JP4738540B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Description

本発明は、医用の磁気共鳴イメージングにおいて高周波の選択励起用インバージョン（反転回復：ＩＲ）パルスを用いて被検体の血管像やＣＳＦ（脳脊髄液）をイメージングするイメージング法に係る。特に、造影剤を投与しないが、あたかも造影剤を投与したかの如く、血流やＣＳＦの動態を擬似的に表示できる非造影磁気共鳴イメージングに関する。

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ＦＩＤ（自由誘導減衰）信号やエコー信号から画像を得る手法である。

この磁気共鳴イメージングの一つのカテゴリーとして、血液の動態を画像化するＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）が注目されている。

このＭＲＡでは、一般には、ＭＲＩにおける信号強度を大きく変化させる性質を有する造影剤を血管内が投与され、同一条件のスキャンを連続して行ない、血流の移動の様子を画像化する、造影ダイナミックＭＲアンギオグラフィ（以下、ＣＥ−ＤＭＲＡ：ｃｏｎｔｒａｓｔ ｅｎｈａｎｃｅｄ ｄｙｎａｍｉｃ ＭＲＡと呼ばれる）が採用されている（例えば非特許文献１参照）。

このＣＥ−ＤＭＲＡの撮像手順の概念的に図１２に示す。まず、造影剤を静脈に注入し、撮像領域に在る血管に造影剤が到達する時期から連続的にスキャンを行なう。同図（ａ）の曲線ＣＢは、撮像対象内の１点の位置における信号強度の時間変化を示す。同図（ｂ）に示す如く、造影剤注入時刻ｔ０から造影剤の到達点が撮像領域を横切り、全ての血管が描出されるのは、部位や撮像領域の大きさにも依り、一概には定義できないが、およそ３０秒から２分程度である。同図（ｂ）の期間ＰＤ１、ＰＤ２、…は、第１番目、第２番目、…のスキャン期間を表している。また、このスキャン期間ＰＤ１、ＰＤ２、…では所望の、例えば３次元パルスシーケンスが実行され、この実行に応じて発生するエコー信号が収集される。エコー信号は、そのスキャン毎に再構成して、同図（ｃ）に概念的に表す如く、例えば３次元画像データＤ１、Ｄ２、…に生成される。この画像データＤ１、Ｄ２、…は、例えばある視点からみたときの最大値を投影する処理（最大値投影処理）に付され、同図（ｄ）に概念的に表す如く、最大値投影像ＩＭｍａｘ１、ＩＭｍａｘ２、…に処理され、表示される。

このＣＥ−ＤＭＲＡで使用されるスキャン法は、主に、ＦＥ（フィールドエコー）法に基づくパルスシーケンスである。この一例を図１３に示す。同図に示す如く、高調波励起パルスＰ_ｅｘｔがスライス選択励起傾斜磁場Ｇｓ_ｓｅｌと共に印加され、エコー信号Ｓ_ｅｃｈｏがリード方向傾斜磁場Ｇｒの印加と共に受信される。図中、傾斜磁場Ｇｓ_ｒｅｗはスライス方向のリワインド傾斜磁場を示す。この一連の励起及び収集は、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの例えば強度を変更しながら、画像再構成に必要なエコーデータが揃うまで所定回数、繰返し時間ＴＲ毎に繰り返される。繰返し時間ＴＲは通常、３−１０ｍｓ程度である。

なお、図１３は２次元フーリエ法に基づく画像再構成に必要なパルスシーケンスで説明しているが、撮像目的によっては、３次元フーリエ法に基づく画像再構成であってもよい。その場合、各励起の繰返しにより位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの強度を変化させて一連のデータが収集されると、今度はスライス方向のリワインド傾斜磁場Ｇｓ_ｒｅｗの強度を変化させる。そして、再び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの強度変化に伴う一連のデータを収集する、という操作が、スライス方向のマトリクス数分、実行される。これにより、３次元フーリエ法に拠る画像再構成に必要な全データが収集される。

このようにＣＥ−ＤＭＲＡにおいて、再構成された時系列に沿った画像Ｄ_１、Ｄ_２、…、又は、その画像を最大値投影した画像ＩＭ_ｍａｘ１、ＩＭ_ｍａｘ２、…を時系列に表示・観察することで、血管ＢＶを流れる血液ＢＤの動的な挙動を把握することができる。この手法は、撮像対象において動きのある対象物、例えば撮像対象が人体のときには、ＣＳＦ（脳脊髄液）などの撮像に適用可能で、同様な処理を経てその挙動を観察可能である。なお、ＣＳＦを撮像対象とするときには、ハイドログラフィ（ｈｙｄｒｏｇｒａｐｈｙ）と呼ばれる。

一方、造影剤を投与しないで、インバージョン（ＩＲ）パルスにより局所的に動きのあるスピンに標識を付け、血管像を得る従来法が、非特許文献２で提案されている。この従来法に係るアンギオグラフィの概要を図１４に示す。同図（ａ）はＥＣＧ（心電図）同期法を併用するときのパルスシーケンスを、同図（ｂ）は撮像対象の各部におけるスピンの縦磁化の時間変化の様子を、同図（ｃ）は撮像断面と標識付け用（タグ用）インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}で励起される領域ＲＧ_Ａとの位置関係を示す。

同図（ａ）に示す如く、ＥＣＧ信号のＲ波から一定の時間経過後（但し、同図ではＲ波の直後に記載）に、フリップ角が１８０度のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が印加される。このとき、関心のある血管の撮像断面ＣＳへの流入元と思われる領域ＲＧ_Ａが選択的に励起されるように、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}のＲＦ周波数がその中心周波数からオフセット量Ｄｆだけシフトされ、このインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}と共に選択励起傾斜磁場Ｇｅが印加される。インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が印加された後、３００〜１０００ｍｓ程度の一定時間を置いた後、エコー信号を収集するためのパルスシーケンスＰ_ｓｅｑが実行される。このシーケンスは例えばＳＥ（スピンエコー）法で構成される。この一連の操作が１画面の再構成に必要な全てのエコーデータが収集できるまで繰り返される。エコーデータは再構成処理されて、血管像に生成される。このアンギオグラフィに使用可能なパルスシーケンスは、ＳＥ法に限らず、セグメント分割されたＦＥ法であってもよい。このセグメンティドＦＥ法は、一例として、非特許文献３で提案されている。

なお、非特許文献２には、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}で励起される一部領域ＲＧ_Ａの位置や幅を変更した複数の画像を収集し、それぞれの画像から差画像を作成する手法が述べられている。この差分演算により、血管以外の部分の信号を抑制し、血管の描出能を上げる、というものである。

