WO2010116772A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2010116772A1
WO2010116772A1 PCT/JP2010/050815 JP2010050815W WO2010116772A1 WO 2010116772 A1 WO2010116772 A1 WO 2010116772A1 JP 2010050815 W JP2010050815 W JP 2010050815W WO 2010116772 A1 WO2010116772 A1 WO 2010116772A1
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pulse
magnetic field
measurement
magnetic resonance
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将宏 瀧澤
周子 森分
真理 佐々木
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株式会社 日立メディコ
学校法人 岩手医科大学
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Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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    • G01R33/4824—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a non-Cartesian trajectory
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    • G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
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    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as “MRI”) apparatus for obtaining a tomographic image of an examination site of a subject using a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as “NMR”) phenomenon.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a technique for suppressing blood flow artifacts and improving image contrast in imaging of a blood vessel wall where turbulence or stagnation occurs.
  • the carotid artery is an artery located on the left and right throats, and the common carotid artery branched from the aortic arch branches into the internal carotid artery toward the brain under the jaw and the external carotid artery toward the epidermis. This bifurcation to the internal carotid artery is regarded as a site of frequent plaque occurrence. This carotid artery plaque diagnosis is often performed by an ultrasonic inspection that can be completed in a short time.
  • plaque imaging using an angiography method (MR angiography) by MRI has been attracting attention as a method for plaque diagnosis of the carotid artery.
  • MR angiography angiography
  • plaque imaging is superior in spatial resolution and contrast resolution compared to ultrasonography, and the plaque status can be more clearly depicted, and various contrast images can be obtained by changing the imaging parameters. This is because it is effective for the evaluation of the properties.
  • the method used for plaque imaging in MR angiography is called the black blood method, which draws blood in a blood vessel with a low signal and images a blood vessel wall.
  • the black blood method include those using SE (spin echo) method and FSE (fast spin echo) method, and those using a double inversion pulse in combination (for example, see Non-Patent Document 1).
  • the double inversion pulse is a combination of an inverted RF pulse that is applied without selecting a slice and an inverted RF pulse that is applied with a slice selected, thereby erasing the blood signal.
  • the echo time (TE) and slice thickness of the SE method and FSE method are adjusted to suppress the blood signal in the blood vessel.
  • the slice thickness is ⁇ x and the blood flow velocity in the blood vessel is v
  • the blood passing through the blood vessel has no signal if the following equation (1) is satisfied.
  • a black blood image in which blood in a blood vessel is rendered as a low signal can be obtained by increasing TE and / or decreasing the slice thickness so as to satisfy the above formula (1).
  • Electrocardiogram / pulse wave synchronous imaging uses a periodic biological signal obtained from a subject as a trigger signal, executes an imaging procedure called an imaging sequence at a predetermined time interval after receiving the trigger signal, and returns an echo signal It is a photography technique to collect. As a result, the influence of movement included in the echo signal is made uniform, and body movement and flow artifacts are reduced.
  • an artery to be imaged by plaque imaging has a high blood flow velocity and a large change in the fine movement of the blood vessel wall due to pulsation. Therefore, combined use of electrocardiographic synchronization imaging is effective.
  • the repetition time (TR) of the imaging sequence is restricted by the physiological cycle of the living body, and the degree of freedom in setting the imaging parameters is reduced.
  • TR repetition time
  • TR in electrocardiographic synchronization imaging, TR must be set in the range of 900 msec to 1 sec because it is necessary to synchronize with the interval of the cardiac cycle of the subject. Therefore, when using electrocardiogram synchronous imaging together, it is difficult to set optimal imaging parameters for the T1-weighted image, and it is difficult to obtain correct contrast.
  • a non-orthogonal sampling method has been proposed to reduce body movement and flow artifacts without performing electrocardiogram / pulse wave synchronous imaging.
  • a non-orthogonal diameter sampling method for example, a radial method (for example, see Non-Patent Document 2) and a hybrid radial method (for example, see Non-Patent Document 3) are known.
  • the radial method is a technique for obtaining an echo signal necessary for image reconstruction by performing radial sampling while changing the rotation angle with the rotation point being approximately one point (generally the origin) in the measurement space.
  • body movement and flow artifacts are less likely to occur.
  • the radial method performs sampling in a radial manner, the central portion of the measurement space is measured in an overlapping manner, and artifacts are less noticeable due to the addition effect.
