JP5105952B2 - 磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、頭部などにおけるフロー強調画像を撮像するのに適する磁気共鳴画像診断装置に関する。

本出願人は、スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関するスピンをディフェーズさせることによって、フローまたはフローおよび磁化率の効果を精度良く描出することが可能な磁気共鳴画像診断装置を特許文献１として出願した。この磁気共鳴画像診断装置における撮像法を、以下においてはＦＳＢＢ（flow sensitive black blood）イメージングと称する。

ＦＳＢＢでは、動きを持つ血流などのフローのスピンの位相分散がより進むようになり、フローのスピンのベクトル和が小さくなる。すなわちフローの信号において振幅成分の減衰がより大きくなる。このため、フローの信号が抑制されて血管が低信号となった画像が得られる。一般的にディフェーズの程度を表す量としてｂ値が用いられ、その値は傾斜磁場波形ベクトルの積分の内積、すなわちテンソル量として以下の式の通り定義されている。

ここで、γはおよそ2π×42.6ＭＨｚ／Ｔの磁気回転比である。Ｇ(t)は傾斜磁場波形ベクトルであり、スライス、位相エンコード、リードアウトのそれぞれの軸においては、Ｇss、Ｇpe、Ｇroに対応する。ｂ値は、ディフェーズに伴う信号低下を表すものということで次のような関係がある。ディフェーズしない場合の信号をＳ(0)、ディフェーズをしたときの信号をＳ(b)とすると、組織ごとにある係数Ｄが存在し、Ｓ(b)＝Ｓ(0)・exp（−ｂＤ）でｂ値に応じた信号低下が起こると定義されている。
特願２００６−２４８４０２

このような性質から、ＦＳＢＢイメージングでは、血管の他に脳の石灰化がある部分が低信号となる。このため、ＦＳＢＢイメージングを穿通枝のような細い血管の描出に適用すると、脳の石灰化がある部分が血管に重なってしまった場合に当該血管の描出が不良となるおそれがある。このような石灰化の影響は、ＴＥ（エコー時間）を短縮することにより低減できることが知られている。図１３よび図１４はＴＥをそれぞれ40ms，20msとして撮像されたＦＳＢＢ画像の一例を示す図である。これらの図を比較すると、図１３のほうが図１４よりも石灰化が明確に描出されている。

しかしながらＦＳＢＢイメージングにおいては、血管の十分な描出には、ある一定以上のディフェーズ量が必要となる。しかしながら、一定以上のディフェーズ量を確保するためには、ＴＥが短い程に傾斜磁場の強度を増大させる必要があるため、ＴＥの短縮には制限があった。

ディフェーズ量を一定に維持するために必要な傾斜磁場強度は、例えば図１２に示すようにエンコードステップが進むにつれて低下する。このため、傾斜磁場強度は、最初のエンコードステップの時点で最大となる。所要のディフェーズ量を得るために必要な最大の傾斜磁場強度が図１２に実線で示すように磁気共鳴画像診断装置にて発生可能な強度（１００％）よりも大きい場合には、図１２に破線で示すように最大の傾斜磁場強度が発生可能な強度を上回らないように磁気共鳴信号を収集する全期間に渡って一律に傾斜磁場強度を低下させることが必要となる。このような場合には、所要のディフェーズ量を図１１に実線で示すように１００％とした場合に、実際に得られる最大のディフェーズ量が図１１に破線で示すように低下してしまう。ｂ値は傾斜磁場強度の２乗に比例するため、傾斜磁場強度の低下分よりも大きな低下がｂ値に生じている。

このようなディフェーズ量の制限から、ＴＥの短縮にも制限があり、ＴＥの短縮によって石灰化の影響を十分に低減することが困難であった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、石灰化した部分の影響を低減して血管を良好に描出できる磁気共鳴画像診断装置を提供することにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴画像診断装置は、静磁場中の被検体に対しスライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のそれぞれに沿ったスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加しつつ高周波パルスを印加することによって前記被検体で生じる磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記スライス軸、前記位相エンコード軸および前記リードアウト軸のうちの少なくとも１軸においてフローのスピンの位相分散を促進するためのディフェーズパルスを印加して前記スピンをディフェーズさせるとともに、前記ディフェーズパルスによるディフェーズ量を１枚の画像に関する前記磁気共鳴信号の収集途中に少なくとも１度は変化させつつ、グラディエントエコー系のパルスシーケンスにより前記収集手段を制御する本スキャン制御手段とを備える。