さらに、造影剤を使用しないアンギオグラフィの他の例として、図１５（ａ）〜（ｃ）に説明する手法も知られている。同図の手法は、前述した図１４に示す手法と、非特許文献４に記載の手法とを組合せたものである。エコー信号を得るためのスキャン用パルスシーケンスＰ_ｓｅｑとしては、例えば高速ＳＥ（ＦＳＥ）法が用いられる。この図１５記載の手法は、図１４記載のものと同様であるが、インバージョンパルスの印加の点で異なる。つまり、撮像したい断面ＣＳ全体を励起するインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}を最初に選択的に印加し、この直後（例えば２〜１０ｍｓ後）に、図１４と同様に関心血管の流入元と思われる一部領域ＲＧ_Ａが選択励起されるように２番目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}が印加される。この第１番目及び第２番目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}及びＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の間の時間は、血流速度に比して極めて短いので、血管の原子核スピンからみた場合、ほぼ同じと見なすことができる。したがって、関心血管の原子核スピンは極めて短時間の内に、１８０度パルスの印加を２回受けるので、同図（ｂ）に示すように、縦磁化はほぼ初期状態に戻された状態で一部領域ＲＧ_Ａから撮像断面ＣＳに流れ出るから、組織よりも高信号の部分として描出される。なお、前述した図１４の手法が、血管の信号は組織のそれよりも低い値として画像化されることと対称を成す。

Ｍ．Ｐｒｉｎｃｅ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １９９４；１９１：１４４−１６４ 論文「"Ｃｏｎｓｉｄｅｒａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｃｅ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ ｂｙ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ"， Ｄ．Ｇ．Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ， Ｖｏｌ．７，４７２−４８４，１９８８」 論文「Ｆａｓｔ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ Ｕｓｉｎｇ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ"， Ｓａｍｕｅｌ Ｊ．Ｗａｎｇ ｅｔ ａｌ．， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ， Ｖｏｌ．２３，１０９−１２１，１９９２」 論文「Ｄ．Ｃｈｉｅｎ ｅｔ ａｌ．，"Ｈｉｇｈ Ｓｐｅｅｄ ｂｌａｃｋ ｂｌｏｏｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｖｅｓｓｅｌ ｓｔｅｎｏｓｉｓ ｉｎ ｔｈｅ ｐｒｅｓｅｎｃｅ ｏｆ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｆｌｏｗ"， Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｉｍａｇｉｎｇ， Ｖｏｌ．２（４），４３７−４４１，１９９２」、又は、「Ｓｉｍｏｎｅｔｔｉ Ｏ．Ｐ． ｅｔ ａｌ．， Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，１９９，４９，１９９６」

しかしながら、上述した造影剤を用いた従来のＣＥ−ＤＭＲＡ法の場合、造影剤は１回の検査中に１回（或は２回程度）しか注入できないため、注入された造影剤に拠り信号強度が変化している３０秒から２分程度の限られた時間内に全てのスキャンを完了させなければならない。原則として、十分な時間分解能を確保するには、１回のスキャン時間はなるべく短くする必要がある。その一方で、画像のＳ／Ｎはスキャン時間の平方根に比例するので、スキャン時間を短くすればするほど、Ｓ／Ｎは低下する。このため、従来法に拠れば、スキャンの時間分解能と空間分解能とはトレードオフの関係にあり、両者を共に飛躍的に高くすることはできない。

一方、前述した造影剤を投与しないＭＲアンギオグラフィの場合、前述した図１４又は図１５記載のパルスシーケンスの実行を通して得た複数の血管像の差分を演算し、背景となる血管以外の部分の信号を抑制することは述べられている。これにより、血管の描出能を上げることはできるが、血流の動態をダイナミックに捉える表示や観察の手法は提示されていない。血流の場合には、その描出能もさることながら、経時的にどのような挙動をとるかについての情報も極めて重要である。

本発明は、上述の従来課題に鑑みてなされたもので、従来法のスキャンに因る時間分解能と空間分解能とのトレードオフの関係を打破し、造影剤を投与することなく、時間分解能と空間分解能を共に非常に高いレベルまで引き上げた画像を提供することを、１つの目的とする。

また、造影剤を投与することなく、時間分解能と空間分解能を共に非常に高いレベルまで引き上げ、かつ、動く対象物の動態観察を可能にする画像を提供することを、別の目的とする。

本発明の原理は、被検体の撮像したい領域の少なくとも一部の領域に局所的に高周波のインバージョン（ＩＲ）パルスを印加し、その少なくとも一部の領域内に在るスピンの縦磁化を反転励起することでタグ（標識）付けする（ラベリングとも呼ばれる）。その一部領域の内、タグ付けされた静止部のスピンはそのままの位置に留まるが、動きのある対象物としての例えば血液のタグ付けされたスピンは、その後も血管に沿って流れ続ける。スキャンとしては、上述のインバージョンパルスを印加した後、一定時間が経過すると、撮像領域に対して所望のパルスシーケンスに拠るスキャンが開始され、エコー信号が収集される。このエコー信号に基づき撮像領域の画像を得る。この画像には、タグ付けされたまま撮像領域まで流れ出た血液などの信号がその他の部位とは異なるコントラストで反映されるので、血液などの動態情報を提供することができる。

以下の発明の構成で説明するように、一例として、タグ付けを行なってからエコー信号を収集するまでの時間、或いは、タグ付けを行なう一部領域の位置を撮像領域にて徐々に変更しながら、エコー信号が収集され、画像に生成される。かかる時間や位置の変更に対応して生成された複数枚の画像を順に観察することで、血液などの動きのある対象物の動態を擬似的に把握できる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング方法は、被検体内の動きのある撮像対象を標識付けするためのパルスを発信させる第１の工程と、前記第１の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を収集する第２の工程とを含む処理を、前記所定時間の時間幅を変更しながら複数回繰り返し、前記処理の繰り返しの毎に収集される前記エコー信号を用いて、異なる前記時間幅にそれぞれ対応した複数の画像を作成し、前記複数の画像を投影処理して複数の投影画像を作成し、前記複数の投影画像を動的に表示することを特徴とする。

例えば、タグ付けとして、前記撮像領域全体に印加するための別のインバージョンパルスを最初に発信し、その直後に前記タグ付けインバージョンパルスを発信してもよい。

また、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像を所定の順に連続的に表示できる。例えば、前記複数の画像は、前記一部の領域の空間位置の変更順に応じて連続的に表示される。

さらに例えば、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像から一定値の画素を投影した複数の投影画像を作成し、この複数の投影画像を所定の順に連続的に表示できる。

