JP6529774B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。

ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内部の情報を画像化するための装置である。磁気共鳴血管造影（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ：ＭＲＡ）画像における背景信号を減少させる方法の一つとして、ＱＩＳＳ法（Ｑｕｉｅｓｃｅｎｔ Ｉｎｆｌｏｗ Ｓｉｎｇｌｅ−Ｓｈｏｔ）が知られている。例えば、ＱＩＳＳ法では、心周期のうちＲ波から所定時間経過時に、背景組織信号抑制のための９０度のフリップ角を持つ飽和パルスと、静脈血信号抑制のための９０度のフリップ角を持つ飽和パルスとの２つの飽和パルスを、各々異なる領域に印加し、ＱＩ間隔（Ｑｕｉｅｓｃｅｎｔ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）だけ待機したのち、脂肪飽和パルスを印加し、その後２次元ｂＳＳＦＰ（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）を用いてデータ収集を開始する。

しかしながら、背景組織信号抑制のための飽和パルスと、静脈血信号抑制のための飽和パルスとが、各々異なる領域に印加されているため、背景信号を十分に抑制できない場合がある。また、背景組織信号抑制のための飽和パルスのフリップ角と、静脈血信号抑制のための飽和パルスのフリップ角とが、各々９０度であるため、データ収集開始時に背景組織信号及び静脈血信号に対応する縦磁化が残り、背景信号を十分に抑制できない場合がある。

米国特許第８３３２０１０号明細書

本発明が解決しようとする課題は、背景信号を効果的に抑制することができる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法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導出部とを備える。シーケンス制御部は、撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、前記撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する前記撮像領域外の領域と、前記撮像領域の前記少なくとも一部とを含む第２の領域に対して第２の飽和パルスを前記第１の時刻と略同時の時刻である又は前記第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に、それぞれ印加し、前記第２の時刻から所定時間経過時にデータ収集を開始する。導出部は、前記第１の飽和パルスのフリップ角と前記第２の飽和パルスのフリップ角とを、前記所定時間に応じて導出する。前記導出部は、
前記第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値、又は、前記第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、ｋ空間の中央位置の読み出し時間に略ゼロになるように、前記所定時間を導出する。

図１は、実施形態における、ＭＲＩシステムの概略ブロック図である。 図２は、従来のＱＩＳＳパルスシーケンスを示す図である。 図３は、図２のＱＩＳＳパルスシーケンスを実行した時の、背景信号および静脈の血液の縦磁化を示す図である。 図４は、実施形態における、飽和パルスを最適化したＭＲＡのパルスシーケンスの一例を示す図である。 図５は、実施形態における、図４に示すパルスシーケンスを実行した時の縦磁化を示す図（１）である。 図６は、実施形態における、最適化されたフリップ角のパルスを選択的に印加する技術を示す図（１）である。 図７は、実施形態における、図４に示すパルスシーケンスを実行した時の縦磁化を示す図（２）である。 図８は、実施形態における、図４に示すパルスシーケンスを実行した時の縦磁化を示す図（３）である。 図９は、実施形態における、フリップ角を導出する技術を示す図である。 図１０は、実施形態における、最適化されたフリップ角を使用した背景抑制の方法を示すフローチャートである。 図１１は、従来技術によって収集されたＭＲＡ画像と、実施形態における、最適化されたフリップ角を使用した背景信号抑制を用いて収集されたＭＲＡ画像との比較を示す図である。 図１２は、従来技術によって収集されたＭＲＡ画像と、実施形態におけるＭＲＡ画像とのさらなる比較を示す図である。 図１３は、実施形態におけるＭＲＡ画像を比較したグラフ（１）である。 図１４は、実施形態におけるＭＲＡ画像を比較したグラフ（２）である。 図１５は、実施形態における、最適化されたフリップ角のパルスを選択的に印加する技術を示す図（２）である。

図１に示すＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連システム構成要素２０とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場磁石（Ｂ_０磁石）１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイルセット１４と、大型の全身用ＲＦコイル（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙ Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｉｌ：ＷＢＣ）アセンブリ１６とを有する。この円筒形に配置されるコイル要素の横軸に沿って、被検体テーブル１１によって支持された患者９の身体の一部を実質的に取り囲むように、撮像領域１８が存在する。比較的小型のアレイＲＦコイル（Ａｒｒａｙ ＲＦ Ｃｏｉｌ）１９が、患者９の一部に装着されてもよい。本明細書では、アレイＲＦコイル１９を使ったスキャンの対象となる患者９の部分を、例えば、撮像領域１８内の「スキャン被検体」または「被検体」と呼ぶ。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、ＷＢＣと比較して小さいコイルやアレイＲＦコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。以後、そのような小型ＲＦコイルを、アレイコイル（Ａｒｒａｙ Ｃｏｉｌ：ＡＣ）またはフェーズドアレイコイル（Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ Ｃｏｉｌ：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらのコイルは、例えば、ＲＦ信号を撮像領域１８に送信するためのコイルや、上述のような被検体の特定の身体部分からのＲＦ信号を受信するためのコイルである。

ＭＲＩシステム制御部２２は、ディスプレイ（表示部）２４、キーボード２６、及びプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものでもよい。

ＭＲＩシステム制御部２２はＭＲＩシーケンス制御部３０に接続される。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚに関する傾斜磁場コイルドライバ３２、ＲＦ送信機３４、また、同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合、送受信スイッチ３６を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩイメージング技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を含む。このＭＲＩイメージング技術としては、例えば、パラレルイメージングやその他のイメージングシーケンスがある。

ＭＲＩシステム２０は、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータ処理部４２に送る受信部（ＲＦ受信機）４０を有する。ＭＲＩデータ処理部４２は、ＭＡＰ/ＭＲＩ画像メモリ４６、画像再構成プログラムコード構造４４、ＭＲＩプログラム記憶装置５０へアクセスできる。ＭＲＩ画像再構成プログラムコード構造４４、ＭＲＩプログラム記憶装置５０は、ＭＲＩ画像を再構成する制御論理回路に加えて、ＲＦコイル１６と１９のうち少なくとも一方からＭＲデータを取得する制御論理回路を有してもよい。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、図９に示す方法９００またはその一部を用いて、ＭＲＩ画像における背景信号を抑制する。

ＲＦ送信器３４、送受信スイッチ３６、受信部４０は、ＲＦコイル１６、１９から離れているものとして図１に示されているが、実施形態によっては、ＲＦ送信器３４、送受信スイッチ３６、受信部４０は、ＲＦコイル１６、１９の一方または両方に近接して、又は表面に設置されてもよい。