本発明によれば、石灰化した部分の影響を低減して血管を良好に描出できる。

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。

図１は本実施形態にかかる磁気共鳴画像診断装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図である。

このＭＲＩ装置１００は、被検体２００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および画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、シムコイル３、シムコイル電源４、天板５、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ（シーケンスコントローラ）１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００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が接続されている。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｈ₀を発生させる。この静磁場Ｈ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル３が設けられている。このシムコイル３は、ホスト計算機１６の制御下でのシムコイル電源４からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。

寝台部は、被検体２００を載せた天板５を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット６および傾斜磁場電源７を含む。傾斜磁場コイルユニット６は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット６は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル６ｘ，６ｙ，６ｚを備える。傾斜磁場電源７は、シーケンサ１０の制御の下で、コイル６ｘ、コイル６ｙおよびコイル６ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給す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軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれの傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス傾斜磁場Ｇss、位相エンコード傾斜磁場Ｇpe、および読出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇreから成る論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス、位相エンコードおよび読出しの各傾斜磁場Ｇss、Ｇpe、Ｇreは、静磁場Ｈ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを含む。ＲＦコイルユニット８は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８に接続さる。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、シーケンサ１０の制御の下で動作する。送信器９Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を生じさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット８に供給する。受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８が受信したエコー信号などの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、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してデジタルデータ（生データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を含む。

シーケンサ１０は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ１０は、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ１０のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御するとともに、受信器９Ｒが出力した生データを一旦入力し、これを演算ユニット１１に転送する。ここで、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７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

シーケンサ１０は、ＦＳＢＢイメージングを実現するように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御する機能を含む。すなわちシーケンサ１０は、スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関するスピンをディフェーズさせつつグラディエントエコー系のパルスシーケンスにより傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御する機能を備える。そしてシーケンサ１０は、このＦＳＢＢイメージングを実現するための制御の際に、少なくとも１軸に関するスピンについてのディフェーズ量を１枚の画像に関する磁気共鳴信号の収集途中に少なくとも１度は変化させる。

またシーケンサ１０は、ＦＳＢＢイメージングのための磁気共鳴信号の収集を行う本スキャンを行うのに先立って、同一スライスに関する磁気共鳴信号を収集する準備スキャンをディフェーズ量をそれぞれ異ならせて複数回行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御する機能を備える。

演算ユニット１１は、受信器９Ｒが出力した生データを、シーケンサ１０を通して入力する。演算ユニット１１は、入力した生データを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置し、このｋ空間に配置されたデータを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１１は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も必要に応じて実行可能である。この合成処理には、ピクセル毎にピクセル値を加算する処理や、最大値投影（ＭＩＰ）処理、最小値投影（ｍｉｎＩＰ）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た上で、これら複数フレームの生データを合成して１フレームの生データを得てもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、あるいは重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１２は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１３は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機１６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力器１４は、操作者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１４は、入力した情報をホスト計算機１６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。また入力器１４はホスト計算機１６の制御の下に、後述する準備画像の選択指示を入力する機能を備える。

音声発生器１５は、ホスト計算機１６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。

ホスト計算機１６は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の動作を実現するようにＭＲＩ装置１００の各部の動作を総括する。ホスト計算機１６は他に、次のような各種の機能を備える。この機能の１つは、複数回の準備スキャンによりそれぞれ収集された磁気共鳴信号に基づく複数の準備画像を演算ユニット１１に再構成させ、当該準備画像を表示器１３に表示させる。上記の機能の１つは、操作者が入力器１４にて選択指示した準備画像を再構成するために使用した磁気共鳴信号を収集した際のディフェーズ量として目標ディフェーズ量を設定する。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、ホスト計算機１６およびシーケンサ１０に出力する。この心電計測部としては、例えばベクトル心電計を用いることができる。この心電計測部によるセンサ信号は、被検体２００の心時相に同期したスキャンを実行するときにシーケンサ１０にて必要に応じて用いられる。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について説明する。なお、ＭＲＩ装置１００は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の撮像を行うことが可能であるが、これについての説明は省略する。そしてここでは、ＦＳＢＢイメージングにより穿通枝の画像を得るための動作について説明する。

図２はＦＳＢＢイメージングのためのホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳａ１乃至ステップＳａ４の処理ループにおいてホスト計算機１６は、変数ｉを１からｍまで１つずつ増加させながら、ステップＳａ２およびステップＳａ３の処理を繰り返す。

ステップＳａ２においてホスト計算機１６は、予め定められている値ｂ(i)をｂ値として設定する。値ｂ(i)としては、例えば0.1sec／mm²，1sec／mm²，4sec／mm²，16sec／mm²，32sec／mm²，64sec／mm²の各値がｂ(1)〜ｂ(6)として予め定められる。この場合には、変数ｍは「6」である。

ステップＳａ３においてホスト計算機１６は、１スライスを対象とした準備スキャンを行うようにシーケンサ１０に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０は、準備スキャンを行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御し、これにより受信器９Ｒにより受信される磁気共鳴信号を収集する。この準備スキャンは、ｂ値をステップＳａ２にて設定した値に固定した上で、スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関するスピンをディフェーズさせつつグラディエントエコー系のパルスシーケンスにより行われる。

かくして、ステップＳａ１乃至ステップＳａ４の処理ループが完了したとき、同一のスライスに関してｂ値をそれぞれ異ならせてｍ回の準備スキャンが行われ、それぞれ異なるｂ値に対応したｍ組の磁気共鳴信号が収集されたことになる。

続いてステップＳａ５においてホスト計算機１６は、準備画像を再構成するように演算ユニット１１に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、上記のｍ組の磁気共鳴信号に基づいてｍ枚の準備画像をそれぞれ再構成する。これにより、それぞれ異なるｂ値に対応したｍ枚の準備画像がそれぞれ得られることになる。そして準備スキャンにおいては、少なくとも１軸に関するスピンをディフェーズさせていることにより、磁気共鳴信号の強度は血管において低下しており、準備画像はＦＳＢＢ画像となる。

ステップＳａ６においてホスト計算機１６は、準備画像を表示器１３に表示させる。このとき、例えば図３に示すようにｍ枚の準備画像の全てまたは一部を一覧表示しても良いし、操作者により選択された１枚のみを表示しても良い。

図３からも分かるように、ｂ値が大きいほどＦＳＢＢ画像における血管の描出能が向上する一方で、アーチファクトが増加する傾向にある。また、ｂ値が同じであっても、被検体２００の状態に応じて血管の描出能が変化する。そこで操作者は、ｍ枚の準備画像を見比べて、最適な１枚の準備画像に関する選択指示を入力器１４にて行う。

ステップＳａ７においてホスト計算機１６は、上記の選択指示を入力器１４を介して入力する。

ステップＳａ８においてホスト計算機１６は、選択指示された準備画像に対応するｂ値ｂ（ｉ）として目標ｂ値を設定する。

ステップＳａ９乃至ステップＳａ１５の処理ループにおいてホスト計算機１６は、変数ｊを１からｎまで１つずつ増加させながら、ステップＳａ１０乃至ステップＳａ１４の処理を繰り返す。なおｎは、１スライス分の磁気共鳴信号を収集するための位相エンコードのステップ数であり、例えば「256」である。

ステップＳａ１０においてホスト計算機１６は、ｊ番目の位相エンコードステップにおいて目標ｂ値を達成するための位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度Ｇpe(j)を算出する。

ステップＳａ１１においてホスト計算機１６は、強度Ｇpe(j)が位相エンコード傾斜磁場の上限強度Ｇpe_max以上であるか否かを判定する。なお、上限強度Ｇpe_maxは、コイル６ｘ，６ｙ，６ｚおよび傾斜磁場電源７の性能から決まる。強度Ｇpe(j)が上限強度Ｇpe_max以上であるならば、ホスト計算機１６はステップＳａ１２において、上限強度Ｇpe_maxに基づいて位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度を設定する。すなわちホスト計算機１６はまず、位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度として上限強度Ｇpe_maxの値を設定した場合のｂ値を計算する。そして、その計算したｂ値をエンコードステップでのディフェーズ量として再設定し、そのｂ値のもとでの強度Ｇpe(j)を改めて算出し、これにより算出される値を位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度として設定する。これに対して傾斜磁場強度Ｇpe(j)が上限強度Ｇpe_max以上ではないならば、ホスト計算機１６はステップＳａ１３において、ステップＳａ１０で算出した強度Ｇpe(j)の値を位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度として設定する。