さらに、一例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像上で、前記一部の領域に対応する画像上の位置を求めて当該位置にマスキング処理を施し、このマスキング処理後の複数の画像から一定値の画素を投影した１つ又は複数の投影画像を作成し、この投影画像に表示するようにしてもよい。この場合、例えば、前記投影画像は複数作成され、この複数の投影画像が所定の順に連続表示される。

さらに、好適には、前記一定値の画素を投影する処理は、画素値の最大値又は最小値を投影する処理である。

さらに、別の例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像のそれぞれにおける前記一部の領域により２分割される分割領域の内の一方のみを連続的に表示してもよい。

さらに、別の例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像のそれぞれにおける前記一部の領域により２分割される分割領域の内の一方のみにマスキング処理を施すこともできる。このとき、好適には、前記マスキング処理を施した複数の画像を連続的に表示する。また、前記マスキング処理を施した複数の画像のそれぞれの少なくとも一部から一定値の画素を投影した１つ又は複数の投影画像を作成し、この投影画像を表示してもよい。例えば、前記マスキング処理は、前記撮像対象の動きの方向の上流側の分割領域に施される。

さらに、別の例として、前記タグ付けインバージョンパルスは、前記撮像対象の動きに比較して同時と見なすことができる微小時間毎に連続して発信する複数のインバージョンパルスから成り、これにより、各回のスキャン毎に、前記少なくとも一部の領域が複数設定される。このときの好適な一例として、前記複数のインバージョンパルス及びこのパルスと同時に発信する前記選択励起傾斜磁場の発信条件は、前記少なくとも一部の領域が前記撮像領域上に空間的に一定間隔で並び且つ各回のスキャン毎に相互にずれた位置になるように設定される。

また、選択励起傾斜磁場と共にタグ付けインバージョン（ＩＲ）パルスの条件を変更しながら被検体の撮像領域に当該傾斜磁場及びパルスを印加して当該撮像領域の一部の領域のスピンを反転後、一定時間が経過してからパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を受信する処理を複数回繰り返し、前記エコー信号から前記撮像領域内の動きのある撮像対象を各回毎に画像化し、この複数の画像上での撮像対象の表示具体から前記一部の領域の最適な位置及び大きさを決める前工程を含む態様を採ることもできる。例えば、前記前工程は、前記複数の画像を、変更される前記一部領域の大きさの順に連続表示する処理を含む。

さらに、被検体の撮像領域全体のスピンを反転させるために選択励起傾斜磁場と共に１個のインバージョンパルスを発信後、一定時間が経過してからパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を受信し、このエコー信号から前記撮像領域内の動きのある撮像対象を画像化するようにしてもよい。

また、被検体の撮像領域の少なくとも一部のスピンを反転させるタグ付けを行なうために選択励起傾斜磁場と共にインバージョンパルスの発信を含む処理を行い、このタグ付けに伴う前記撮像領域のエコー信号の変化を検出し、この信号変化に基づいて前記撮像領域内の動きのある撮像対象を画像化するようにしてもよい。例えば、前記撮像対象は、前記撮像領域を通る血流である。

本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の動きのある撮像対象に標識付けするためのパルスを発信させてから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を収集する処理を、前記所定時間の時間幅を変更しながら複数回繰り返す手段と、前記処理の繰り返し毎に収集される前記エコー信号を用いて、異なる前記時間幅にそれぞれに対応した複数の画像を作成する手段と、前記複数の画像を投影処理して複数の投影画像を作成し、前記複数の投影画像を動的に表示する手段とを備えたことを特徴とする。

本発明のＭＲイメージングによれば、従来のＭＲＡで問題となっていた、時間分解能と空間分解能との両立が図られ、共に高いレベルに保持でき、血液やＣＳＦのような流体の動態に関する詳細な情報を得ることができる。

さらに、本発明のＭＲイメージングの手法では、従来のＣＥ−ＤＭＲＡで必須であった造影剤の投与が不要になるので、非侵襲となり、被検者の精神的、物理的な負担を著しく軽減することができる。また、造影剤投与時のような撮像タイミングの認識に伴う煩わしさも不要で、検査の準備や手間が大幅に軽減される。しかも、造影剤を使用していないので、検査のやり直しにも容易に対応できる。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図。 第１の実施形態で使用する、タグ用インバージョンパルスが１個であるパルスシーケンス。 第１の実施形態における撮像領域とタグ領域の位置関係及びＭＲＡ像の生成手順を説明する図。 第２の実施形態で使用する、複数のタグ用インバージョンパルスを有するパルスシーケンス。 第２の実施形態における撮像領域とタグ領域の位置関係及びＭＲＡ像の生成手順を説明する図。 第３の実施形態で使用するパルスシーケンス。 第３の実施形態における動静脈分離に関する、撮像領域とタグ領域の位置関係及びＭＲＡ像の生成手順を説明する図。 第３の実施形態における動静脈分離に関する、撮像領域とタグ領域の位置関係及びＭＲＡ像の生成手順を説明する図。 第４の実施形態に係るプリスキャンで使用する、タグ用インバージョンパルスが１個であるパルスシーケンス。 第４の実施形態に係るプリンスキャンにおける、撮像領域とタグ領域の位置関係及びＭＲＡ像の生成手順を説明する図。 第５の実施形態に係るパルスシーケンス及び画像例を示す図。 従来技術としてのＣＥ−ＤＭＲＡを説明する図。 ＣＥ−ＤＭＲＡに用いるパルスシーケンスの例示する図。 従来のＭＲＡの一例をパルスシーケンスと共に説明する図。 従来のＭＲＡの別の一例をパルスシーケンスと共に説明する図。

以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づき説明する。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置を、図１〜３を参照して説明する。

このＭＲＩ装置は、特徴的には、造影剤を使用することなく、被検体内の動く対象物としての例えば血流の動態を表す擬似的なダイナミック画像を例えばシネモード画像として提示する非造影ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を実行する機能を有する。この非造影ＭＲＡを行なうパルスシーケンスには、選択励起の高調波反転回復（ＩＲ）パルスを用いる。

このＭＲＩ装置の概略構成を図１に示す。この装置構成は、後述する各実施形態で共通に使用可能なものである。

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、患者Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。

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。

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。

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が受信したエコー信号（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変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

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。

ホスト計算機６は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、図２に示すパルスシーケンスに基づいてイメージングスキャンを実施する。このイメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは２次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行われる。なお、このＥＣＧゲート法は場合によっては併用しなくてもよい。

