JP6490889B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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とは、対象原子核スピンの集団が磁場中に置かれたときに、その固有の磁気モーメントと存在磁場強度とに応じた特定の周波数（共鳴周波数）で回転する高周波磁場に共鳴し、その緩和過程で信号（磁気共鳴信号）を発生する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を取得する方法である。

このような磁気共鳴イメージングにおいて、造影剤を用いずに血管又は組織への血液の供給状態を描出する撮像法がいくつかある。そのひとつに、反転パルスを印加することで関心領域の上流に存在する血液の磁化を選択的に反転させ、反転パルスにより標識化された血液が関心領域に流入する時間である一定の待ち時間後に収集した画像と、反転パルスを印加せずに収集した画像との差分画像を生成することにより、静止部の信号を効果的に抑制する撮像法がある。

M. Miyazaki, H. Isoda, "Non-contrast-enhanced MR angiography of the abdomen" European Journal of Radiology 80(2011)0-233

本発明が解決しようとする課題は、非造影撮像における描出能を向上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。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、画像生成部とを備える。前記シーケンス制御部は、流体が流入する関心領域を選択的に反転させる選択反転パルスを印加し、第１の待ち時間後に、領域を選択しない非選択反転パルスを印加し、第２の待ち時間後に、磁気共鳴信号を収集する、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケンスにおける前記選択反転パルスを前記非選択反転パルスに置き換えた第２のパルスシーケンスとを実行する。前記画像生成部は、前記第１のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第１の画像と、前記第２のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第２の画像とを差分することで、前記関心領域に流体が流入した画像を生成する。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図。 図２は、第１の実施形態が解決しようとする課題を説明するための図。 図３は、第１の実施形態が解決しようとする課題を説明するための図。 図４は、第１の実施形態におけるデータ収集を説明するための図。 図５は、第１の実施形態における画像差分を説明するための図。 図６は、第１の実施形態における撮像の処理手順を示すフローチャート。 図７は、第１の実施形態におけるイメージングスキャンを説明するための図。 図８は、第２の実施形態におけるイメージングスキャンを説明するための図。

以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」）を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、各実施形態において説明する内容は、原則として、他の実施形態においても同様に適用することができる。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す機能ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台１０５と、寝台制御部１０６と、送信コイル１０７と、送信部１０８と、受信コイル１０９と、受信部１１０と、シーケンス制御部１２０と、計算機１３０とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、シーケンス制御部１２０及び計算機１３０内の各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。

静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源１０２から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源１０２は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、ＭＲＩ装置１００は、静磁場電源１０２を備えなくてもよい。また、静磁場電源１０２は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられてもよい。

傾斜磁場コイル１０３は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及びＺの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向である。ここで、傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。

寝台１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａを備え、寝台制御部１０６による制御の下、天板１０５ａを、被検体Ｐが載置された状態で、傾斜磁場コイル１０３の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０５は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部１０６は、計算機１３０による制御の下、寝台１０５を駆動して天板１０５ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信コイル１０７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信部１０８からＲＦ（Radio Frequency）パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部１０８は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。例えば、送信部１０８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部等を有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。これらの各部の動作の結果として、送信部１０８は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０７に供給する。

受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、適宜「ＭＲ（Magnetic Resonance）信号」）を受信する。受信コイル１０９は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信部１１０へ出力する。

なお、上述した送信コイル１０７及び受信コイル１０９は一例に過ぎない。送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。

受信部１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。具体的には、受信部１１０は、受信コイル１０９から出力されるＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲデータを生成する。また、受信部１１０は、生成したＭＲデータをシーケンス制御部１２０へ送信する。なお、受信部１１０は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。

シーケンス制御部１２０は、計算機１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、送信部１０８及び受信部１１０を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信部１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信部１１０がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御部１２０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。

なお、シーケンス制御部１２０は、傾斜磁場電源１０４、送信部１０８及び受信部１１０を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信部１１０からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを計算機１３０へ転送する。

計算機１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、画像の生成等を行う。計算機１３０は、インタフェース部１３１、記憶部１３２、制御部１３３、入力部１３４、表示部１３５、及び画像生成部１３６を備える。