  • sampling is not performed in a specific direction, so that the artifacts are scattered in the image, and the artifacts are not noticeable as compared with imaging using the orthogonal sampling method. For this reason, it is said to be robust against body movement.
  • the hybrid radial method is a combination of the radial method and phase encoding.
  • the measurement space is divided into a plurality of blades with different sampling directions and sampled, and phase encoding is performed within the blade.
  • the hybrid radial method has the characteristics of the radial method and is easily applied to a sequence of a multi-echo method that acquires a plurality of echo signals by applying a single high-frequency magnetic field.
  • the multi-echo method for example, the FSE method and the echo planar method are known.
  • Three-dimensional images are useful for morphological diagnosis including blood vessel bifurcations such as plaques that occur in the carotid artery.
  • blood vessel bifurcations such as plaques that occur in the carotid artery.
  • the blood signal cannot be reduced completely by the Black Blood method without the use of double inversion pulses.
  • an inversion RF pulse that is not slice-selected is used, so that a three-dimensional region is imaged by a multi-slice method in which a plurality of slice positions are imaged in TR. Difficult to do. In other words, it is necessary to wait until the magnetization by the inversion RF pulse not selected for the slice is restored, and it is necessary to repeat imaging for the necessary slices, and the imaging time is prolonged.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and in three-dimensional imaging of a blood vessel wall at a place where turbulent flow or stagnation may occur, an image with a desired contrast can be obtained with high quality while suppressing artifacts.
  • An object is to provide a technique for obtaining efficiently.
  • a double inversion pulse obtained by combining a slice non-selective inversion RF pulse and a slice selection inversion RF pulse is combined as a pre-pulse with three-dimensional measurement using a non-orthogonal sampling method.
  • a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to a subject in a static magnetic field
  • a high-frequency magnetic field transmitting means for applying a high-frequency magnetic field pulse for causing nuclear magnetic resonance to a nuclear spin in the subject
  • An echo signal receiving means for detecting an echo signal emitted by nuclear magnetic resonance from the imaging target region of the specimen
  • a signal processing means for performing an operation for reconstructing an image using the echo signal detected by the echo signal receiving means
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: control means for controlling operations of the gradient magnetic field generating means, the high-frequency magnetic field transmitting means, and the echo signal receiving means, wherein the control means is a measurement space in which the echo signals are arranged.
  • Sampling control means for controlling the gradient magnetic field generating means, the high-frequency magnetic field transmitting means and the echo signal receiving means so as to divide the measurement into a plurality of blades having different degrees, and one or more predetermined number of the blade groups
  • a pre-pulse applying means for applying a pre-pulse for suppressing a signal from blood for each measurement
  • a measurement data acquiring means for acquiring an echo signal for image reconstruction of the blade group as measurement data after applying the pre-pulse
  • the measurement data acquisition means acquires all echo signals in the blade group after applying the one high-frequency magnetic field pulse.
  • an image with a desired contrast can be efficiently obtained with high quality while suppressing artifacts.
  • FSE fast spin echo
  • (A)-(c) is a figure for demonstrating the principle which implement
  • (A) is an example of carotid artery plaque imaging by the measurement sequence of the first embodiment, and (b) is an example of MPR display.
  • (A), (b) is an image example of carotid artery plaque imaging by a conventional method.
  • A) is a pulse sequence diagram of the main measurement sequence of the second embodiment, and (b) is a diagram for explaining the order of filling one blade.
  • A) is another pulse sequence diagram of the main measurement sequence of the second embodiment, and (b) is a diagram for explaining the order of filling one blade.
  • A)-(c) is a figure for demonstrating the relationship between the slice encoding amount of each embodiment, and a rotation angle.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an example of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment obtains a tomographic image of the subject 1 using the NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a sequencer 4, and the like. , A transmission system 5, a reception system 6, and an information processing system 7.
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the body axis direction or in a direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1, and is a permanent magnet system arranged around the subject 1 or It is composed of a normal conduction type or superconducting type magnetic field generating means.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 31 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 32 that drives each gradient magnetic field coil.
  • a gradient magnetic field pulse having components in three axial directions of X, Y, and Z is applied to the subject 1.
  • a slice direction gradient magnetic field pulse Gs
  • Gp phase encode direction gradient magnetic field pulse
  • Gf frequency encoding direction gradient magnetic field pulse
  • the transmission system 5 applies a high-frequency magnetic field (RF) pulse to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 52, a modulator 53, and a high-frequency amplifier 54. And a high-frequency coil (transmission coil) 51 on the transmission side.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 52 is amplitude-modulated by the modulator 53 at a timing according to a command from the sequencer 4, amplified by the high-frequency amplifier 54, and then applied to the transmission coil 51 disposed in the vicinity of the subject 1. Supplied and applied to the subject 1 as an RF pulse.