このパルスシーケンスとしては、３次元（３Ｄ）スキャンまたは２次元（２Ｄ）スキャン）である。そのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）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）、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、などが用いられる。

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、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコー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。

また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータ（原データ又は生データ）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）にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に２次元又は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、必要に応じて、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できる。

この合成処理には、２次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、３次元データに対して視線方向の最大値又は最小値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）又は最小値（ＭＩＰ）投影処理などが含まれる。また、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エコーデータのまま１フレームのエコー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。

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、息止め開始及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、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なっている。

次に、図２〜３を参照して、本実施形態に係るＭＲＩ装置の動作を説明する。

図２には、本実施形態に係る非造影ＭＲアンギオグラフィで用いるパルスシーケンスを、図３には、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明する図を示す。なお、理解を容易にするため、この実施形態で行なう非造影ＭＲアンギオグラフィは、３回の２次元スキャンを行なって、連続する３枚の最終的な画像を得て、これらをシネ表示する。また、実際の画像では信号値が低い画素ほど暗く表示されるが、図２（ｂ）〜（ｄ）では、高信号に描出される部分ほど濃いハッチングで表し、低信号の描出領域は薄いハウジングで表す。

最初にパルスシーケンスを説明する。図２（ａ）〜（ｃ）に示すパルスシーケンスは、非常に短い時間（２〜１０ｍｓ）の間に２つのインバージョンパルスを印加する前述した図１５の手法に基づくパルス列である。具体的には、ＥＣＧ信号のＲ波に同期して（Ｒ波に対する遅延時間は任意）１回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が撮像したい領域ＣＳ（図３（ａ）参照）を含むように非選択的に印加される。

この後、血流速度から見た場合、同時であると見なすことができる、極めて短い時間が経過した後で、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}が選択励起傾斜磁場Ｇｅと共に印加される。この後、予め定めた一定のＴＩ時間（例えば６００ｍｓ）が経過すると、例えばＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスに基づくイメージングスキャンが撮像領域ＣＳに対して実行される。

なお、図２（ａ）〜（ｃ）の各パルスシーケンスは、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}に拠る選択励起位置、すなわち撮像領域ＣＳに対するタグ領域ＲＧ_Ａ（スピン反転領域）の空間的位置を変えるように構成されている点が相互に異なる。具体的には、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の搬送周波数のオフセット量Ｄｆが互いに変更されている。

そこで、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}によって選択的に励起されるタグ領域ＲＧ_Ａ（：ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３）は、選択励起傾斜磁場Ｇｅと周波数オフセット量Ｄｆの調整によって、最初には、図３（ａ）左欄の点線で如く、撮像対象である患者（被検体）における、撮像する領域ＣＳ（例えば断面）に流入する血液ＢＤの上流部分に設定される。

撮像時には、ホスト計算機６は、かかるタグ領域ＲＧ_Ａの設定位置の情報を含むパルシーケンス情報をシーケンサ５に送る。これに応答し、シーケンサ５は、与えられたパルスシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源４及び送信器８Ｔを駆動する。これにより、図２（ａ）のパルスシーケンスのパルス列を構成するパルスが時系列に印加される。

これにより、前述の図１５で説明した如く、最初のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}により撮像領域ＣＳ全体のスピンが１８０度、反転される。しかし、その後直ぐに印加される２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}により、選択されたタグ領域ＲＧ_Ａのスピンのみが再び１８０度反転（タグ付け）されて、ほぼ初期状態に戻される（図１５（ｂ）参照）。このスピンのフリップ角の戻り、すなわちタグ付けに拠り、前述の図１５（ｃ）に模式的に示す如く、両方のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}及びＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}で励起された部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生する。

この血液からのエコー信号を含む全体のエコー信号は、ＲＦコイル７を介して受信器８Ｒで受信され、エコーデータとしてシーケンサ５を介して演算ユニット１０に送られる。

演算ユニット１０は、このエコーデータを適宜な処理に付して２次元ｋ空間に配置する。このｋ空間全部がエコーデータで埋まると、演算ユニット１０は、そのエコーデータを２次元フーリエ変換し、図３（ｂ）左欄に示す如くの２次元の再構成画像ＩＭｒｅｃ１を得る。

この再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１から分かるように、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加するときにタグ領域ＲＧ_Ａ内にあった血液ＢＤは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域ＣＳ上において、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加した後、イメージング用のパルスシーケンスＰ_ｓｅｑを印加するまでの間にタグ領域から流れ出た分だけ部分的に高信号に描出される。また、タグ領域ＲＧ_Ａのうち、背景となる動きの無い組織の部分は、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。

この再構成が終わると、演算ユニット１０により、再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１の内、コントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図中、クロスハッチング部分ＭＧ_１はマスキング領域を示す。マスキング処理は、画像上のある範囲の画像値をある一定の画素値に書き換える処理である。マスキング処理により、図３（ｃ）左欄のように表される中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１が得られる。

上述した第１回目のスキャンと同様にして第２回目及び第３回目のスキャンも行なわれる。そして、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処理されて、図３（ｃ）の真中欄及び右欄に示す如く、マスキング処理を行った中間画像ＩＭ_ｉｎｔ２及びＩＭ_ｉｎｔ３が得られる。

ただし、第２回目及び第３回目のスキャンの場合には、２回目に選択的に印加するインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の印加位置は図３（ａ）〜（ｃ）の真中欄及び右欄に示す如く、血液の流れ方向に沿って少しずつ移動させるように、選択励起傾斜磁場Ｇｅ及びインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の搬送周波数（高周波）のオフセット量が変更されて、前述したパルスシーケンスが実行される。

なお、演算ユニット１０において実行される画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成の処理のタイミングは任意でよい。

このようにして中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２，ＩＭ_ｉｎｔ３が得られると、演算ユニット１０は、この画像を適宜に組み合わせて最大値投影処理を実行し、複数枚の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ１，ＩＭ_ｆｉｎ２，ＩＭ_ｆｉｎ３が生成される。この最大値投影処理の際、最初の中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１については、そのままマスキング領域を外して１番目の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ１として再記憶し、１番目及び２番目の中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２については、それら画像間の対応する２つの画素を相互に比較して大きい方を採ることで２番目の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ２が生成され、さらに、１番目、２番目、及び３番目の中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２，ＩＭ_ｉｎｔ３については、それらの対応する３画素を互いに比較して最大値を採ることで３番目の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ３が生成される。

この３枚の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ１，ＩＭ_ｆｉｎ２，ＩＭ_ｆｉｎ３は、表示器１２によって、シネモードの元に連続的に動画表示される。これにより、関心領域に流入する血液の流入状況（動態）をダイナミックに観察し、把握することができる。