インタフェース部１３１は、シーケンス情報をシーケンス制御部１２０へ送信し、シーケンス制御部１２０からＭＲデータを受信する。また、インタフェース部１３１は、ＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを記憶部１３２に格納する。記憶部１３２に格納されたＭＲデータは、制御部１３３によってｋ空間に配置される。この結果、記憶部１３２は、ｋ空間データを記憶する。

記憶部１３２は、インタフェース部１３１によって受信されたＭＲデータや、制御部１３３によってｋ空間に配置されたｋ空間データ、画像生成部１３６によって生成された画像データ等を記憶する。例えば、記憶部１３２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。

入力部１３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力部１３４は、例えば、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、キーボード等の入力デバイスである。表示部１３５は、制御部１３３による制御の下、撮像条件の入力を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、画像生成部１３６によって生成された画像等を表示する。表示部１３５は、例えば、液晶モニタ等の表示デバイスである。

制御部１３３は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行い、撮像や画像の生成、画像の表示等を制御する。また、制御部１３３は、図１に示すように、撮像条件設定部１３３ａを有する。撮像条件設定部１３３ａは、撮像条件の入力をＧＵＩ上で受け付け、受け付けた撮像条件に従ってシーケンス情報を生成する。また、撮像条件設定部１３３ａは、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１２０へ送信する。例えば、制御部１３３は、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ等の集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵ等の電子回路である。

画像生成部１３６は、ｋ空間データを記憶部１３２から読み出し、読み出したｋ空間データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、画像を生成する。

続いて、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００が解決しようとする課題を説明する。造影剤を用いずに血管や臓器への血液の供給状態を観察する手法として、血液中の磁化を、反転パルス（以下、適宜「ＩＲ（Inversion Recovery）パルス」）等を用いて磁気的にラベリング（標識化）する撮像法があり、「ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）」等と呼ばれている。このような撮像法のひとつでは、反転パルスを印加することで関心領域の上流に存在する血液の磁化を選択的に反転させ、反転パルスにより標識化された血液が関心領域に流入する時間である一定の待ち時間後に収集した画像と、反転パルスを印加せずに収集した画像との差分画像が生成される。差分により静止部の信号が抑制されるので、関心領域内において、血管又は血液が流入した組織と、背景組織（血管又は血液が流入した組織以外の組織）とのコントラストを得ることが可能である。

図２及び図３は、第１の実施形態が解決しようとする課題を説明するための図である。図２の（Ａ）は、反転パルスを印加する収集を示し、（Ｂ）は、反転パルスを印加しない収集を示す。また、図２においては、各収集で実行されるパルスシーケンスと、このパルスシーケンスが実行された場合の血液の信号及び背景組織の信号それぞれの磁化の変化を示すグラフと、関心領域及びその上流領域における信号の変化を概念的に説明するための図とを並べて示す。なお、図２においては、関心領域を通過する血管の中を、上から下に血液が流れているものとする。また、図２においては、点線の領域を、関心領域及び撮像領域として示している。他の図も同様である。

例えば、シーケンス制御部１２０は、図２の（Ａ）に示すように、初期状態の時刻ｔ0に、一定の周波数帯域を有するＲＦパルスsＩＲと、図示しない傾斜磁場パルスとを印加することで、関心領域の上流領域に存在する組織の磁化のみを空間選択的に励起する。なお、「ｓＩＲ」は、selectiveＩＲの略であり、空間選択的に反転パルスが印加されることを示す。

関心領域の上流領域に存在する血液は、この反転パルスの印加を受けて、その磁化を＋Ｍｚから−Ｍｚ方向に１８０°回転させる。図２の（Ａ）において時刻ｔ0−及び時刻ｔ0＋の概念図に示されるように、関心領域の上流領域では、その信号が、正値から負値に変化する。