  • the receiving system 6 detects an NMR signal (echo signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a receiving-side high-frequency coil (receiving coil) 61 and an amplifier 62.
  • a quadrature detector 63 and an A / D converter 64 are provided.
  • the echo signal of the response of the subject 1 induced by the RF pulse applied from the transmission coil 51 is detected by the reception coil 61 arranged close to the subject 1, amplified by the amplifier 62, and then the sequencer 4.
  • the sequencer 4 is a control means that repeatedly applies an RF pulse and a gradient magnetic field pulse in accordance with a predetermined pulse sequence.
  • the sequencer 4 operates under the control of the information processing system 7 and issues various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 1.
  • the data is sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the pulse sequence is created in advance according to the purpose of measurement, and stored as a program and data in a storage device 72 or the like to be described later in the information processing system 7.
  • the information processing system 7 controls the overall operation of the MRI apparatus 100, performs signal processing, image reconstruction processing, and the like, and includes a CPU 71, a storage device 72 such as a ROM and a RAM, an external storage device 73 such as an optical disk and a magnetic disk, and the like. , A display device 74 such as a display, and an input device 75 such as a mouse, a trackball, and a keyboard.
  • the CPU 71 performs signal processing and image reconstruction processing, displays a tomographic image of the subject 1 as a result on the display device 74, and stores the storage device 72 or an external device. Record in the storage device 73.
  • the information processing system 7 gives a command to the sequencer 4 according to a pulse sequence stored in advance in the storage device 72 or the like.
  • the transmission coil 51, the reception coil 61, and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 disposed in the space around the subject 1.
  • the transmission coil 51 and the reception coil 61 are provided separately is illustrated here, it is not limited thereto.
  • one high frequency coil may be configured to share both functions.
  • the MRI apparatus 100 having the above configuration visualizes the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. by imaging the spatial distribution of the density of the spin target to be imaged and the spatial distribution of the relaxation phenomenon of the excited state.
  • the imaging target spin species that is currently widely used in clinical practice is proton, which is the main constituent of the subject.
  • a three-dimensional region including a blood vessel wall at a place where turbulence or stagnation may occur in the blood flow is efficiently imaged with a desired contrast while suppressing flow artifacts.
  • imaging of a three-dimensional region including such a blood vessel wall is realized by operating each unit according to a pulse sequence that is determined in advance as described above and stored in the storage device 72.
  • a pulse sequence for realizing this imaging will be described.
  • the signal intensity I of the received signal sent from the receiving system 6 to the information processing system 7 is expressed by the following equation (2).
  • k is a constant
  • ⁇ is a spin density (proton density)
  • T1 and T2 are tissue longitudinal relaxation time and transverse relaxation time
  • TR is a pulse sequence repetition time
  • TE is an echo time, respectively.
  • Contrast types include T1 enhancement, T2 enhancement, proton density enhancement, and the like.
  • the contrast of the image changes depending on the shooting parameters such as TR and TE set at the time of shooting.
  • the TE is set short in order to reduce the contribution due to the TE
  • the TR is set short in order to produce a difference in relaxation time due to the TR.
  • TE is about 10 msec and TR is about 500 to 600 msec.
  • TR is set to be long in order to reduce the contribution due to TR
  • TE is set to be long in order to produce a difference in relaxation time due to TE.
  • settings are generally made such that TE is about 120 msec and TR is about 6000 msec.
  • the FSE (Fast Spin Echo) method in the multi-echo method for acquiring a plurality of echo signals by one RF excitation are used in a shooting sequence for image acquisition.
  • a three-dimensional FSE method is used to image a three-dimensional region.
  • the non-orthogonal sampling method is applied to reduce flow artifacts without using electrocardiogram / pulse wave synchronous imaging.
  • a hybrid radial method that can be easily applied to the multi-echo method is used among the non-orthogonal sampling methods.
  • all measurements are divided into a plurality of blades, and each blade is measured at a rotation angle in a different k space.
  • Each blade is filled with a plurality of echo signals obtained by one excitation of the three-dimensional FSE method, thereby efficiently measuring. Further, in order to reduce the influence of turbulence and retention due to blood flowing in the blood vessel, a double inversion pulse of the black blood method is applied prior to each excitation of the three-dimensional FSE method.