図１に、ＭＲＩプログラム記憶装置（プログラム格納部）５０の構成を一般化して示している。ＭＲＩプログラム記憶装置５０では、プログラムコード構造（画像再構成用、ＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）の定義用、ＧＵＩへの操作者の入力を受けつけ用のプログラムコード構造等）が、ＭＲＩシステムの各種データ処理構成要素へアクセス可能な非一時的コンピュータ可読記憶媒体に保存される。当業者には明らかなように、通常走査において特定のプログラムコード構造を、最優先で必要とするＭＲＩシステム２０の別の処理コンピュータが存在する場合、ＭＲＩプログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、（ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり直接接続したりするのではなく）当該別のコンピュータに直接接続してもよい。

図１は、後述する例示的実施形態を実現するために若干の修正を加えた典型的なＭＲＩシステムの、大まかな概略図を示したものである。システム構成要素は様々な「ボックス」の論理的集合に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速ＡＤ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、１クロックサイクル毎（または、所定数のクロックサイクル毎）に、ある物理状態から別の物理状態に移る。

処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、演算が行われていく中でクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、当該処理回路に関連するデータ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変化する。例えば、画像再構成処理や、時としてコイル感度マップ生成処理の終わりに、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある初期状態（例えば、全て一様に「０」値、または全て「１」値）から新しい状態に変換され、すなわちある物理的な場所のある物理的な状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的な出来事や条件（例えば、撮像領域内の患者の内部的な物理的な構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩシステム２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、そのような格納データの配列は、物理的な構造を表現し、また当該物理的な構造を構成するものとなる。ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードについても同様である。

以下に説明されている例示的な実施形態では、ＭＲＩ画像における背景信号抑制の改良を実現するために、最適化されたフリップ角の飽和パルスを使用する。具体的には、実施形態では、抹消血管疾患において得られるＭＲＡ画像における、組織や静脈血の背景信号抑制を改良する。実施形態は、組織及び血液の両方について単一飽和パルスを印加する二重背景飽和（ｄｏｕｂｌｅ−ｂａｃｋｇｒｏｕｎｄ ｓｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ）などを利用する実施形態を含め、従来のアプローチと比較して背景信号抑制の改良をもたらす。

本明細書で説明されている例示的な実施形態は、患者のいかなる部分のＭＲイメージングにも適用可能であり得る。いくつかの例示的な実施形態は、脹脛、膝、腸骨の部位のＭＲイメージングを対象とする。撮像中に、患者がＭＲＩガントリ内に配置された状態で、ＷＢＣ１６やアレイコイル１９などの１または複数のＲＦコイルが、患者の特定部分の核磁気共鳴（Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：ＮＭＲ）スピンを励起するために、選択された空間的領域にＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを伝送してもよい。例えば、実施例では患者の体の領域（例えば膝部）に設置されているアレイコイル１９を使用して、特にその領域において核スピンを励起してもよい。その後、先の励起の結果として生成されるＭＲ信号（例えばエコー信号）が、１または複数のＲＦ受信コイルにより受信される。ＲＦパルスの伝送およびＭＲ信号の受信は、同じＲＦコイル（例えば、ＲＦ励起パルスを伝送し且つ対応するＭＲ信号を受信するように構成されたＲＦコイル１９）を使用して行われてもよいし、異なるＲＦコイル（例えば、ＷＢＣ１６がＲＦパルスを伝送するように構成され、ＲＦコイル１９が対応するＭＲ信号を受信するように構成される）により行われてもよい。診断等の目的で使用されるＭＲＩ画像を生成するためには、受信されたＭＲ信号に対応するデータが、ＭＲＩデータ処理部４２を含む処理システムなどの制御システムに、処理のために伝達されなければならない。

ＱＩＳＳ非造影ＭＲＡ技術は、ＭＲＡによる抹消血管イメージングのための新たな非造影ＭＲＡ技術である。ＱＩＳＳは抹消血管疾患（Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｉｓｅａｓｅ：ＰＶＤ）のような疾患の診断に有用である、ということが分かっている。ＱＩＳＳでは、修正された心電図（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ：ＥＣＧ）トリガーが行われ、脂肪が抑制される、２次元ｂＳＳＦＰパルスシーケンスを使用して、データを収集する。ＱＩＳＳには、スライス選択飽和パルス及び、休止間隔（ＱＩ間隔）が組み込まれている。ＱＩ間隔は、流入する血液が最大になるように設計されている。

ＱＩＳＳは、典型的には２Ｄ（２次元）ｂＳＳＦＰによる読み出しを使用して、心拍ごとに体軸スライスを１つ収集する、２Ｄマルチスライス撮像シーケンスである。ＱＩＳＳシーケンスは以下のような方法で実行される。撮像スライスにおける背景組織信号を抑制するために、Ｒ波後に約１００ｍｓ、空間領域に関して選択的な９０°飽和パルスが生成され、入ってくる静脈血を抑制するために、９０°「移動体抑制」飽和パルスが生成される。撮像領域において、動脈血の新鮮な血液が流入し、心周期のＲ−Ｒ間隔がより動きのない拡張期に達するまで、２つの飽和パルスの後に既定の時間間隔が続く。この時間間隔は、ＱＩ間隔と呼ばれる。ＱＩ間隔の後、脂肪信号を抑制するために脂肪飽和パルスが生成される。その後、データ収集のために２ＤｂＳＳＦＰによる読み出しが続く。図２は従来のＱＩＳＳパルスシーケンスを示している。

背景組織信号及び静脈血信号を抑制するために、ＱＩＳＳではじめに２つの飽和パルスが印加される。しかし、撮像領域（イメージングスライス）における背景組織信号、および静脈血信号は、飽和パルスの印加とデータ収集の読み出しの間の時間であるＱＩ間隔（ＱＩ時間）中に、データ収集の開始時までに部分的に回復する。図３は、従来のＱＩＳＳパルスシーケンスにおける背景組織及び静脈血の典型的なＮＭＲ縦磁化曲線を示している。背景組織信号および静脈血信号がデータ収集に先立って部分的に回復することにより、背景組織信号および静脈血信号が完全には抑制されず、ＱＩＳＳ画像における動脈血管の診断値に影響を及ぼす。