ステップＳａ１４においてホスト計算機１６は、第ｊエンコードステップに関する磁気共鳴信号の収集を行うようにシーケンサ１０に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０は、第ｊエンコードステップに関する磁気共鳴信号の収集を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御し、これにより受信器９Ｒにより受信される磁気共鳴信号を収集する。この磁気共鳴信号の収集は、位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度をステップＳａ１２またはステップＳａ１３にて設定した値として、位相エンコード軸のうちのスピンをディフェーズさせつつグラディエントエコー系のパルスシーケンスにより行われる。

かくして、ステップＳａ９乃至ステップＳａ１５の処理ループが完了したとき、１スライスについてのｎ位相エンコードステップ分の磁気共鳴信号が収集されたことになる。この磁気共鳴信号の収集が本スキャンである。目標ｂ値を達成するための傾斜磁場強度の変化が図４の破線で示す状態であるならば本スキャンにおける位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度の変化は図４に実線で示す状態となる。そしてこの結果、本スキャンにおけるｂ値の変化は、図５に実線で示す状態となる。すなわち、ｂ値は最初の位相エンコードステップでは目標ｂ値よりも小さくなっているが、位相エンコードステップが進むにつれて徐々に増加するように変更され、目標ｂ値に到達した後には目標ｂ値に固定される。

従来より、ｂ値はスキャン中においては変化させないことが常識であった。これは、ｂ値を入力パラメータとして設定するスキャンがディフェーズがディフュージョン撮像のために利用されることが一般的であり、拡散係数の計算のためにはｂ値が一定であるほうが都合が良いからである。しかしながら本実施形態においては、このような常識に反して、本スキャンの途中にｂ値を変化させている。

なお、図示は省略するが、複数スライスについて、あるいは３Ｄ撮像などで複数回スライスエンコードを行うような本スキャンを行う必要があるならば、各スライス、あるいは各スライスエンコードステップに関してステップＳａ９乃至ステップＳａ１５の処理ループを実行する。このときにスライス傾斜磁場Ｇssは、従来のようにｂ値を一定とするように定めても良いし、位相エンコード傾斜磁場Ｇpeの強度と同様な手法により定めても良い。

通常は、エンコードステップ毎に傾斜磁場強度の変わるスライス方向あるいは位相エンコード方向のいずれかのエンコードステップにおいて傾斜磁場強度が上限強度を超え、エンコードステップ毎に傾斜磁場強度の変わらないリードアウト方向では傾斜磁場強度は上限強度を超えない、という場合が多い。このため、例えばリードアウト方向に関してはディフェーズ量を固定とし、スライス方向と位相エンコード方向では傾斜磁場強度が上限強度を超えるエンコードステップに関してのみ傾斜磁場強度が上限強度になるようディフェーズ量を変更するのが望ましい。

図６は本実施形態の本スキャンの際のパルスシーケンスの一例を示す図である。このパルスシーケンスは、図７に示した従来のＦＳＢＢイメージングのパルスシーケンスと基本的には同様なシーケンスになっているが、位相エンコード傾斜磁場Ｇpeおよびスライス傾斜磁場Ｇssの強度が、図６に模式的に示すようにエンコードステップ毎に変わっている。

なお、図６においては１ＴＥに相当する期間のみを図示しているが、このシーケンスをベースとするスピンワープ（spin warp）法、エコープラナー法、エコーシフト法およびマルチエコー法のいずれの方法も適用が可能である。ちなみにスピンワープ法は、ＴＥよりも長い繰り返し周期ＴＲ毎にＲＦ励起とエコー信号の収集とを繰り返す。エコープラナー法は、繰り返し周期ＴＲ毎の１度のＲＦ励起に対して、ｋ空間の複数のラインに関するエコー信号を収集する。エコーシフト法は、ＴＥよりも短い繰り返し周期ＴＲ毎にＲＦ励起とエコー信号の収集とを繰り返す。すなわち、あるＴＲにおけるＲＦ励起に対応するエコー信号を、同一内ではなく次以降の周期にて収集する。マルチエコー法は、繰り返し周期ＴＲ毎の１度のＲＦ励起に対して、複数の画像についてのｋ空間の同一ラインに関するエコー信号を収集する。