  • FIG. 2 is a pulse sequence diagram of the FSE method.
  • RF, Gs, Gp, Gf, A / D, and Echo represent axes of RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encode gradient magnetic field, frequency encode gradient magnetic field, AD conversion, and echo signal, respectively.
  • an FSE sequence 200 for acquiring six echo signal 210 groups for one excitation RF pulse 201 is shown.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse 202 is applied together with an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • a slice rephase pulse 203 for returning the phase of the spin diffused by the slice selective gradient magnetic field pulse 202 is applied, and the spin phase is dispersed in advance in order to generate an echo signal.
  • a frequency dephase gradient magnetic field pulse 204 is applied.
  • an inversion RF pulse 205 for inverting the spin in the slice plane is repeatedly applied, and for each application of the inversion RF pulse 205, a slice selection gradient magnetic field pulse 206, a phase encoding gradient magnetic field pulse 207 for selecting a slice, The frequency encoding gradient magnetic field pulse 208 is applied, and the echo signal 210 is acquired at the timing of the sampling window 209.
  • the inverted RF pulse 205 is applied six times.
  • Each echo signal 210 is usually acquired as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data.
  • this FSE sequence 200 is repeated while changing the area of the phase encode gradient magnetic field pulses 207 for each time interval (TR) 211, and all echo signals 210 necessary for the image are obtained for each time interval 212. Get a group.
  • a value such as 64, 128, 256, 512 or the like is usually selected per image.
  • One execution of the FSE sequence 200 is called a shot.
  • FIG. 3 shows a state where the echo signal 210 group acquired by the FSE sequence 200 shown in FIG. 2 is arranged in the measurement space 301.
  • an arrow corresponds to one echo signal 210, and the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 210 is scanned.
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 210.
  • a case where six echo signals 210 are acquired by one excitation RF pulse 201 and the measurement space 301 is filled by a multi-shot FSE method in which this is repeated eight times is illustrated.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse 307 is arranged so that the echo signals 210 are arranged in the order of one in each block 302 from top to bottom (ie, from ⁇ Ky to + Ky) in one shot. Control the group. Further, while the FSE sequence 200 is repeated a predetermined number of times (eight in the case of FIG. 3), the phase encode gradient magnetic field pulses 207 are controlled so that signals of the same echo time are arranged in each block 302. In FIG. 3, the echo number of each echo signal acquired by the FSE sequence 200 is shown as a subscript of each block 302. That is, the echo signal has a longer echo time as the subscript increases. Note that the filling order of the measurement space can be changed by changing the method of changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field pulse group 207.
  • the echo signal group 210 of the blocks 302-3 and 302-4 is arranged in the low spatial frequency region in the Ky direction, the contrast of the image is obtained when these echo signal groups 210 are acquired. Contrast is reflected.
  • the above is an example of a general FSE sequence 200.
  • a pulse sequence when non-orthogonal sampling is applied to the FSE method will be described.
  • the hybrid radial method is applied, and each blade is filled with an echo signal group obtained by one excitation.
  • FIG. 4 is a pulse sequence diagram of the FSE sequence 400 when the FSE method is sampled by the hybrid radial method.
  • the three-dimensional FSE method is used.
  • the two-dimensional FSE method will be described as an example.
  • a significant difference from the FSE sequence 200 shown in FIG. 2 in which the orthogonal sampling method is applied to the two-dimensional FSE method is that there is no distinction between the phase encoding gradient magnetic field axis Gp and the frequency encoding gradient magnetic field axis Gf.
  • the G1 and G2 axes are shown.
  • the FSE sequence 200 a case where six echo signal groups are acquired in one shot will be described as an example.
  • the k space is divided into a plurality of blades (unit areas), and each blade is measured at a different rotation angle of the k space.
  • phase encoding is applied to the echo signal measured in the blade.
  • the blade 502 is filled with an echo signal 410 group acquired by one excitation RF pulse 201 of the FSE method. Accordingly, the basic configuration of the pulse sequence for one shot is the same as that of the FSE sequence 200. Gradient magnetic field pulses in the G1 axis and G2 axis directions are combined along the phase encode direction in the blade 502 determined by the rotation angle of the blade 502, and the phase encode pulses are applied in a predetermined order.
  • FIG. 5A is a diagram for explaining the arrangement of the echo signals 410 of one blade 502 acquired using the FSE sequence 400.