とくに、血液の動態が時間的により短い場合でも同様のダイナミック観察を行うことができる。この場合、全体のスキャン時間は長くなるが、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加するタグ領域ＲＧ_Ａの空間的位置の移動量を小さくして、より多くの画像を収集すればよい。さらに、各画像の空間分解能を更に向上させたい場合、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加するタグ領域ＲＧ_Ａの空間的位置を変えずに、繰り返してスキャンすればよい。これにより、マトリクス数の多い、すなわち空間分解能が高い画像を得ることができる。さらに、Ｓ／Ｎの高い画像を得たい場合も同様に、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加する空間的位置を変えずにスキャンを繰り返し、加算回数の多いスキャンを行なえばよい。

つまり、前述した従来のＣＥ−ＤＭＲＡの場合（図１２参照）、造影剤に因って関心領域にて信号変化が起こる時間は一定であるため、スキャンの繰返し数などの撮像条件を変更すると、時間分解能が低下するという問題があったが、本実施形態によれば、インバージョンパルスによる反転励起を繰返し実行可能であるため、従来のような制約は無い。したがって、許される時間内で、空間分解能、時間分解能を自由に変更でき、かつ、その両方を共に向上させることができる。

この実施形態は、以下のように種々の変形が可能である。

例えば、上述のダイナミック表示法の他の例として、表示器１２に３枚の最終画像ＩＭ_ｆｉｎ１，ＩＭ_ｆｉｎ２，ＩＭ_ｆｉｎ３を単純に同時表示させ、読影者が目視によりそれらの画像を相互に比較するようにしてもよい。これにより、目視による血行動態の観察が可能になる。

また、本実施形態は血液を画像化するＭＲＡについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばＣＳＦなどについても同様に画像化できる。このＣＳＦの場合、インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜変更すればよい。

また、図２に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}とイメージングスキャンＰ_ｓｅｑとの間にて、撮像する断面に在る脂肪からの信号を抑える脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。

さらに、本実施形態は、前述した図１５の手法と同様にインバージョンパルスを２つ用いる手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図１４に示すように、インバージョンパルスを１つだけ用いる手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合の後処理は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を行なえばよい。

また、本実施形態で使用可能なパルスシーケンスは、上述したようにＦＳＥ法を使用する例に限らず、ＦＥ法、セグメンティドＦＥ法、ＳＥ法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成についても、上述した２次元スキャン及び２次元再構成に限定されるものでは無く、それらを３次元で行なってもよい。

さらに、上述した実施形態では、中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１〜ＩＭ_ｉｎｔ３から最大値投影処理を行なって最終画像ＩＭ_ｆｉｎ１〜ＩＭ_ｆｉｎ３を生成するようにしたが、これについても各種の変形が可能である。例えば、最大値投影処理を実行しないで、複数枚の中間画像をシネモードで順に表示させるだけであっても、血流の動態を観察することができる。また、中間画像を作成するためのマスキング処理を省いてもよい。

（第２の実施形態）
第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を、図４，５を参照して説明する。なお、これ以降の実施形態において、前述した第１の実施形態におけるのと同一又は同等の構成要素には同一符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。

この実施形態のＭＲＩ装置は、前述の図１５記載の手法に基づくＭＲＡを実施するものであるが、とくに、インバージョンパルスの印加からスキャンまで、すなわちイメージング用のスキャンを実行するまでの時間内に血液が移動する距離よりも広い範囲の血管像又は血流動態を表すシネ画像を収集することに特徴を有する。

このＭＲＩ装置のハードウエア的な構成は第１の実施形態のものと同一である。

図４には、本実施形態に係る非造影ＭＲアンギオグラフィ撮像で用いるパルスシーケンスを、図５には、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明する図を示す。この実施形態で行なう非造影ＭＲアンギオグラフィは、３回の２次元スキャンを行なって、１枚の広い範囲の最終的な血管像を得ものとする。

なお、図５（ｂ）〜（ｄ）では画素値の大小をハッチングの濃さで表しており、高信号に描出される部分ほど濃いハッチングで表している。

最初にパルスシーケンスを説明する。図４（ａ）〜（ｃ）に示すパルスシーケンスは、非常に短い時間（２〜１０ｍｓ）の間隔で４つのインバージョンパルスを印加する。具体的には、ＥＣＧ信号のＲ波に同期して（Ｒ波に対する遅延時間は任意）１回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が撮像したい領域ＣＳ（図５（ａ）参照）を含むように非選択的に印加される。この後、血流速度から見た場合、同時であると見なすことができる、極めて短い時間間隔で、２回目〜４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}が順次、選択励起傾斜磁場Ｇｅと共に印加される。このインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}の印加位置は、図５（ａ）左欄に示す如く、撮像領域ＣＳに流入する血液の上流部分から下流方向に向かって一定間隔で並ぶように、選択励起傾斜磁場Ｇｅとそれらのパルスの周波数のオフセット量Ｄｆが設定されている。このタグ領域間の血流走行方向における空間間隔は、第１の実施形態の場合とは異なり、インバージョンパルスが印加されてからスキャンが開始されるまでの間に血液が進む距離よりもやや長くなるように設定されている。なお、インバージョンパルス間の時間間隔は非常に短いので、これらの４個のインバージョンパルスは血流から見て同時と見なすことができる。

この一連のインバージョンパルスの印加の後、予め定めた一定のＴＩ時間（例えば６００ｍｓ）が経過すると、例えばＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスに基づくイメージングスキャンが撮像領域ＣＳに対して実行される。

なお、図４（ａ）〜（ｃ）の各パルスシーケンスにおいて、周波数のオフセット量Ｄｆがシーケンス毎に調整されている。これにより、２回目〜４回目のインバージョンパルスＰｉｎｖ−Ｂ〜Ｐｉｎｖ−Ｄに拠る３個の選択励起位置、すなわち撮像領域ＣＳに対するタグ領域ＲＧＡ〜ＲＧＣの空間的位置が図５（ａ）〜（ｃ）の左欄、真中欄、右欄に示す如く、互いに変更されている。

撮像が開始されると、第１の実施形態と同様に、シーケンサ５により、与えられたパルスシーケンス情報にしたがって図４（ａ）のパルスシーケンスが実行される。これにより、前述の如く、最初のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}及び２回目〜４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}の何れかで励起された部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生する。このエコー信号はエコーデータとして演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０は、このエコーデータを適宜な処理に付して２次元ｋ空間に配置し、このデータを２次元フーリエ変換する。これにより、図５（ｂ）左欄に示す如くの２次元の再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１を得る。