続いて、シーケンス制御部１２０は、図２の（Ａ）に示すように、ＲＦパルスｓＩＲを印加後、一定の待ち時間ＴＩ（Inversion Time）が経過した時刻ｔ1に、画像の再構成に必要なＭＲ信号のデータ（以下、単に「データ」と呼ぶ）を、少なくとも関心領域の一部を含む範囲の撮像領域から収集する。時刻ｔ0において磁化を反転させた血液は、待ち時間ＴＩの間に、関心領域に流入する。また、待ち時間ＴＩの間、関心領域の上流領域で反転した磁化は、血液及び組織の縦緩和時間Ｔ１の時定数で、元の状態＋Ｍｚ方向に向かって回復する。待ち時間ＴＩは、血液の信号の絶対値が小さい状態でデータが収集されるように設定される。例えば、血液の信号がゼロ近くになる時刻に画像コントラストに最も影響を与える低周波成分のデータが収集されると、血液の信号と背景組織の信号とのコントラストが良好になる。この結果、図２の（Ａ）における時刻ｔ1の概念図に示されるように、関心領域内では、血管のみが低信号になる。

なお、シーケンス制御部１２０は、データ収集については、撮像の目的に応じて、２次元又は３次元のスピンエコー法、グラディエントエコー法、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）法、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）法、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法等、既知の撮像法を利用することが可能である。また、シーケンス制御部１２０は、図２に示す１回の励起で画像の再構成に必要な全てのデータを収集できない場合には、同様のデータ収集を複数回に分割して、全てのデータを収集できるまで、この過程を複数回繰り返す。

また、シーケンス制御部１２０は、図２の（Ｂ）に示すように、反転パルスを印加せずに、図２の（Ａ）と同一の撮像領域からデータを収集する。この場合、関心領域の上流領域に存在する血液は反転パルスの印加を受けないため、図２の（Ａ）とは異なり、その磁化は、関心領域内の背景組織と同様に、＋Ｍｚのままである。

このように収集されたデータを、画像生成部１３６が、それぞれ再構成し、図３に示すように、反転パルスを印加しないで収集したデータから得られた画像（Ｂ）から、反転パルスを印加して収集したデータから得られた画像（Ａ）を減算する。この減算によって、関心領域内で静止している背景組織の信号はほぼゼロとなり、画像生成部１３６は、関心領域に流入してきた血液の信号が正の値を持ち、血管が白く描出される画像を得る。

なお、上述したように、シーケンス制御部１２０は、一度の励起で画像の再構成に必要な全てのデータを収集できない場合には、同様のデータ収集を複数回に分割して行うが、差分する２つのデータ収集の間の被検体の動きの影響をできるだけ減らすために、（Ａ）のパルスシーケンスと、（Ｂ）のパルスシーケンスとを、交互に、分割した回数実行することがある。

上述してきた撮像法は、画像間の差分を使用するため、仮に（Ａ）のデータと（Ｂ）のデータとを交互に収集する手法を用いたとしても、被検体の動きの影響を受け易いという欠点がある。一方で、背景組織の信号の抑制の程度は、組織の緩和時間や待ち時間ＴＩに依存しないという利点がある。特に、背景組織の信号抑制の程度が待ち時間ＴＩに依存しないという利点は、待ち時間ＴＩを変化させた複数の画像により関心領域への血液の流入過程を観察する場合に適している。

もっとも、この撮像法においてより広い範囲の血管又は血液の流入した組織を描出するためには、血液が関心領域に流入するための待ち時間ＴＩをできるだけ長く設定する必要がある。しかしながら、反転した血液の磁化は、反転パルスの印加からデータ収集までの待ち時間ＴＩの間に縦緩和により回復するため、待ち時間ＴＩを長く設定すると、血液の信号と背景組織の信号との信号差が減少し、血管又は血液の流入した組織と背景組織とのコントラストが低下してしまう。

そこで、第１の実施形態では、反転パルスの印加からデータ収集までの待ち時間を延長することで、血液が関心領域に流入する時間を延長し、結果として、より広い範囲の血管又は血液の流入した組織を描出することが可能になり、非造影撮像における描出能を向上することができる。以下では、この点について詳細に説明する。

図４は、第１の実施形態におけるデータ収集を説明するための図である。図４の（Ａ）及び（Ｂ）は、画像差分される２つの画像それぞれに対応するデータ収集を示す。また、図４においては、各収集で実行されるパルスシーケンスと、このパルスシーケンスが実行された場合の信号の磁化の変化を示すグラフと、関心領域及びその上流領域における信号の変化を概念的に説明するための図とを並べて示す。なお、図４においては、関心領域を通過する血管の中を、上から下に血液が流れているものとする。