  • an arrow corresponds to one echo signal 410
  • the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 410 is scanned.
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 410
  • the subscript corresponds to the echo number.
  • each blade is measured at a rotation angle in a different k space. Therefore, the FSE sequence 400 is repeatedly executed while changing the amplitudes of the frequency dephase gradient magnetic field pulses 401 and 402 and the gradient magnetic field pulses 407 and 408 applied to the two axes (G1 and G2 axes) in the slice plane every time interval 411. Then, all the echo signals 410 necessary for the image are acquired at the time interval 412. By controlling in this way, each blade 502 is rotated radially about one point in the measurement space.
  • FIG. 5B shows a state where the FSE sequence 400 shown in FIG. 4 is repeated and the acquired echo signals 410 are arranged in the measurement space 501.
  • An echo signal obtained by executing one FSE sequence is placed on the blade 502.
  • a subscript 502 is a number (shot number) corresponding to the number of repetitions of the FSE sequence 400 for each time interval 411.
  • This figure shows an example in which the FSE sequence 400 is controlled so as to rotate counterclockwise by a half turn and to scan the measurement space 501 in eight repetitions.
  • an arrow corresponds to one echo signal 410
  • the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 410 is scanned
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 410.
  • all echo signals 410 acquired by the blades 502 are arranged near the center of the measurement space that has a large influence on the image quality of the reconstructed image. As a result, an averaging effect is obtained, and the influence of body movement (including the flow) at the time of echo signal acquisition is averaged and becomes inconspicuous.
  • the pulse sequence when the hybrid radial method is applied to the three-dimensional FSE method used in this embodiment will be described.
  • the pulse sequence in the case of applying the hybrid radial method to the three-dimensional FSE method is basically the same as that applying the hybrid radial method to the two-dimensional FSE method shown in FIG.
  • slice selection is not performed when the excitation RF pulse 201 is applied (non-selective excitation), or a slice gradient magnetic field that selects a relatively thick region (slab) in the slice direction is applied.
  • the gradient magnetic field Gs in the slice direction is also subjected to the same phase change as in the phase encode direction, and the pixels are also decomposed in the slice direction by a three-dimensional Fourier transform operation.
  • FIG. 6 is a pulse sequence diagram of the FSE sequence 600 when the hybrid radial method is applied to the three-dimensional FSE method of the present embodiment. Here, the case of slab selective excitation is shown.
  • the difference from the FSE sequence 400 in which the hybrid radial method is applied to the two-dimensional FSE method is that a slice selection gradient magnetic field pulse 206 for selecting a slice every time an inversion RF pulse 205 is applied, and a slice selection gradient magnetic field pulse 206 before the slice selection gradient magnetic field pulse 206.
  • An applied slice encode gradient magnetic field pulse 601 and a refocus gradient magnetic field pulse 602 that is applied after the slice selective gradient magnetic field pulse 206 and refocuses the slice encode gradient magnetic field pulse 601 are applied to the application axis of the slice selective gradient magnetic field pulse 206. It is a point applied in the coaxial direction.
  • Other configurations are basically the same as those of the FSE sequence 400. That is, the FSE sequence 600 is repeatedly executed while changing the amplitudes of the frequency dephase gradient magnetic field pulses 401 and 402 and the gradient magnetic field pulses 407 and 408 applied to the two axes (G1 and G2 axes) in the slice plane every time interval 611. All echo signals 610 necessary for an image are acquired at a time interval 612. Here, as in FIG. 4, a case where six echo signal groups are acquired in one shot is illustrated.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the measurement space 701 when the hybrid radial method is applied to the three-dimensional FSE method.
  • Kz is a slice encoding direction
  • Ky and Kx are two orthogonal directions in a plane orthogonal to Kz.
  • reference numeral 702 denotes an area sampled by the hybrid radial method on the Ky-Kx plane, and the subscript corresponds to sampling in the Kz direction, that is, slice encoding in the Kz direction.
  • a case where the number of slice encodings is 12 is shown.
  • a double inversion pulse is used to image a blood vessel wall in a region where the speed and direction of the blood flow are not constant due to the occurrence of turbulence and retention while suppressing the blood signal.
  • the black blood method is used.
  • the black blood method using a double inversion pulse will be described.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the principle of realizing the black blood method using double inversion pulses.
  • FIG. 8A is a pulse sequence diagram when a double inversion pulse is used as a pre-pulse
  • FIG. 8B is a diagram showing a change in magnetization according to the pulse sequence shown in FIG.