また、特にイメージングスライスが薄い場合、２つの送信飽和パルスによって、患者にとって望ましい比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ：ＳＡＲ）よりも高い比吸収率、になってしまう。及び／又は、２つの送信飽和パルスによって、時間変化する傾斜磁場の変化率（ｄＢ／ｄｔ）が高い場合、患者にとって望ましい値より誘導渦電流の値が高くなる。さらに、血液が流入することによる影響は、スキャン位置（体の撮像部位等）に対して最適化されない場合がある（例えば、上半身か下半身のスキャン位置であるかに応じて血液流入量が異なる）。従来のＱＩＳＳは、ｂＳＳＦＰが他のデータ収集シーケンスよりも磁場不均一に対して高感度であることから、ｂＳＳＦＰシーケンスを使用することにより、アーチファクトを描出しやすい。

図４は、実施形態による、背景物質（例えば静脈の血液や背景組織）により生成される信号の抑制について改良したパルスシーケンスを示している。図４に示されているパルスシーケンスは、各スキャン間隔で繰り返されてもよい。一実施形態では、隣り合う２つのＲ波間の時間周期が、一つのスライスのスキャン間隔となる。図４に示されているシーケンスでは、被検体の関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）の体軸マルチスライスのＭＲ画像が収集されるため、パルスシーケンスが、一連の連続する各スライスについて繰り返される（この時、「移動体抑制」静脈血飽和パルスは連続する各スライスについて空間的に再度位置あわせされている）。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、第２の領域に対して第２の飽和パルスを第２の時刻に、それぞれ印加する。具体的には、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、一つのスキャン間隔の開始時刻から、所定の値に設計された最初の遅延時間間隔の後、すなわち第１の時刻で、最適化されたフリップ角で第１の飽和パルス、例えば撮像領域（イメージングスライス）背景信号飽和パルスを印加し、第２の時刻で、最適化されたフリップ角で第２の飽和パルス、例えば静脈血飽和パルスを印加する。２つのパルスは次々と生成され得て、いかなる順番でも起こり得る。

スキャン間隔の開始時刻からの当該最初の遅延時間間隔の初期値（スキャンの開始時刻から第１の時刻までの時間）は、１００ｍｓに設定できる。実施形態において、当該遅延時間間隔は、撮像領域がＲ波後に収縮期状態に到達するための推定時間を表す値に設定される。

各ＲＦ飽和パルスの最適化されたフリップ角は別々に決定され得る。フリップ角は、関連する既知のＴ_１回復曲線（例えば、組織のＴ_１回復曲線（組織のスピン格子緩和時間）、血液のＴ_１回復曲線（血液のスピン格子緩和時間）など）と、ＭＲＩデータの読み出しを得る前に被検体がより動きのない状態（例えば拡張期状態）に到達するために必要とされる既知の時間（ＱＩ間隔）とに基づき決定される。

スライスの画像は、好ましくは各イメージング周期で収集される。最適化されたフリップ角の撮像領域（イメージングスライス）背景信号飽和パルスは、撮像されているスライスにおいて印加されても良い。好ましくは、静脈血飽和パルスが印加された領域の静脈血が、静脈血飽和パルス印加後に撮像領域（イメージングスライス）に達するように、静脈血飽和パルスの印加領域を設定する。

２つの飽和パルスが印加された後、所定の値に設計された第２の時間間隔であるＱＩ間隔が経過する。当該第２の時間間隔は、飽和していない新鮮な動脈血が撮像領域に流れ込むことができるように設定される。この時間間隔の間、飽和した静脈血も撮像領域に流れ込む。

所定の値に設計された第２の時間間隔の終了時に、脂肪飽和パルスが印加される。脂肪飽和パルスに続いて、ＭＲデータ収集が開始される。

図５は、実施形態における、背景組織および静脈血のＮＭＲ縦磁化を示している。初期状態では、背景組織及び静脈血の核スピンは、「＋１」の方向を向いてそろっている。第１の飽和パルス（撮像領域飽和パルス（イメージングスライス飽和パルス））が印加されると、背景組織の縦磁化は変化する。この時、最適化されたフリップ角は９０度よりも大きいため、第１の飽和パルスが生成されると、初期に縦磁化は意図的に０よりも下げられる（例えば、０〜−１の間）。これは、初期に９０°飽和パルスがおよそ０の縦磁化を作り出すという従来のＱＩＳＳ技術とは対照的である。同様に、第２の飽和パルス（静脈飽和パルス）が印加されると、静脈値の背景組織の縦磁化は変化する。この時、最適化されたフリップ角は９０度よりも大きいため、第２の飽和パルスが生成されると、初期に縦磁化は意図的に０よりも下げられる（例えば、０〜−１の間）。これは、初期に９０°飽和パルスがおよそ０の縦磁化を作り出すという従来のＱＩＳＳ技術とは対照的である。

背景組織及び静脈血の縦磁化のＴ_１緩和時間回復がこの初期値から開始される。背景組織及び静脈血は、異なるＴ_１緩和時間（スピン格子緩和時間）を有するので、縦磁化の緩和曲線は、互いに異なった緩和曲線を描く。実施形態において、縦磁化の当該初期値は、それぞれ印加されるＲＦ飽和パルスのフリップ角により制御される。フリップ角は、背景組織および静脈血の既知のＴ_１回復率を考慮すると、データ収集が開始される時までに（例えば、典型的には、生データのｋ空間中央位置が収集される時）、縦磁化が実質的に０を超える値にまで回復するのではなく、実質的なゼロ磁化に達するように決定される。

別の例では、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値、又は、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、典型的には生データのｋ空間の中央位置の読み出し時間に略ゼロになるように、所定時間を導出する。

また、一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第１の時刻及び第２の時刻が心周期の収縮期にあたる時刻になるように第１の時刻及び第２の時刻を算出し、所定時間経過時（ＱＩ間隔経過時）が心周期の拡張期にあたる時刻になるように所定時間（ＱＩ間隔）を算出する。