この再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１から分かるように、２回目〜４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}を印加するときにタグ領域ＲＧ_Ａ〜ＲＧ_Ｃ内にあった血液ＢＤは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域ＣＳ上において、２回目〜４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}を印加した後、イメージング用のパルスシーケンスＰ_ｓｅｑを印加するまでの間にタグ領域から流れ出た分だけ部分的に高信号に描出される。また、タグ領域ＲＧ_Ａ〜ＲＧ_Ｃのうち、背景の動きの無い組織の部分は、２回目〜４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}の何れかを受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。

この再構成が終わると、演算ユニット１０により、再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１の内、コントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図中、クロスハッチング部分ＭＧ_１１〜ＭＧ_２１はマスキング領域を示す。このマスキング処理により、図５（ｃ）左欄のように表される中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１が得られる。

上述した第１回目のスキャンと同様にして第２回目及び第３回目のスキャンも行なわれる。そして、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処理されて、図５（ｃ）の真中欄及び右欄に示す如く、マスキング処理を行った中間画像ＩＭ_ｉｎｔ２及びＩＭ_ｉｎｔ３が得られる。

ただし、第２回目及び第３回目のスキャンの場合には、２回目〜４回目に選択的に印加するインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}の印加位置は図５（ａ）〜（ｃ）の真中欄及び右欄に示す如く、血液の流れ方向に沿って少しずつ下流に移動させるように、選択励起傾斜磁場Ｇｅ及びインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}〜Ｐ_{ｉｎｖ−Ｄ}の周波数オフセット量Ｄｆが変更されて、前述したパルスシーケンスが実行される。

なお、演算ユニット１０において実行される画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成の処理のタイミングは任意でよい。

このように得られた中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２，ＩＭ_ｉｎｔ３は、演算ユニット１０により、最大値投影処理に付され、１枚の最終画像ＩＭ_ｆｉｎが生成される。この最終画像ＩＭ_ｆｉｎは表示器１２によって表示される。これにより、関心領域に流入する血液の流入状況（動態）を観察することができる。

このように、複数回行う各回のスキャンにおいて、２回目〜４回目のインバージョンパルスの印加時に複数のタグ領域ＲＧ_Ａ〜ＲＧ_Ｃに在った血液の移動分を同時に検出して、インバージョンパルス印加からスキャンまでの間に血流が移動する距離以上に広い範囲の血管像が得られる。これにより、１回のスキャンで設定する複数個のタグ領域の数（つまり２回目以降のインバージョンの印加数）、その幅（選択励起幅）、全体のスキャン回数などの条件を適宜に選択することにより、血流速度が遅い場合でも、少ないスキャン回数で、血流の全走行路を網羅した広い領域にわたって精細な血管像を提供できる。

この実施形態は、以下の変形も可能である。

上述した実施形態において得られた複数の中間画像ＩＭｉｎｔ１〜ＩＭｉｎｔ３から、マスキング処理を施していない残りの部分の画像Ｒ１〜Ｒ９を切り出し、例えばこの順に表示してもよい。

また、前述した図３（ｄ）に示した如く、最大値投影処理に付す元画像（ここでは中間画像）を増やしながら、複数枚の最大値投影画像を作成し、それらを適宜な順番に表示するようにしてもよい。これにより、擬似的に血流動態のダイナミック画像を提供することができ、血流の挙動の把握が容易化される。

さらに、本実施形態は血液を画像化するＭＲＡについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばＣＳＦなどについても同様に画像化できる。このＣＳＦの場合、インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜に変更すればよい。

また、図４に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、４回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｄ}とイメージングスキャンＰ_ｓｅｑとの間で脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。

さらに、本実施形態は、前述した図１５の手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図１４に示す手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を行なえばよい。

一方、本実施形態では、イメージング用のパルスシーケンスは、ＦＥ法、セグメンティドＦＥ法、ＳＥ法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成は３次元で行なってもよい。

（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態を図６〜８に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、流れの方向を分離して表す血管像を表示する機能に特徴を有する。

図６は、このＭＲＡで使用するパルスシーケンスを、図７は、紙面上方に流れる血流（例えば静脈ＢＤ_Ｖ）を描出する手法を、さらに、図８は、紙面下方に流れる血流（例えば動脈ＢＤ_Ａ）を描出する手法を夫々示す。

図６に示すパルスシーケンスは、２回目に印加するインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の周波数オフセット量Ｄｆの設定を除いて、前述した図２のものと同様に設定される。すなわち、一例としての合計３回のスキャンにおいて印加される２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}のオフセット量Ｄｆは＋極性の所定値、零、及び−極性の所定値に設定される。これにより、この３回のスキャンによって選択的に励起されるタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３の空間的位置は、図７（ａ）及び図８（ａ）に示す如く、撮像領域ＣＳ上で血流の流れ方向において対称的に上部、中間、及び下部の所定部位に位置し、且つ、相互に所定距離ずつ離して設定される。

いま、図７，８に示す如く、左右１本ずつ上下方向にて相互に反対向きに流れている２本の血管を含む撮像部位ＣＳの動静脈分離をしたＭＲ像を得るものとする。

最初に、静脈ＢＤ_Ｖを画像化する場合を図６，７に基づき説明する。図６（ａ）〜（ｃ）に示すパルスシーケンスがそれぞれ実行される。これにより、図７（ａ）の左欄、中央欄、右に示す如く、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}に拠る選択励起によって、血流走行方向に等距離ずつ離れ、且つ、対称な位置に在るタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３が励起される（タグ付けされる）。この選択励起を反映したエコー信号がそれぞれ収集される。

このエコー信号は、前述と同様に、デジタル量のエコーデータに処理され、演算ユニット１０により再構成される。この再構成画像を図７（ｂ）の画像ＩＭ_ｒｅｃ１，ＩＭ_ｒｅｃ２，ＩＭ_ｒｅｃ３として示す。

この再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１，ＩＭ_ｒｅｃ２，ＩＭ_ｒｅｃ３から分かるように、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加するときにタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３内にあった動脈ＢＤ_Ａ及び静脈ＢＤ_Ｖは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域ＣＳ上において、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を印加した後、イメージング用のパルスシーケンスＰ_ｓｅｑを印加するまでの間にそのタグ領域から流れ出た分（符号Ａ１〜Ａ３及びＶ１〜Ｖ３参照）だけ部分的に高信号に描出される。このとき流れ出る距離は、動脈及び静脈の流速に応じて差が生じる。

また、タグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３のうち、背景の動きの無い組織の部分は、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}を受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ａ}が印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。