ステップＳａ１６においてホスト計算機１６は、上記のようにして収集したデータに基づく画像再構成を行うように演算ユニット１１に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、例えば周知の手法によって画像再構成を行う。この画像再構成により、振幅画像、位相画像および３Ｄ（３次元）ボリュームデータが得られる。

ステップＳａ１７においてホスト計算機１６は、再構成された画像に関する補間を行うように演算ユニット１１に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、例えば周知の手法によって補間処理を行う。この補間は、省略することもできる。

ステップＳａ１８においてホスト計算機１６は、合成画像作成を行うように演算ユニット１１に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、例えば周知の手法によって振幅画像と位相画像との合成画像を作成する。この振幅画像作成は、省略することもできる。

ステップＳａ１９においてホスト計算機１６は、表示画像作成を行うように演算ユニット１１に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、例えば周知の手法によって表示用の画像を作成する。この表示画像作成は、血管を連続した管として表現するために行われる。この表示画像作成の手法としては例えば、最大値投影処理（ＭＩＰ）、最小値投影処理（ｍｉｎＩＰ）、あるいは加算投影などの投影処理が適用できる。表面を抽出するなどしてボリュームレンダリングやサーフェスレンダリングを適用することも可能である。あるいは、原画像信号を見たい場合は、断面変換（ＭＰＲ）も適用可能である。

ステップＳａ２０においてホスト計算機１６は、ステップＳａ１９で作成された表示用の画像や、振幅画像、あるいは位相画像などを、操作者の指示に応じて表示器１３に表示させる。

以上のように本実施形態によれば、最初の位相エンコードステップではディフェーズ量を目標ｂ値よりも小さく抑えるものの、位相エンコードステップが進むにつれてディフェーズ量を目標ｂ値まで徐々に増加するように変更しているので、図１１に破線で示したようにディフェーズ量を設定する場合に比べてディフェーズ量を大きくすることができ、血管の描出能が向上する。図８および図９は穿通枝描出を目的に、ｂ値以外の条件を同じにして撮像した頭部の画像例を示す図である。図８はリード方向についてのｂ値を一律1sec／mm²、スライスエンコード方向と位相エンコード方向では、単純にエンコードステップの前半の部分のｂ値を0.3sec／mm²、後半の部分のｂ値を1sec／mm²としたものである。図９は全ての方向と全エンコードステップにわたってｂ値を0.3sec/mm²としたものである。図８における領域Ａ１，Ａ２においては、図９における領域Ａ３，Ａ４に比べて穿通枝の描出能が向上していることが分かる。

なお本実施形態では図８の画像例を得た場合のような単純な変化ではなく、ｂ値を各エンコードステップにおいて取り得る最大の値となるように変化させているので、さらに穿通枝の描出能が高い。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

全エンコードステップの中で最大となる傾斜磁場強度は、上限強度よりも小さく設定しても良い。

傾斜磁場強度は、図８に示した画像例を得る条件のようにｂ値を１回だけ変化させるように設定しても良い。

目標ｂ値は、操作者が直接的に指定する値として設定することとしても良い。

目標ｂ値は、各ディフェーズ量ごとにおける頭部のＳＮＲ（signal-to-noise ratio）を自動的に計測し、このＳＮＲが最大となるｂ値として設定しても良い。

準備スキャンは、必ずしも本スキャンと同じ時間をかける必要はなく、血管描出の程度を簡単に視覚的に判断するために、エンコード数を減らしたり、あるいは２Ｄのスキャンで１枚だけスライスを撮るなどして、本スキャンより短い時間で行うようにしても良い。

ディフェーズ量を変動させるのとは別の方法の準備スキャンを行ってもよい。例えば図１０に示すような画像が得られるフェーズコントラスト法による撮像を準備スキャンとして用いても良い。フェーズコントラスト法とは、スピンの位相情報から血流を画像化する手法である。傾斜磁場印加後に生じるスピンの位相のずれは、印加した傾斜磁場強度の強さと印加時間およびスピンの速度に依存する、すなわちスピンの位相は傾斜磁場と速度の関数になるため、スピンの位相情報から血流速度を算出できるのがフェーズコントラスト法の特長の一つである。このことより、描出したい血流の中で最も流速の遅いものに対して、血管が十分低信号となるのに必要な位相分散を起こすｂ値として目標ｂ値を設定することができる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