図６は、一部の実施形態による、最適化されたフリップ角のパルスを印加する技術を示している。略図６１０に示されている実施形態（２つの飽和パルスの印加領域が「Ａ」の場合）において、最適化されたフリップ角を有する背景信号飽和パルスは撮像領域（イメージングスライス／イメージング面飽和スライス）に印加され、静脈血飽和パルスは移動体抑制領域（移動体抑制飽和スラブ／移動飽和スラブ）と呼ばれる別の領域に印加される。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する撮像領域外の領域を含む、第１の領域とは異なる第２の領域に対して第２の飽和パルスを第１の時刻と略同時の時刻である又は第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に、それぞれ印加する。例えば、第１の領域を撮像領域全体とし、第２の領域を、第１の領域とは異なる領域とする。例えば、信号強度抑制の対象とする血管を「静脈」とし、撮像領域を通る静脈の上流側に位置する撮像領域外の領域を含むように、第２の領域を設定する。このような条件のもとで、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、撮像領域における背景信号を抑制するための飽和パルスである第１の飽和パルスを第１の時刻に、静脈の血液の信号を抑制するための飽和パルスである第２の飽和パルスを第２の時刻に印加する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２の時刻から所定時間経過時にデータ収集を開始する。具体的には、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２の飽和パルスを印加してから、ＱＩ間隔待機する。ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスのフリップ角と第２の飽和パルスのフリップ角とを、所定時間に応じて導出する。一例として、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が所定時間経過時に略ゼロになるように第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が所定時間経過時に略ゼロになるように第２の飽和パルスのフリップ角を導出する。

なお、図６に示されているように静脈血Ｖは体の抹消部から上方へと心臓の方向に流れる。動脈血Ａは反対方向に流れる。もちろん、撮像領域が心臓より上で飽和している場合には、動脈血と静脈血の流れる方向は逆である。

移動体抑制領域の大きさは、飽和した静脈血が、撮像領域のＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）に達する、又はデータ収集の時に撮像領域ＲＯＩに既に存在するように決定される。

移動体抑制飽和パルスの印加範囲は、背景信号及び静脈血信号の両方を同時に抑制するために広くしてもよい。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域飽和パルス（イメージング面飽和パルス）を、２重背景信号飽和のための、広がった移動体抑制飽和パルスとともに印加しても良いし、又は印加を省略してもよい。移動体抑制飽和パルスのフリップ角は、読み出しの始め（データ収集開始時）に背景信号がゼロであるように最適化される。

略図６２０に示されている実施形態（２つの飽和パルスの印加領域が「Ｂ」の場合）において、移動体抑制領域（移動体抑制飽和スラブ／移動飽和スラブ）の大きさは、それが空間的にイメージングスライスに重なり合うように決定される。撮像領域飽和パルスは撮像領域（イメージングスライス／イメージング面飽和スライス）に印加され、静脈血飽和パルスは移動体抑制領域に印加される。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する撮像領域外の領域を含む、撮像領域の少なくとも一部を含む第２の領域に対して第２の飽和パルスを第１の時刻と略同時の時刻である又は第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に、それぞれ印加する。例えば、第１の領域を撮像領域全体とし、第２の領域を、第１の領域を含む領域とする。また、例えば、信号強度抑制の対象とする血管を「静脈」とし、撮像領域を通る静脈の上流側に位置する撮像領域外の領域を含むように、第２の領域を設定する。このような条件のもとで、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、撮像領域における背景信号を抑制するための飽和パルスである第１の飽和パルスを第１の時刻に、静脈の血液の信号を抑制するための飽和パルスである第２の飽和パルスを第２の時刻に印加する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２の時刻から所定時間経過時にデータ収集を開始する。具体的には、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２のパルスを印加してから、ＱＩ間隔待機する。ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスのフリップ角と第２の飽和パルスのフリップ角とを、所定時間に応じて導出する。一例として、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が所定時間経過時に略ゼロになるように第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が所定時間経過時に略ゼロになるように第２の飽和パルスのフリップ角を導出する。

２つの飽和パルスの印加領域が「Ｂ」の場合、撮像領域に対して、第１の時刻において、第１の飽和パルスが印加される。また、撮像領域に対して、第２の時刻に、第２の飽和パルスが印加される。このように両方の飽和パルスが撮像領域に印加されるため、実際には撮像領域に二重に背景組織が抑制される。

なお、連続した送信飽和パルスの撮像領域（イメージングスライス）への印加（６２０に図示）が、縦磁化への影響を２倍にすることにはならない。各飽和パルスが印加されると、横磁化を破壊するためにスポイラー傾斜がすぐに実行される。したがって、２つ以上の飽和パルスが相次いで印加される場合、全磁化へのその影響は加算的ではない。

略図６３０に示されている実施形態（飽和パルスの印加領域が「Ｃ」の場合）においても、移動体抑制領域（移動体抑制飽和スラブ／移動飽和スラブ）は撮像領域（イメージングスライス／イメージング面飽和スライス）の上に広がっている。しかし、６３０に示されている実施形態においては、１つの飽和パルスのみが印加される。それゆえに、この実施形態においては、単一飽和パルスが静脈血飽和領域および撮像領域（撮像スライス）に印加される。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域を含む領域に対して飽和パルスを所定の時刻に印加する。一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域の少なくとも一部を含む領域と、撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する撮像領域外の領域とを一つの飽和パルスの印加領域の中に同時に含みながら、飽和パルスを印加する。この飽和パルスは、撮像領域における背景信号を抑制するための飽和パルスであり、かつ、静脈の血液の信号を抑制するための飽和パルスである。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、飽和パルスを印加した時刻から所定時間経過時にデータ収集を開始する。具体的には、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、飽和パルスを印加してから、ＱＩ間隔待機する。ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、飽和パルスのフリップ角を、所定時間に応じて導出する。一例として、飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、所定時間経過時に略ゼロになるように、飽和パルスのフリップ角を、所定時間と、飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて導出する。

図７は、実施形態における、背景組織および静脈血のＮＭＲ縦磁化を示している。図５と同様だが、図５が、図６の「Ａ」の方法で２つの飽和パルスを印加したのに対して、図７では、図６の「Ｂ」の方法で２つの飽和パルスを印加した場合について説明する。初期状態では、背景組織及び静脈血の核スピンは、「＋１」の方向を向いてそろっている。第１の飽和パルス（イメージングスライス飽和パルス）が印加されると、第１の飽和パルスの影響を受けて、背景組織の縦磁化は変化する。さらに、第２の飽和パルス（静脈飽和パルス）が印加されると、背景組織の縦磁化は、第２の飽和パルスの影響を受けて、さらに変化する。この時第２の飽和パルスが印加された直後の背景組織の縦磁化の値は、０よりも下げられる（例えば、０〜−１の間）。また、静脈血の縦磁化は、第２の飽和パルスの影響を受けて変化する。この時第２の飽和パルスが印加された直後の静脈血の縦磁化の値は、０よりも下げられる。これらは、初期に９０°飽和パルスがおよそ０の縦磁化を作り出すという従来のＱＩＳＳ技術とは対照的である。