この再構成が終わると、演算ユニット１０により、再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１，ＩＭ_ｒｅｃ２，ＩＭ_ｒｅｃ３の内、背景のコントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。すなわち、図７（ｃ）に示す如く、撮像領域ＣＳを二分するタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３のそれぞれを境にして、この各タグ領域ＲＧ_Ａ１（〜ＲＧ_Ａ３）を含む静脈上流側の部分がそれぞれマスキングされる。同図中、クロスハッチング部分ＭＧ_１〜ＭＧ_３はマスキング領域を示す。このマスキング処理により、図７（ｃ）左欄、中央欄、右欄のように表される中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１〜ＩＭ_ｉｎｔ３が得られる。

このように得られた中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２，ＩＭ_ｉｎｔ３は、演算ユニット１０により、最大値投影処理に付され、１枚の最終画像ＩＭ_{ｆｉｎ−Ｖ}が図７（ｄ）に示す如く生成される。この最終画像ＩＭ_{ｆｉｎ−Ｖ}は表示器１２によって表示される。これにより、関心領域を流れる静脈ＢＤ_ＶのＭＲＡ像を得ることができる。

一方、動脈ＢＤ_Ａを画像化する場合を図６，８に基づき説明する。このときも図６（ａ）〜（ｃ）に示すパルスシーケンスがそれぞれ実行される。これにより、静脈ＢＤ_Ｖのときと同様に、再構成画像画ＩＭ_ｒｅｃ１，ＩＭ_ｒｅｃ２，ＩＭ_ｒｅｃ３が得られ（図８（ｂ））、次いでマスキング処理に付される。この場合のマスキング処理は、静脈の場合とは反対に、図８（ｃ）に示す如く、撮像領域ＣＳを二分するタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３のそれぞれを境にして、この各タグ領域ＲＧ_Ａ１（〜ＲＧ_Ａ３）を含む動脈上流側の部分がそれぞれマスキングされる。

これにより作成された中間画像ＩＭ_ｉｎｔ１，ＩＭ_ｉｎｔ２，ＩＭ_ｉｎｔ３は次いで最大値投影処理に付され、動脈ＢＤ_Ａのみが現われたＭＲＡ像を表示することができる。

このように本実施形態によれば、エコー信号収集後の後処理において、マスキング処理の位置を変えるだけの簡単な方法により、動静脈を分離したＭＲＡ像を簡単に提供することができる。また、このＭＲＡ像を利用して、単純に、動静脈の走行方向を調べることもできる。

なお、この実施形態にあっても、マスキングされてできた残りの動静脈別の画像Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３を順に連続表示してもよいし、再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１，ＩＭ_ｒｅｃ２，ＩＭ_ｒｅｃ３を順に連続表示してもよい。これにより、動静脈の擬似的なダイナミック画像を観察することができる。

（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態を図９，１０に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、イメージングスキャン（本スキャン）を行うときにパルスシーケンスに用いるインバージョン（ＩＲ）より選択的に励起する厚さ（スライス厚又はスラブ厚）を最適値に設定するためのスキャン（プリスキャン）に関する。

前述した第２の実施形態に係る図４，５、又は、前述した図１４，１５に係るＭＲアンギオグラフィを実施するときに、撮像する断面や動態を観察しようとする血管に応じて血流の流入速度が変わることから、インバージョンパルスによって高信号化する部分の距離が短かったり、反対に長過ぎて別のインバージョンで励起されたタグ領域に高信号部分が残ったりして、画像合成やシネ画像表示に適さない場合もあり得る。本実施形態では、このような事態を確実に排除できるプリスキャンの手法を教示する。

このプリスキャンでは、インバージョンパルスによる励起厚さを段階的に変えながら連続的にスキャンを行って、最適な励起厚さ及び励起位置が求められる。

図９には、このプリスキャンに使用するパルスシーケンスの例を、図１０には、プリスキャンの手順を模式的に示す。

図９（ａ）〜（ｃ）は、１回目〜３回目までの３回のスキャンに用いるパルスシーケンスをそれぞれ表している。これらのパルスシーケンスにおいて、スキャンの度に、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の搬送周波数のオフセット量Ｄｆ及び選択励起傾斜磁場Ｇｅの強度の内、少なくとも一方が調整されている。これにより、図１０（ａ）の左欄、中央欄、及び右欄に示す如く、撮像する領域ＣＳに対して設定するタグ領域ＲＧ_Ａ（ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３）の厚さが徐々に厚くなるとともに、１回目〜３回目の何れのスキャンであっても、帯状のタグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３の血流下流側における境界位置が同じになるように位置選択される。つまり、スキャン回数が増えるにつれて、タグ領域ＲＧ_Ａ１〜ＲＧ_Ａ３の血流上流側における境界位置のみが変化して厚くなるように励起位置が設定されている。図９（ａ）〜（ｃ）のパルスシーケンスにおいて、その他のパルス列は前述したもとの同等である。

なお、このプリスキャンにおけるスキャンの回数、血流上流側の境界位置の変動幅などの条件は、撮像部位の血流速度とかかる変化幅の所望値とを含む条件を考慮して決定される。

プリスキャンとして、これらのパルスシーケンスを順次実行することにより、図１０（ａ）〜（ｃ）に示す如く、シーケンス毎に再構成画像ＩＭ_ｒｅｃ１〜ＩＭ_ｒｅｃ３が得られる。

そこで、例えば、操作者は、この一連の画像ＩＭ_ｒｅｃ１〜ＩＭ_ｒｅｃ３を目視観察して、目的とする撮像部位に最適と思われる、インバージョンパルスによる励起厚さ及び空間位置を決定する。このとき、かかる決定を容易にするため、一連の画像ＩＭ_ｒｅｃ１〜ＩＭ_ｒｅｃ３をタグ領域の厚さの順に連続表示するようにしてもよい。なお、上述の決定は、操作者のよる人為的判断に拠る手法のほか、血流の輪活抽出法など、適宜なアルゴリズムを用いて自動的に行うようにしてもよい。

以上のプリスキャンにより得られた励起厚さ及び空間位置の情報は、本スキャンのパルスシーケンスにおいて印加される２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}の搬送周波数及びこれと同時に印加される選択励起傾斜磁場の例えば強度に反映される。この結果、本スキャンにより得られるＭＲＡ像において、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}によりタグ付けされた血流部分の撮像長さと血流速度との関係が適正になり、的確な画像合成やシネ画像表示を行うことができる。

なお、上述の実施形態は血液を画像化するＭＲＡについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばＣＳＦなどについても同様に画像化できる。このＣＳＦの場合、タグ付け用インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜に変更すればよい。