例えば、シーケンス制御部１２０は、図４の（Ａ）に示すように、時刻ｔ0に、一定の周波数帯域を有するＲＦパルスsＩＲと、図示しない傾斜磁場パルスとを印加することで、関心領域に存在する組織の磁化のみを空間選択的に励起する。関心領域に存在する組織は、この反転パルスの印加を受けて、その磁化を＋Ｍｚから−Ｍｚ方向に１８０°回転させる。図４の（Ａ）において時刻ｔ0−及び時刻ｔ0＋の概念図に示されるように、関心領域では、その信号が、正値から負値に変化する。

時刻ｔ0にＲＦパルスsＩＲが印加された後、反転パルスの印加を受けていない上流領域の血液は、ＲＦパルスsＩＲの印加後、次に反転パルスが印加されるまでの待ち時間ＴＤ（Delay Time）1の間に、関心領域に流入する。すると、図４の（Ａ）において時刻ｔ1−の概念図に示されるように、関心領域では、流入した血液の信号が、高信号となる。

続いて、シーケンス制御部１２０は、図４の（Ｂ）に示すように、時刻ｔ1に、広い周波数帯域を有するＲＦパルスｎｓＩＲを印加することで、関心領域及びその上流領域を含む全領域を、非選択的に励起する。シーケンス制御部１２０は、このＲＦパルスｎｓＩＲを印加する際には、空間選択的な励起を行うための傾斜磁場パルスを印加しない。なお、「ｎｓＩＲ」は、non-selectiveＩＲの略であり、非選択的に反転パルスが印加されることを示す。

すると、時刻ｔ0でＲＦパルスｓＩＲの印加を受けていない関心領域外の組織の磁化、及び、関心領域外から流入してきた血液の磁化は、＋Ｍｚから−Ｍｚ方向に向き、時刻ｔ0でＲＦパルスｓＩＲの印加を受けた関心領域内の静止部の磁化は、−Ｍｚから+Ｍｚ方向に向く。即ち、関心領域の上流領域の磁化、及び、関心領域に流入した血液の磁化は、この反転パルスの印加を受けて、＋Ｍｚから−Ｍｚ方向に１８０°回転する。一方、関心領域に流入した血液を除く、関心領域の磁化は、−Ｍｚから+Ｍｚ方向に１８０°回転する。図４の（Ａ）において時刻ｔ1−及び時刻ｔ1＋の概念図に示されるように、関心領域では、流入した血液の信号が、低信号となる。

続いて、シーケンス制御部１２０は、図４の（Ａ）に示すように、ＲＦパルスｎｓＩＲを印加後、一定の待ち時間ＴＤ2が経過した時刻ｔ2に、画像の再構成に必要なデータを、少なくとも関心領域の一部を含む範囲の撮像領域から収集する。上流領域の血液は、この待ち時間ＴＤ2の間にも、上流から下流に向かって更に関心領域内に流入し続ける。また、待ち時間ＴＤ2の間、関心領域の上流領域で反転した磁化は、血液及び組織の縦緩和時間Ｔ１の時定数で、元の状態＋Ｍｚ方向に向かって回復する。待ち時間ＴＤ2は、血液の信号の絶対値が小さい状態でデータが収集されるように設定される。例えば、血液の信号がゼロ近くになる時刻に画像コントラストに最も影響を与える低周波成分のデータが収集されると、血液の信号と背景組織の信号とのコントラストが良好になる。この結果、図４の（Ａ）における時刻ｔ2の概念図に示されるように、関心領域内では、血管のみが低信号になる。