背景組織及び静脈血の縦磁化のＴ_１緩和時間回復がこの初期値から開始される。背景組織及び静脈血は、異なるＴ_１緩和時間（スピン格子緩和時間）を有するので、縦磁化の緩和曲線は、互いに異なった緩和曲線を描く。ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部はフリップ角を、データ収集が開始される時までに（例えば、典型的には、生データのｋ空間中央ラインが収集される時）、縦磁化が実質的なゼロ磁化に達するように導出する。

別の例では、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値、又は、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、典型的には生データのｋ空間の中央位置の読み出し時間に略ゼロになるように、所定時間を導出する。

図８は、実施形態による、ＭＲＡの、修正されたフリップ角を有するシーケンスの別の例を示している。図５と同様だが、図５が、図６の「Ａ」の方法で２つの飽和パルスを印加したのに対して、図８では、図６の「Ｃ」の方法で１つの飽和パルスを印加した場合について説明する。図８に示されている実施形態において、（例えば、図６の６３０に空間的に示されているように）最適化されたフリップ角を有する単一飽和パルスが印加される。単一飽和パルスは、６３０に示されているように、撮像領域（イメージングスライス）の上に広がっている移動体抑制領域に印加される。

単一飽和パルス（撮像領域飽和パルス及び静脈飽和パルスの役割を兼用する）が印加されると、背景組織の縦磁化は、単一飽和パルスの影響を受けて変化する。この時単一飽和パルスが印加された直後の背景組織の縦磁化の値は、０よりも下げられる（例えば、０〜−１の間）。また、静脈血の縦磁化も、単一飽和パルスの影響を受けて変化する。この時単一飽和パルスが印加された直後の静脈血の縦磁化の値は、０よりも下げられる。これらは、初期に９０°飽和パルスがおよそ０の縦磁化を作り出すという従来のＱＩＳＳ技術とは対照的である。単一飽和パルスのフリップ角は、データ収集が開始される時までに、縦磁化が実質的なゼロ磁化に達するように決定される。

データ収集は、いくつかの技術のうちのいずれかを使用して実施され得る。

一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、２Ｄ高速収集スピンエコー（Ｆａｓｔ ａｃｑｕｓｉｔｉｏｎ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ：ＦＡＳＥ）技術を使用して、データ収集を行う。ＦＡＳＥ法（「シングルショットＦＳＥ法」とも呼ばれる）による読み出しは、磁場不均一に対してそれほど感度が高くない。それゆえに、特に空気および骨の磁化率効果が顕著な腸骨の位置で、ＦＡＳＥ法による読み出しが背景信号においてもたらす磁化率アーチファクト（例えばバンディングアーチファクト）は、より小さい。これは、磁場不均一に対してより感度の高いｂＳＳＦＰとは対照的である。しかし、ｂＳＳＦＰシーケンスは、血液について比較的高い信号対雑音比をもたらす。

図９は、実施形態による、最適化されたフリップ角を導出する技術を示す図である。

すなわち、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の時刻から所定時間経過時までの時間である第１の時間と、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、第２の時刻から前所定時間経過時までの時間である第２の時間と、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、第２の飽和パルスのフリップ角を導出する。このことを図９を用いて具体的に説明する。

Ｔ₁スピン格子緩和曲線は、背景組織および血液について既知である。図示されたＴ₁曲線は、−１〜１の間で磁化回復をする場合、例えば１８０°反転パルスの後に縦磁化が回復する場合の縦磁化回復曲線である。ＭＲＩ収集シーケンスを開始する時、またはｋ空間データの中央のライン（例えば最低周波数のｋ空間データ）が収集される時に縦磁化が好ましくはゼロであるという必要条件に基づき、ＱＩ間隔（図９でｔ_２と表されている）が、通常２００ｍｓのような値にあらかじめ設定される。上記から、次にｔ_１もまた、決定されるが、ｔ_１は、それがスキャン間隔（例えばＲ波）の開始から少なくとも１つの送信飽和パルスが生成される時までの時間間隔を表す。

具体的には、図９は、時刻０において、１８０度のＲＦパルスを仮想的に印加した場合における、縦磁化の緩和曲線を、時間の関数として表したものである。縦磁化の緩和曲線は、スピン格子緩和時間Ｔ_１に従って緩和し、１８０度のＲＦパルスの反転から「ｔ_１＋ｔ_２」の時間経過後に、「０」となる。すなわち、この時刻が、「読み出し開始」時刻となるように、印加される飽和パルスのフリップ角を調節すればよい。

ところで、飽和パルスの印加後、縦磁化は、スピン格子緩和時間Ｔ_１に従って緩和する。この時、ＱＩ間隔経過後に、飽和パルスの印加後の縦磁化の値が「０」となればよい。
図９のように、ＱＩ間隔を、「ｔ_２」で表すと、飽和パルスによって生じる縦磁化の値が、仮想的な１８０度のＲＦパルスの印加から、（ｔ_１＋ｔ_２）―（ｔ_２）＝ｔ_１時間経過後の縦磁化の値「ｍ_１」になるように、飽和パルスのフリップ角を調整すればよい。

ＭＲＩシーケンス制御部３０が、図６の「Ａ」「Ｂ」のケースのように、二つの飽和パルスを印加する場合、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の時刻から所定時間経過時までの時間である第１の時間と、第１の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、第２の時刻から所定時間経過時までの時間である第２の時間と、第２の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、第２の飽和パルスのフリップ角を導出する。具体的には、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、例えば、第１の領域に対してフリップ角が１８０度のＲＦパルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が略ゼロになる時刻である第３の時刻を導出する。続いて、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第１の飽和パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が、１８０度のＲＦパルスによって生じる、第３の時刻より第１の時間だけ前の時刻での縦磁化の値と略同一になるように、第１の飽和パルスのフリップ角を導出する。或いは、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、例えば、第２の領域に対してフリップ角が１８０度のＲＦパルスを印加した場合に生じる縦磁化が略ゼロになる時刻である第４の時刻を導出する。続いて、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、第２の飽和パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が、１８０度のＲＦパルスによって生じる、第４の時刻より第２の時間だけ前の時刻での縦磁化の値と略同一になるように、第２の飽和パルスのフリップ角を導出する。

