励起する複数個のＭＴパルスを印加するＭＴパルス印加手段と、
前記複数個のＭＴパルスを印加した後に傾斜磁場スポイラーパルスを印加するスポイラ印加手段と、
前記複数個のＭＴパルスおよび前記傾斜磁場スポイラーパルスを印加させない状態で第１のパルスシーケンスに基づいたスキャンを実行して前記撮像領域から第１のエコー信号を収集する第１の撮像手段と、
前記複数個のＭＴパルスおよび前記傾斜磁場スポイラーパルスをそれぞれ印加した後に第２のパルスシーケンスに基づいたスキャンを実行して前記撮像領域から第２のエコー信号を収集する第２の撮像手段と、
前記第１のエコー信号に基づく画像データと、前記第２のエコー信号に基づく画像データとを差分処理することで、前記ＭＲ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ＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記ＭＴパルス印加手段が印加する前記複数個のＭＴパルスは、スライス非選択的に印加されるＲＦパルスで構成したＭＲＩ装置。