また、ここで、図２の（Ａ）と図４の（Ａ）とを比較すると、関心領域に流入する血液の範囲が、図４の（Ａ）の方が広く（長く）なっていることが分かる。これは、血液の信号の絶対値が小さい状態でデータが収集されるように設定された待ち時間ＴＤ2に加えて、図４の（Ａ）では、その前段階の待ち時間ＴＤ1の分、血液が関心領域に流入する時間が、延長されているからである。即ち、第１の実施形態においては、血液が関心領域に流入する時間を延長すべく、まず、関心領域に反転パルスを印加して、関心領域の静止部の信号と、関心領域に流入する血液の信号との間にコントラストをつける。この段階では、関心領域に流入する血液の信号の磁化は維持されるので、その後、待ち時間ＴＤ1経過後に、血液の信号を１８０°反転すれば、待ち時間ＴＤ2は、図２の（Ａ）の場合と同じ時間だけ、確保することができる。

即ち、第１の実施形態において、血液の信号が縦緩和で回復する時間は待ち時間ＴＤ2に相当する。よって、待ち時間ＴＤ2は、図２の待ち時間ＴＩで示した時間と同じ値に設定されればよい。一方、第１の実施形態では、血液が関心領域に流入する時間は、関心領域に対する選択的なＲＦパルスｓＩＲの印加から、それに続く非選択的なＲＦパルスｎｓＩＲの印加までの待ち時間ＴＤ1と、非選択的なＲＦパルスｎｓＩＲの印加からデータ収集までの待ち時間ＴＤ2との合計の時間「ＴＤ1＋ＴＤ2」となる。図２で示した撮像法と比べると、待ち時間ＴＤ1の分だけ血液が関心領域に流入する時間を長く設定できるため、その分広い範囲の血管を描出することが可能となる。

なお、シーケンス制御部１２０は、図２の場合と同様、データ収集については、撮像の目的に応じて、２次元又は３次元のスピンエコー法、グラディエントエコー法、ＳＳＦＰ法、ＦＳＥ法、ＥＰＩ法等、既知の撮像法を利用することが可能である。また、シーケンス制御部１２０は、図２の場合と同様、一度の励起で画像の再構成に必要な全てのデータを収集できない場合には、同様のデータ収集を複数回に分割して、全てのデータを収集できるまで、この過程を複数回繰り返す。

また、シーケンス制御部１２０は、図４の（Ｂ）に示すように、背景組織の信号を抑制するための差分用のデータを収集する。図４の（Ａ）と（Ｂ）とを比較すると分かるように、両者において、ＲＦパルス及びデータ収集のタイミングは同じであるが、（Ｂ）では、時刻ｔ0におけるＲＦパルスが、広い周波数帯域を有するＲＦパルスｎｓＩＲ1であり、傾斜磁場パルスの印加を伴わない点だけが異なる。時刻ｔ1に印加されるＲＦパルスｎｓＩＲ2は、（Ａ）において時刻ｔ1に印加されるＲＦパルスnsＩＲと同じである。

図４の（Ｂ）において各概念図に示されるように、ＲＦパルスｎｓＩＲの印加を受ける全ての組織の磁化は、血液、静止部にかかわらず、時刻ｔ0と時刻ｔ1とに２回反転する。

図５は、第１の実施形態における画像差分を説明するための図である。このように収集されたデータを、画像生成部１３６が、それぞれ再構成し、図５に示すように、非選択的な反転パルスを２回印加して収集したデータから得られた画像（Ｂ）から、選択的な反転パルスと非選択的な反転パルスとを組み合わせて印加して収集したデータから得られた画像（Ａ）を減算する。この減算によって、関心領域内で静止している背景組織の信号はほぼゼロとなり、（Ａ）において１回の反転パルスの印加しか受けていない関心領域に流入する血液の信号は正の値を持つため、画像生成部１３６は、血管が白く描出される画像を得る。

なお、第１の実施形態においても、シーケンス制御部１２０は、一度の励起で画像の再構成に必要な全てのデータを収集できない場合には、同様のデータ収集を複数回に分割して行うが、差分する２つのデータ収集の間の被検体の動きの影響をできるだけ減らすために、（Ａ）のパルスシーケンスと、（Ｂ）のパルスシーケンスとを、交互に、分割した回数実行することができる。