また、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、図６の「Ｃ」のケースのように、一つの飽和パルスを印加する場合、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、領域に対してフリップ角が１８０度のＲＦパルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が略ゼロになる時刻より所定時間だけ前の時刻での１８０度のＲＦパルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が、飽和パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値と略同一になるように、飽和パルスのフリップ角を導出する。なお、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、飽和パルスによって生じる縦時間のうち、背景組織信号に対応する縦磁化の成分が略ゼロになるようにフリップ角を導出してもよいし、逆に静脈血成分に対応する縦磁化の成分が略ゼロになるようにフリップ角を導出してもよい。また、背景組織信号に対応する縦磁化の成分と静脈血成分に対応する縦磁化の成分の和が略ゼロになるようにフリップ角を導出してもよい。

具体的には、ｔ_１を、１８０度パルスを仮想的に印加してから、飽和パルスを印加するまでの時間とし、ｔ_２を、ＱＩ間隔、すなわち、飽和パルスを印加してから、読み出しを開始時間をするまでの時間とし、Ｔ_１を、飽和パルスによって生じる縦磁化のスピン格子緩和時間とすると、読み出しの開始時間に、縦磁化が「０」になるべきであるから、次の式１が成り立つ。

また、ｍ_１を、飽和パルスを印加した直後の縦磁化の値とすると、ｍ_１は、１８０度パルスを仮想的に印加してから、ｔ_１だけ経過した時の縦磁化の値に等しいから、ｍ_１は、スピン格子緩和時間を生じて、以下の式２で表される。

また、飽和パルスのフリップ角は、ｍ_１を用いて、以下の式３で表される。すなわち、ｔ_１およびＴ_１に基づき、（送信飽和パルスが印加された直後の縦磁化を表す）ｍ_１を決定可能である。

また、式１と式２から、ｔ_１を消去すると、ｍ_１は、以下の式４のように、ｔ_２とＴ_１の関数として表され、これを式３に代入すると、式５のように、飽和パルスのフリップ角を、ＱＩ間隔ｔ_２及びスピン格子緩和時間Ｔ_１の関数として導出することができる。すなわち、決定されたｍ_１値に基づき、次に最適なフリップ角が決定することができる。

図１０は、実施形態による、フリップ角を最適化して背景信号の抑制を効率化する方法９００を示すフローチャートである。方法９００は、操作９０２〜９４０により、示された順番、または別の順番で、実施され得て、また、１つ以上の追加操作を含み得る、または１つ以上の操作９０２〜９４０を除外し得る。

操作９０２では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、患者（例えば被検体）の準備を整え、スキャンのためにＭＲＩ装置のセットアップを行う。

操作９０４では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、予備スキャンを実施する。予備スキャンでは、例えば心電図と共にシネイメージングを使用して、患者の心調律（例えばＥＣＧ周期の２つのＲ波の間隔）が識別される。予備スキャンを行うことにより、例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、ｔ_１＋ｔ_２を決定すること、及び／又はｔ_１値やｔ_２値を各患者向けにカスタマイズすることが可能になる。特に、Ｒ波の発生、及び／又は患者（又は患者の撮像される部位）が拡張期段階に到達するための時間を識別するシネイメージングをＭＲＩシーケンス制御部３０が実施することも可能になる。ｔ_１値およびｔ_２値は、患者ごとにカスタマイズされても良い。この結果、読み出しが開始される時、及び／又はｋ空間データの中央のラインが収集される時に実質的なゼロ磁化がもたらされ、送信飽和パルスのフリップ角がより正確なものとなる。患者の心拍数に応じたｔ_１及びｔ_２のカスタマイズは、手動または自動で行われ得る。スキャン間隔の検出は、手動及び／又は完全な自動で行われ得る。

操作９０６では、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、最適化されたフリップ角を導出する。ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、最適化されたフリップ角を、動的計算もしくは過去に計算された値の参照、またはそれらの組み合わせに基づいて決定する。

実施形態によると、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる導出部は、組織背景信号抑制のために最適なフリップ角及び静脈血背景抑制のために最適なフリップ角を、既知のＴ_１曲線などの既知のパラメータ、既知のもしくは設計されたＱＩ間隔、及び／又はスキャン間隔の開始からデータ収集までの既知の時間に基づき導出する。最適なフリップ角を導出する技術は、図８を用いてすでに説明した。

別の実施形態では、ＭＲＩシーケンス制御部３０又はＭＲＩデータ処理部４２は、使用されるフリップ角を導出するために、過去に導出されて記憶されている最適なフリップ角の値にアクセスする。ＭＲＩシーケンス制御部３０又はＭＲＩデータ処理部４２は、過去に導出された値を、ＭＲＩ装置のローカルなメモリに、またはＭＲＩ装置で実行するプロセスがアクセスするネットワーク上の位置に記憶される。

背景組織信号及び静脈血信号をより良く抑制することに加えて、実施形態では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、広がった領域で移動体抑制飽和パルスのみを印加して背景組織信号及び静脈信号の両方を抑制することで、プロトコル設定効率を高め、ＳＡＲ及びｄＢ／ｄｔを減少させることができる。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＱＩ周期を最適化することにより、血液流入量を最大化する。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象としない血管における、所定時間（ＱＩ間隔）が経過する間に撮像領域に流入する血液の流入量が最大になるように、所定時間を定めることができる。

操作９０８では、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、スキャン間隔の開始を自動的に検出する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、例えば、Ｒ波の検出に基づきスキャン間隔を開始する。

ＭＲＩシーケンス制御部３０がスキャン間隔を開始した後、操作９１０において、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第１の時間間隔を取るために待機する。第１の時間間隔は、被検体のＲＯＩが収縮期状態に到達する時間に設定され得る。

操作９１２では、飽和パルスのフリップ角を最適化する技術が（例えば操作者の入力履歴に基づき）選択される。

例えば操作者により、図６に示されている技術の１つが選択され得る。この選択は、例えば背景信号抑制の望ましいレベル、被検体のＳＡＲ制限、及び／又は他の検討に基づく。

一部の実施形態においては、技術６１０が選択される。技術６１０が選択される場合、撮像領域飽和スライス（第１の領域）及び移動体抑制飽和スライス（第２の領域）が操作９１４で選択される。その後、操作９１６で、最適化されたフリップ角を有する撮像領域飽和パルス（第１の飽和パルス）が撮像領域飽和スライスに印加される。操作９１８では、静脈血飽和パルスが移動体抑制領域に印加される。撮像領域飽和パルスおよび静脈血飽和パルスは、重複しない別の領域に印加される。