本発明の一実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図。 ＦＳＢＢイメージングのための図１中のホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャート。 準備画像を図１中の表示器１３にて表示するための表示画面の一例を示す図。 本発明の一実施形態における傾斜磁場強度のエンコードステップ毎の変化の状態を示す図。 本発明の一実施形態におけるｂ値のエンコードステップ毎の変化の状態を示す図。 本発明の一実施形態における本スキャンの際のパルスシーケンスの一例を示す図。 従来のＦＳＢＢイメージングのパルスシーケンスの一例を示す図。 穿通枝描出を目的にｂ値を変化させつつ撮像した頭部の画像例を示す図。 穿通枝描出を目的に一律のｂ値で撮像した頭部の画像例を示す図。 フェーズコントラスト法による撮像される画像の一例を示す図。 従来のｂ値の設定状況の一例を示す図。 ｂ値を一定に維持するために必要な傾斜磁場強度の変化を示す図。 ＦＳＢＢ画像の一例を示す図。 ＦＳＢＢ画像の一例を示す図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…シムコイル、４…シムコイル電源、５…天板、６…傾斜磁場コイルユニット、６ｘ，６ｙ，６ｚ…コイル、７…傾斜磁場電源、８…ＲＦコイルユニット、９Ｒ…受信器、９Ｔ…送信器、１０…シーケンサ、１１…演算ユニット、１２…記憶ユニット、１３…表示器、１４…入力器、１６…ホスト計算機、１００…磁気共鳴画像診断装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。

Claims (9)

1. 静磁場中の被検体に対しスライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のそれぞれに沿ったスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加しつつ高周波パルスを印加することによって前記被検体で生じる磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
   前記スライス軸、前記位相エンコード軸および前記リードアウト軸のうちの少なくとも１軸においてフローのスピンの位相分散を促進するためのディフェーズパルスを印加して前記スピンをディフェーズさせるとともに、前記ディフェーズパルスによるディフェーズ量を１枚の画像に関する前記磁気共鳴信号の収集途中に少なくとも１度は変化させつつ、グラディエントエコー系のパルスシーケンスにより前記収集手段を制御する本スキャン制御手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴画像診断装置。
2. 前記制御手段は、前記スライス軸、前記位相エンコード軸および前記リードアウト軸のうちの複数軸に関するスピンをディフェーズさせるとともに、これら複数軸のうちの一部のみに関するスピンについてのディフェーズ量を変化させることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
3. 前記制御手段は、前記ディフェーズ量を、予め定められた目標ディフェーズ量を達成するために必要な傾斜磁場強度が基準強度を超える場合には前記基準強度以下の傾斜磁場強度により得られる量としておき、前記目標ディフェーズ量を達成するために必要な傾斜磁場強度が前記基準強度を超えなくなったのちに前記目標ディフェーズ量に変化させることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
4. 前記制御手段は、前記ディフェーズ量を前記目標ディフェーズ量に変化させるまでは、前記ディフェーズ量を前記基準強度の傾斜磁場強度により得られる量とすることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴画像診断装置。
5. 前記制御手段は、前記目標ディフェーズ量を達成するために必要な傾斜磁場強度が前記基準強度を超えなくなった時点で前記前記ディフェーズ量を前記目標ディフェーズ量に変化させることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴画像診断装置。
6. 前記目標ディフェーズ量を設定する設定手段をさらに備えることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴画像診断装置。
7. 前記ディフェーズ量の変化を伴っての磁気共鳴信号の収集を行う本スキャンを行うのに先立って、同一スライスに関する前記磁気共鳴信号を収集する準備スキャンをディフェーズ量をそれぞれ異ならせて複数回行うように前記収集手段を制御する準備スキャン制御手段と、
   前記複数組の磁気共鳴信号に基づいて前記複数のディフェーズ量のそれぞれに対応した複数の準備画像をそれぞれ再構成する手段とをさらに備え、
   前記設定手段は、前記複数の準備画像のうちの１つを選択して、当該選択した前記準備画像が対応するディフェーズ量として前記目標ディフェーズ量を設定することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴画像診断装置。
8. 前記複数の準備画像を表示する手段と、
   前記複数の準備画像のうちの１つの選択指示を入力する手段とを具備し、
   前記設定手段は、前記選択指示に応じて前記複数の準備画像のうちの１つを選択することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴画像診断装置。
9. 前記準備スキャン制御手段は、前記準備スキャンの１回を前記本スキャンよりも高速に行わせることを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴画像診断装置。

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