図６は、第１の実施形態における撮像の処理手順を示すフローチャートである。なお、一般的には、図６に示す処理の前に、操作者は、撮像条件入力用のＧＵＩ上で、撮像対象部位の血管像を得るための一連のプロトコル群（例えば、位置決め画像収集用のプロトコル、感度マップ撮像用のプロトコル、シミング撮像用のプロトコル、イメージングスキャン用のプロトコル等）を選択済みである。シーケンス制御部１２０は、選択された一連のプロトコル群に従って、図６に示す各種処理を実行する。

図６に示すように、シーケンス制御部１２０は、まず、位置決め画像の収集や、感度マップ撮像、シミング撮像等の各種準備スキャンを実行する（ステップＳ１）。

続いて、撮像条件設定部１３３ａが、反転パルスを選択的に印加する場合の印加領域や、関心領域を含む撮像領域、待ち時間ＴＤ1や、待ち時間ＴＤ2等の撮像条件の設定を受け付ける（ステップＳ２）。第１の実施形態において、ＲＦパルスｓＩＲの印加領域は、関心領域を含むように設定される。

例えば、撮像条件設定部１３３ａは、ステップＳ１で収集された位置決め画像をＧＵＩ上に表示し、操作者から、ＲＦパルスｓＩＲの印加領域及び撮像領域の設定を受け付ける。例えば、撮像対象部位が「腎臓」の場合、操作者は、関心対象の腎臓を含むようにＲＦパルスｓＩＲの印加領域を設定し、また、そのＲＦパルスｓＩＲの印加領域を含むように撮像領域を設定する。なお、ＲＦパルスｓＩＲの印加領域は、例えば、腎臓の上流に位置付けられる動脈を含まない位置に設定される。また、例えば、撮像対象部位が「肝臓」の場合、操作者は、関心対象の肝臓を含むようにＲＦパルスｓＩＲの印加領域を設定し、また、そのＲＦパルスｓＩＲの印加領域を含むように撮像領域を設定する。なお、ＲＦパルスｓＩＲの印加領域は、例えば、肝臓の上辺に位置付けられる大動脈を含まない位置に設定される。

また、例えば、撮像条件設定部１３３ａは、操作者から、待ち時間ＴＤ1や待ち時間ＴＤ2の設定を受け付ける。例えば、操作者は、待ち時間ＴＤ1については、どの程度、血管の描出範囲を広げたいかに応じて設定する。また、例えば、操作者は、待ち時間ＴＤ2については、血液の信号が縦緩和で回復する時間に基づいて、設定する。なお、これらの設定値は、操作者からの設定を受け付けることなく、イメージングスキャン用のプロトコルの初期値として予め組み込まれていてもよい。あるいは、待ち時間ＴＤ1を変えながら、複数の待ち時間ＴＤ1についてデータを収集する準備スキャンを実行し、その結果の画像や、信号の解析結果をＧＵＩ上に表示して、操作者に、適切な待ち時間ＴＤ1を選択させてもよい。

こうして、撮像条件の設定が終わると、シーケンス制御部１２０は、イメージングスキャンを実行する（ステップＳ３）。図７は、第１の実施形態におけるイメージングスキャンを説明するための図である。図７に示すように、例えば、シーケンス制御部１２０は、心電信号をトリガ信号として同期しながら、図４に示した（Ａ）のパルスシーケンスと（Ｂ）のパルスシーケンスとを交互に繰り返す。なお、図７では、３次元のデータを収集することを想定して、１スライスエンコード毎に、（Ａ）のパルスシーケンスと（Ｂ）のパルスシーケンスとの組み合わせを繰り返す例を示す。

図６に戻り、こうして、イメージングスキャンが実行され、撮像対象部位のボリュームデータが収集されると、画像生成部１３６は、収集されたボリュームデータから血管像を生成し、これを表示部１３５に表示する（ステップＳ４）。例えば、（Ａ）のパルスシーケンスに対応するボリュームデータと、（Ｂ）のパルスシーケンスに対応するボリュームデータとが収集されると、画像生成部１３６は、収集されたボリュームデータそれぞれを再構成する。そして、画像生成部１３６は、再構成された３次元画像同士の差分画像を算出することで目的の血管像を得て、これを表示部１３５に表示する。