高レベルの背景信号抑制を行いたい場合、次に上記６２０に関連した技術が操作９１２で選択され得る。上述のように、上記６２０は撮像領域（イメージングスライス）における二重背景抑制をもたらす。上記６２０に関連した技術が選択される場合、操作９２０で、撮像領域の大きさ及び移動体抑制領域（移動体抑制飽和スライス）の大きさが設定される。移動体抑制領域（移動体抑制飽和スラブ）は撮像領域に完全に重なり合うように設定される。撮像領域が設定された後、操作９２２で、最適化されたフリップ角を有する撮像領域飽和パルスが撮像領域に印加される。操作９２４では、静脈血抑制パルスが移動体抑制領域に印加される。

一定のＳＡＲ制限下で、２つの別々の飽和パルスを使用するのは望ましくない場合があり得る。それゆえに、ＳＡＲ制限が大きい場合、技術６３０を背景信号抑制のために選択さる場合もある。

技術６３０が選択される場合、操作９２６で、移動体抑制領域が撮像領域を取り囲むように構成される。操作９２８では、単一飽和パルスが移動体抑制領域全体に印加される。この技術において、静脈血抑制パルスおよび他の抑制パルスは印加されない。

９１２からの、考えられる３つの方法のうちいずれを選択した場合でも、１つ以上の飽和パルスが印加された後、操作９３０で、方法９００は第２の時間間隔を取るために待機する。また上述のように、第２の時間間隔を取るための待機は、ＱＩ間隔と呼ばれ、心周期の拡張期状態において、被検体のＲＯＩがはっきりと定まった形をもつように設定される。

一部の実施形態において、第２の時間間隔（ＱＩ間隔）は所定値に設定される。例えばこの値は２３０ｍｓである。しかし、一部の実施形態においては、第２の時間間隔は患者ごとにカスタマイズされ得る。例えば、予備スキャン及び予備スキャンで決定された患者の心周期に基づき、ＲＯＩの収縮期から拡張期までの平均時間間隔が決定され得て、これがさらに第２の時間間隔の決定に使用される。第２の時間間隔はまた、血流速度が体の場所によって異なることがあり得るため、撮像位置を固定して患者ごとにカスタマイズが可能である。第２の時間間隔を患者ごとにカスタマイズすることで、ＱＩ間隔が違えば異なる血液流入効果がある場合でも、血液流入効果を最大化することが可能になる。一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像領域を流れる血液の速度に応じて、所定時間（ＱＩ間隔）を設定する。例えば、下腹部、大腿部、脹脛など、撮像位置に応じてＱＩ間隔は異なる。つまり、血流速度が速ければ速いほど、ＱＩ間隔は短くなる。同様の方法で、実施形態によっては、所定の値に設計された第１の時間間隔について、患者ごとにカスタマイズされた値を使用できる。

第２の時間間隔が終了すると、操作９３２では、従来の脂肪飽和パルスが生成される。このパルスはデータ収集の直前に脂肪信号を抑制するためのものである。

操作９３４では、読み出し技術が（例えば過去の操作のセットアップ入力に基づき）選択される。

一部の実施形態において、ｂＳＳＦＰによる読み出しが操作９３６で実施される。

一部の別の実施形態において、ＦＡＳＥ法による読み出しが操作９３８で実施される。ＦＡＳＥ法による読み出しは、磁場不均一が存在する場合に有利であり得る。一般にｂＳＳＦＰは、より優れた信号対雑音比をもたらす。

操作９３６または９３８でのＭＲデータ収集後、方法９００は、収集されたＭＲデータを使用して画像再構成（すなわち、ｋ空間の生データのフーリエ変換法）が実施されることがある操作９４０へと進む。

図１１は、従来技術によって収集されたＭＲＡ画像と、実施形態による、最適化されたフリップ角を使用した背景信号抑制を用いて収集されたＭＲＡ画像との比較を示している。

図１１において、上段はアキシャル断面像を示し、下段はコロナル断面像を示している。左列は、９０°のフリップ角による従来のＱＩＳＳを使用して収集された画像を示している。右列は、撮像領域飽和パルスおよび移動体抑制飽和パルスについてフリップ角を最適化した実施形態を使用して収集された画像を示している。右側のＭＩＰ画像は、撮像領域飽和パルスおよび移動体抑制飽和パルスについてフリップ角を最適化したことにより、背景信号抑制および静脈信号抑制が改善されたことを示している。

図１２は、従来技術によって収集されたＭＲＡ画像と、実施形態によって収集されたＭＲＡ画像とのさらなる比較を示している。

図１２では、図６を用いて説明した３つの異なる背景信号飽和技術を用いて収集した、健康被験者の脹脛の位置での、最大値投影法（Maximum Intensity Projection：ＭＩＰ）によるコロナル断面像が示されている。３つの背景信号抑制技術とは、（Ａ）単一背景信号抑制の撮像領域飽和パルスの使用、（Ｂ）二重背景信号抑制のための広げられた移動体抑制領域、および（Ｃ）撮像領域飽和パルスのない背景信号抑制のための広げられた移動体抑制領域である。すなわち、（Ａ）では、背景信号抑制のための飽和パルスと、移動体抑制のための飽和パルスとを、別々の領域に印加する。（Ｂ）では、背景信号抑制のための飽和パルスと、移動体抑制のための飽和パルスとを、共通の領域を含んで二度印加する（二重背景信号抑制）。移動体抑制のための飽和パルスが印加される移動体抑制領域は、広げられる。（Ｃ）では、撮像領域飽和パルスの印加はなく、移動体抑制のためのパルスを一度印加する。移動体抑制のための飽和パルスが印加される移動体抑制領域は、広げられる。３つのＭＩＰ画像のウィンドウレベルは同じである。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、（Ｂ）のように、二重背景信号抑制のための広げられた移動体抑制領域にパルスを印加することにより、実質的には背景信号があまりない、最も鮮明な画像をもたらすことができる。すなわち、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、背景信号を効果的に抑制することができる。

以下は３テスラでの実施形態である。背景組織のＴ_１を１４００ms、血液のＴ_１を１００ｍｇ、ＱＩ間隔を２２０msと仮定する。イメージング面飽和パルスの最適化されたフリップ角は約１００°でなければならず、移動飽和パルスのフリップ角は約９９°でなければならない。