また、図９に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、２回目のインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｂ}とイメージングスキャンＰ_ｓｅｑとの間で脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。

さらに、本実施形態は、前述した図１５の手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図１４に示す手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を後処理として行なえばよい。

一方、本実施形態では、イメージング用パルスシーケンスは、ＦＳＥ法に限らず、ＦＥ法、セグメンティドＦＥ法、ＳＥ法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成は３次元で行なってもよい。

（第５の実施形態）
本発明の第５の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。この実施形態は、選択励起に拠るタグ付け領域の別の例に関する。

図１１（ａ）には、このＭＲＩ装置で使用するパルスシーケンスの一例を示し、同図（ｂ）には、再構成画像の一例を示す。

このパルスシーケンスに拠れば、インバージョンパルスは１個のパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}のみを用いる。このパルスの搬送周波数と選択励起傾斜磁場Ｇｅは、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}により励起される領域ＲＧ_Ａは図１１（ｂ）に示す如く、撮像する領域ＣＳと同じになるように設定される。つまり、このインバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}はスピンを１８０度、反転させてタグ付けする機能を有するが、このタグ付けは、スキャン時に流入する新しい血流による高信号に対してコントラストを付けるため、領域ＲＧ_Ａのスピンを低信号化させる逆タグ付けの機能になる。図１１（ａ）に示す如く、インバージョンパルスは、かかるタグ付けのパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}のみが単独で印加される。その他のパルス列は前述した各実施形態のものと同じである。

このパルスシーケンスを実行してエコー信号が収集され、このエコー信号から図１１（ｂ）に例示する再構成画像ＩＭ_ｒｅｃが得られる。

したがって、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}により撮像領域ＣＳと同じ領域ＲＧ_Ａが逆タグ付けされ、その後、反転時間ＴＩの後に、スキャンが実行される。

このため、スキャン時には、インバージョンパルスＰ_{ｉｎｖ−Ｏ}により選択励起されなかった領域から、例えば動脈ＢＤ_Ａ及び静脈ＢＤ_Ｖが飽和されていないスピンとして撮像領域ＣＳに流入する。したがって、動脈ＢＤ_Ａ及び静脈ＢＤ_Ｖから高信号を得て、それらを確実に描出することができる。

とくに、動静脈では流速に速度差があるので、スキャン時に撮像領域ＣＳに流入する部分の長さは異なるのが通常である。このため、例えば静脈ＢＤ_Ｖの流入長さＬ分だけ、撮像領域ＣＳよりも静脈上流側に入り込んだ領域を選択励起するように設定することで、動脈ＢＤ_Ａのみを表示した画像を提示することができる。

なお、以上説明してきた全部の実施形態に共通の変形例として、同期法の手法がある。つまり、前述の各実施形態は心電同期法を前提としたＭＲイメージングを説明してきたが、この同期法に代えて、脳波同期法、呼吸同期法などを用いてもよい。また、同じ心電同期法であっても、脈波同期法（ＰＰＧ）を用いることもできる。

さらに、前述した各実施形態では、タグ付け用インバージョンパルスによる励起位置を変更することによって血液やＣＳＦの動態を表示する手法を教示してきたが、同期法で使用するトリガの発生から一連のインバージョンパルスの印加までの時間幅（遅延時間）を適宜に変更しながらスキャンを行うようにしてもよい。これにより得られた画像を適宜な順に表示したり、複数の最大値投影画像を作成し表示したりすることにより、心拍や呼吸に同期した撮像対象の周期的な動きを観察することができる。

更に、上述した各実施形態は種々の形態に展開できる。第１に、タグ付けインバージョンパルスの印加に伴って画像化される血流部分の転置は、血流の流速に応じて異なるので、この対応関係に基づき血流の流速を測定することができる。

第２に、タグ付けインバージョンパルスの搬送周波数のオフセット量と選択励起傾斜磁場の強度を適宜に可変することで、タグ領域を任意のスライス位置（スラブ位置）、スライス厚（スラブ厚）、又はオブリーク励起位置に設定することができる。

第３に、タグ付けインバージョンパルスによるスライス厚（スラブ厚）を可変することで、任意のスライス厚（スラブ厚）の血管を描出することができる。

第４に、タグ付けインバージョンパルスのフリップ角の好適な一例は１８０度であるが、このフリップ角は必ずしもこれに限定されない。この角度を１８０度未満の適宜な値に設定することで、より短いＴＩ時間で、信号低下させた領域の信号を収集して、スキャン時間全体を短縮させることができる。

なお、本発明は、代表的に例示した上述の実施形態及び変形形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形でき、それらも本発明の権利範囲に属する。

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
７ ＲＦ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

Claims (10)

1. 磁気共鳴イメージング装置の制御手段が当該装置の各部を制御して行う磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記被検体内の動きのある撮像対象を標識付けするためのパルスを発信させる第１の工程と、前記第１の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を収集する第２の工程とを含む処理を、前記所定時間の時間幅を変更しながら複数回繰り返し、
   前記処理の繰り返しの毎に収集される前記エコー信号を用いて、異なる前記時間幅にそれぞれ対応した複数の画像を作成し、前記複数の画像を投影処理して複数の投影画像を作成し、前記複数の投影画像を動的に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   作成された前記複数の投影画像を順に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記画像は、撮像領域内の動きのある撮像対象としての血流を描出する画像であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記画像は、撮像領域内の動きのある撮像対象としての脳脊髄液を描出する画像であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   最大値投影処理又は最小値投影処理を用いることで前記複数の投影画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記標識付けするためのパルスは、選択励起傾斜磁場と共に印加されるインバージョンパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
7. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記標識付けするためのパルスは、選択励起傾斜磁場と共に印加されるインバージョンパルス、および、撮像領域全体を含むように非選択的に印加されるインバージョンパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
8. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記標識付けするためのパルスは、撮像領域全体に対する非選択的なインバージョンパルスを伴わずに、選択励起傾斜磁場と共に印加されるインバージョンパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
   前記標識付けするためのパルスは、フリップ角が１８０°未満のインバージョンパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
10. 前記被検体内の動きのある撮像対象に標識付けするためのパルスを発信させてから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を収集する処理を、前記所定時間の時間幅を変更しながら複数回繰り返す手段と、
    前記処理の繰り返し毎に収集される前記エコー信号を用いて、異なる前記時間幅にそれぞれに対応した複数の画像を作成する手段と、
    前記複数の画像を投影処理して複数の投影画像を作成し、前記複数の投影画像を動的に表示する手段と
    を備えてい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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