上述してきたように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、関心領域を選択的に反転させる選択反転パルスｓＩＲを印加し、第１の待ち時間ＴＤ1後に、領域を選択しない非選択反転パルスｎｓＩＲを印加し、第２の待ち時間ＴＤ2後に、磁気共鳴信号を収集する、第１のパルスシーケンスと、第１のパルスシーケンスにおける選択反転パルスｓＩＲを非選択反転パルスｎｓＩＲに置き換えた第２のパルスシーケンスとを実行する。また、ＭＲＩ装置１００は、第１のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第１の画像と、第２のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第２の画像とを差分することで、関心領域に血液が流入した画像を生成する。このように、選択反転パルスの印加からデータ収集までの待ち時間を延長することで、血液が関心領域に流入する時間を延長し、結果として、より広い範囲の血管又は血液の流入した組織を描出することが可能になり、非造影撮像における描出能を向上することができる。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、ひとつの待ち時間を設定してひとつの画像を得る手法を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。第２の実施形態では、複数の待ち時間を設定し、同じ撮像領域の画像を複数得る手法を説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００と同様の構成を備える。

例えば、待ち時間ＴＤ1（ｋ）；１≦ｋ≦ｎにて、ｋが大きくなるにしたがって待ち時間ＴＤ1（ｋ）が長くなるような設定でｎ回の収集を行い、ｎ個の画像を得ると、kの増加、即ち待ち時間ＴＤ1（ｋ）の延長に伴って関心領域のより広い領域の血管を描出することになり、これらの画像を連続的に観察することにより、関心領域へ血液が流入する過程を、時系列的に把握することが可能になる。

図８は、第２の実施形態におけるイメージングスキャンを説明するための図である。例えば、シーケンス制御部１２０は、図８に示すように、待ち時間ＴＤ1の長さを変更しながら、複数の待ち時間ＴＤ1についてそれぞれ、（Ａ）のパルスシーケンスと（Ｂ）のパルスシーケンスとを実行し、その差分画像を得る。なお、シーケンス制御部１２０は、待ち時間ＴＤ1が異なる複数のパルスシーケンスを、例えば中断なく連続して実行してもよいし、あるいは、適宜中断しつつ実行してもよい。

図８に示すように、例えば、待ち時間ＴＤ1-1、待ち時間ＴＤ1-2、待ち時間ＴＤ1-3、待ち時間ＴＤ1-4を比較すると、徐々に待ち時間が長くなっていることが分かる。一方、待ち時間ＴＤ2は一定であるが、血液が関心領域に流入する時間は、待ち時間ＴＤ1と待ち時間ＴＤ2との合計の時間「ＴＤ1＋ＴＤ2」となるので、待ち時間ＴＤ1が長くなればなるほど、関心領域に流入する血液の長さも徐々に長くなる。なお、図８においては、ｋ＝１の場合及びｋ＝２の場合では、３ＲＲの間隔でデータを収集し、ｋ＝３及びｋ＝４の場合では、４ＲＲの間隔でデータを収集するといったように、待ち時間の延長に応じてＲＲ間隔も変える例を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ｋ＝１からｋ＝４の収集まで、いずれの場合も４ＲＲの間隔でデータを収集してもよい。

その後、このように収集されたデータを用いて画像生成部１３６が差分画像を生成し、待ち時間が異なる複数の画像群を連続再生する。例えば、画像生成部１３６は、図８に示す画像Ｉ１からＩ４を連続再生する。すると、観察者は、あたかも、動画再生を観察するように、関心領域へ血液が流入する過程を時系列的に把握することが可能になる。

なお、待ち時間が異なる複数のデータを収集する手法は、上述した手法に限られるものではない。上述では、待ち時間ＴＤ1（ｋ）；１≦ｋ≦ｎにてｋが大きくなるにしたがって待ち時間ＴＤ1（ｋ）が長くなるような設定でｎ回の収集を行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。シーケンス制御部１２０は、待ち時間ＴＤ2（ｋ）；１≦ｋ≦ｎにてｋが大きくなるにしたがって待ち時間ＴＤ2（ｋ）が長くなるような設定でｎ回の収集を行ってもよい。あるいは、シーケンス制御部１２０は、待ち時間ＴＤ1（ｋ）及び待ち時間ＴＤ2（ｋ）の両方について、ｋが大きくなるにしたがって長くなるような設定でｎ回の収集を行ってもよい。