図１３及び図１４は、図６の（Ａ）〜（Ｃ）の３つの異なる背景信号抑制技術について比較したグラフである。具体的には、図１３は、３つの異なる背景信号抑制技術を用いてボランティアから得られたふくらはぎ部分のスライスから得られたアキシャル像から算出された動脈のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）を、図６の（Ａ）、（Ｂ）、（Ｃ）それぞれについて算出したものである。これらの３つを比べると、（Ｂ）が最も動脈のＳＮＲが高くなっている。また、図１４は、３つの異なる背景信号抑制技術を用いてボランティアから得られたふくらはぎ部分のスライスから得られたアキシャル像から算出された動脈のＣＮＲ（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）を、図６の（Ａ）、（Ｂ）、（Ｃ）それぞれについて算出したものである。これらの３つを比べると、（Ｂ）が最も動脈のＣＮＲが高くなっている。

図１３及び図１４からわかるように、撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する撮像領域外の領域を含む、撮像領域の少なくとも一部を含む第２の領域に対して第２の飽和パルスを第１の時刻と略同時の時刻である又は第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に、それぞれ印加することにより、撮像領域の少なくとも一部に対して、第１の飽和パルス及び第２のパルスの、２個の飽和パルスが印加される。撮像領域の少なくとも一部に対して、２個の飽和パルスが印加されることで、背景信号が抑制され、動脈のＳＮＲ値及びＣＮＲ値が増加した信号を得ることができる。

図１５は、実施形態に係るいくつかの変形例について説明した図である。図６では、信号強度抑制の対象とする血管として、静脈を選択した場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、図１５の左図６４０のように、信号強度抑制の対象とする血管として、動脈を選択をしてもよい。かかる場合、第２の飽和パルスは、動脈の上流側に位置する撮像領域外の領域を含んだ第２の領域に対して印加され、その結果、動脈が抑制され静脈が描出される画像を得ることができる。

また、図６では、第１の領域及び第２の領域が、撮像領域全体を含む場合について説明したが、実施形態はそれに限られない。例えば、図１５の右図６５０のように、第１の飽和パルスが、撮影領域全体を含んだ第１の領域で印加され、第２の飽和パルスが、撮影領域の一部を含んだ第２の領域で印加されてもよい。

以上述べた少なくとも一つの磁気共鳴イメージング装置によると、背景信号を抑制することができる。

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。

Claims (10)

1. 撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の飽和パルスを第１の時刻に、前記撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する前記撮像領域外の領域と、前記撮像領域の前記少なくとも一部とを含む第２の領域に対して第２の飽和パルスを前記第１の時刻と略同時の時刻である又は前記第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に、それぞれ印加し、前記第２の時刻から所定時間経過時にデータ収集を開始するシーケンス制御部と、
   前記第１の飽和パルスのフリップ角と前記第２の飽和パルスのフリップ角とを、前記所定時間に応じて導出する導出部と
   を備え、
   前記導出部は、前記第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値、又は、前記第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、ｋ空間の中央位置の読み出し時間に略ゼロになるように、前記所定時間を導出する、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記導出部は、前記第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が前記所定時間経過時に略ゼロになるように前記第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、前記第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が前記所定時間経過時に略ゼロになるように前記第２の飽和パルスのフリップ角を導出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記導出部は、前記第１の時刻から前記所定時間経過時までの時間である第１の時間と、前記第１の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、前記第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、前記第２の時刻から前記所定時間経過時までの時間である第２の時間と、前記第２の飽和パルスによって生じた縦磁化のスピン格子緩和時間とを用いて、前記第２の飽和パルスのフリップ角を導出する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記導出部は、前記第１の飽和パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が、前記第１の領域に対してフリップ角が１８０度のＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が略ゼロになる時刻より前記第１の時間だけ前の時刻での前記１８０度のＲＦパルスによって生じる縦磁化の値と略同一になるように、前記第１の飽和パルスのフリップ角を導出する、又は、前記第２の飽和パルスを印加した場合に生じる縦磁化の値が、前記第２の領域に対してフリップ角が１８０度のＲＦパルスを印加した場合に生じる縦磁化が略ゼロになる時刻より前記第２の時間だけ前の時刻での前記１８０度のＲＦパルスによって生じる縦磁化の値と略同一になるように、前記第２の飽和パルスのフリップ角を導出する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第１の飽和パルスは、前記撮像領域における背景信号を抑制するための飽和パルスであり、前記第２の飽和パルスは、静脈の血液の信号を抑制するための飽和パルスである、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記シーケンス制御部は、前記撮像領域を通る血管であって、前記信号強度抑制の対象としない血管における、前記所定時間が経過する間に前記撮像領域に流入する血液の流入量が最大になるように、前記所定時間を定める、請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記シーケンス制御部は、前記第１の時刻及び前記第２の時刻が心周期の収縮期にあたる時刻になるように前記第１の時刻及び前記第２の時刻を算出し、前記所定時間経過時が心周期の拡張期にあたる時刻になるように前記所定時間を算出する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記シーケンス制御部は、前記撮像領域を流れる血液の速度に応じて、前記所定時間を設定する、請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記シーケンス制御部は、２Ｄ高速収集スピンエコー（Ｆａｓｔ ａｃｑｕｓｉｔｉｏｎ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ：ＦＡＳＥ）技術を使用して、前記データ収集を行う、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 撮像領域の少なくとも一部を含む第１の領域に対して第１の時刻に印加する第１の飽和パルスによって生じた縦磁化の値、又は、前記撮像領域を通る血管であって、信号強度抑制の対象とする血管の上流側に位置する前記撮像領域外の領域を含み、前記撮像領域の前記少なくとも一部を含む第２の領域に対して前記第１の時刻と略同時の時刻である又は前記第１の時刻と異なる時刻である第２の時刻に印加する第２の飽和パルスによって生じた縦磁化の値が、ｋ空間の中央位置の読み出し時間に略ゼロになるように、前記第２の時刻から、データ収集を開始する時刻までの所定時間を導出し、
    前記第１の飽和パルスの第１のフリップ角と、前記第２の飽和パルスの第２のフリップ角とを、前記所定時間に応じて導出し、
    前記第１の領域に対して前記第１の飽和パルスを前記第１の時刻に、前記第１のフリップ角で印加し、
    前記第２の領域に対して前記第２の飽和パルスを前記第２の時刻に、前記第２のフリップ角で印加し、
    前記第２の時刻から前記所定時間経過時に、前記データ収集を開始する、磁気共鳴イメージング方法。