また、例えば、シーケンス制御部１２０は、１ＴＲ（Repetition Time）の間に、待ち時間ＴＤ2が異なる１セグメント分のデータを複数収集し、複数のＴＲに分散して収集された各セグメント分のデータを集約することで、待ち時間ＴＤ2が異なる全体のデータを複数収集してもよい。

上述してきたように、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、第１の待ち時間ＴＤ1及び第２の待ち時間ＴＤ2の内少なくとも一方を変えながら、複数回、少なくとも（Ａ）のパルスシーケンスを実行し、複数回分のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号それぞれから再構成された複数の画像を用いて、関心領域における流体の流入状態を反映する時系列的な画像群を生成する。よって、このような画像群を観察する者は、関心領域へ血液が流入する過程を、時系列的に把握することが可能になる。

（その他の実施形態）
なお、実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

上述した実施形態においては、（Ａ）のパルスシーケンスにおいて、関心領域に対して選択反転パルスｓＩＲを印加する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、シーケンス制御部１２０は、（Ａ）のパルスシーケンスにおいて、関心領域の上流領域に対して、選択反転パルスｓＩＲを印加することもできる。

また、上述した実施形態においては、流体として血液を想定し、造影剤を用いずに血管又は組織への血液の供給状態を描出する撮像を想定したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、流体として、脳脊髄液（ＣＳＦ（Cerebrospinal Fluid））、リンパ液等を想定した場合にも、上述した実施形態を同様に適用することができる。

（具体的な数値、処理の順序）
また、上述した実施形態において例示した具体的な数値（例えば、心電同期のＲＲ間隔等）や処理の順序（例えば、図６に示す処理手順）は、一例に過ぎない。パルスシーケンスについても、任意に変更することができる。

（プログラム）
また、上述した実施形態の中で示した処理手順に示された指示は、ソフトウェアであるプログラムに基づいて実行されることが可能である。上述した実施形態で記述された指示は、コンピュータに実行させることのできるプログラムとして、磁気ディスク、光ディスク、半導体メモリ、又はこれに類する記録媒体に記録される。コンピュータは、この記録媒体からプログラムを読み込み、このプログラムに基づいてプログラムに記述されている指示をＣＰＵで実行させれば、上述した実施形態のＭＲＩ装置１００と同様の動作を実現することができる。また、コンピュータがプログラムを取得する場合又は読み込む場合は、ネットワークを通じて取得又は読み込んでもよい。

以上述べた少なくとも１つの実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、非造影撮像における描出能を向上することができる。

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同様に、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ものである。

１００ ＭＲＩ装置
１２０ シーケンス制御部
１３３ 制御部
１３３ａ 撮像条件設定部

Claims (3)

1. 流体が流入する関心領域を選択的に反転させる選択反転パルスを印加し、第１の待ち時間後に、領域を選択しない非選択反転パルスを印加し、第２の待ち時間後に、磁気共鳴信号を収集する、第１のパルスシーケンスと、前記第１のパルスシーケンスにおける前記選択反転パルスを前記非選択反転パルスに置き換えた第２のパルスシーケンスとを実行するシーケンス制御部と、
   前記第１のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第１の画像と、前記第２のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号から再構成された第２の画像とを差分することで、前記関心領域に流体が流入した画像を生成する画像生成部と
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第１の待ち時間と前記第２の待ち時間との和は、前記選択反転パルスにより標識化された前記流体が前記関心領域に流入する時間であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記シーケンス制御部は、前記第１の待ち時間及び前記第２の待ち時間の内少なくとも一方を変えながら、複数回、少なくとも前記第１のパルスシーケンスを実行し、
   前記画像生成部は、前記複数回分の第１のパルスシーケンスで収集された磁気共鳴信号それぞれから再構成された複数の第１の画像を用いて、前記関心領域における流体の流入状態を反映する時系列的な画像群を生成する請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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