  • FIG. 8C is a diagram for explaining in association with the measurement region of the MRI apparatus 100.
  • the double inversion pulse 810 includes two inversion RF pulses, a non-selection inversion RF pulse 811 and a selection inversion RF pulse 812.
  • the non-selective inversion RF pulse 811 all the magnetizations in the space 841 around the subject 1 that can be measured by the MRI apparatus 100 are reversed by the non-selective inversion RF pulse 811.
  • the reversal of magnetization in the region 842 including the imaging slice 843 is restored by the selective inversion RF pulse 812.
  • the magnetization of the imaging slice 843 is excited by the excitation RF pulse 821 of the main measurement sequence 820 at a certain time.
  • the magnetization excited by the non-selective inversion RF pulse 811 is relaxed according to the magnetization relaxation curve 834 shown in FIG.
  • the magnetization of the stationary tissue is 831 and the magnetization of the blood is 832.
  • the magnetization of the stationary tissue and blood in the imaging slice 843 is reinverted.
  • the magnetization outside the imaging slice 843 is relaxed according to the magnetization relaxation curve 834.
  • blood flows out of the imaging slice 843 until the start of the main measurement sequence 820, and instead, blood that has not received the selective inversion RF pulse 812 flows into the imaging slice 843.
  • the application of the non-selection inversion RF pulse 811 is followed by the magnetization relaxation curve 834. If the time until the point at which the magnetization relaxes and becomes 0 (Null Point) 833 is set equal to the application interval TI between the non-selective inversion pulse 811 and the excitation RF pulse 821 of the main measurement sequence 820, The blood signal can be lost, and a black blood image can be obtained.
  • the FSE sequence 600 shown in FIG. 6 becomes the main measurement sequence 820 shown in FIG. That is, every time the FSE sequence 600 is executed, the double inversion pulse 810 shown in FIG. 8A is applied before the application TI time of the excitation RF pulse 201.
  • FIG. 9 is a pulse sequence diagram of a measurement sequence 900 for one shot according to the present embodiment. Here, only the RF pulse is extracted and shown. As shown in this figure, in the present embodiment, a double inversion pulse 810 composed of a non-selective inversion RF pulse 811 and a selective inversion RF pulse 812 is applied in this order, and an FSE sequence 600 for one shot from the Null point 833 is obtained. Start.
  • the amplitude of the frequency dephase gradient magnetic field pulse and gradient magnetic field pulse applied to the two axes (G1, G2 axes) in the slice plane is changed.
  • the measurement sequence 900 is repeatedly executed, and all echo signal groups necessary for the image are acquired at a time interval 912.
  • the repetition time (TR) 911 of the measurement sequence 900 can be set to about 600 msec, and a T1-weighted image with good contrast can be obtained.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the positional relationship between the subject 1 and the imaging slice 843 when the measurement sequence 900 of the present embodiment is executed.
  • the left-right direction is AP (Anti-Posterior)
  • the up-down direction is HF (Head-Foot)
  • the direction perpendicular to the paper surface is RL (Right-Left).
  • a bifurcation of the internal carotid artery is shown as an example of a location where turbulence or stagnation may occur.
  • the common carotid artery 1001 branches into an internal carotid artery 1002 and an external carotid artery 1003 at the bifurcation. Blood flows in the common carotid artery 1001 upward from the bottom of the figure.
  • the imaging slice 843 is a cross section including the bifurcated portion of the common carotid artery 1001, and the slice encoding direction of the measurement sequence 900 is substantially parallel to the traveling direction of the common carotid artery 1001.
  • FIG. 11 is a processing flow of an image reconstruction process for reconstructing an image from the echo signal group acquired by the measurement sequence 900 of the present embodiment.
  • the non-orthogonal measurement data 610 group is subjected to gridding for each blade 502 using the method disclosed in Non-Patent Document 4 (step S1101), and the measurement data on the lattice points is calculated.
  • the orthogonal system measurement data 620 group is created.
  • gridding can be executed for each echo signal 610, as described above, when all the data of one blade 502 is acquired in one shot, it is performed every time the echo signal group 610 in the blade 502 is acquired. And good efficiency.
  • the three-dimensional Fourier transform processing is performed on the orthogonal measurement data 620 group after gridding as in the orthogonal sampling method (step S1103).
  • a three-dimensional reconstructed image 630 is obtained.
  • the hybrid radial method that rotates the sampling direction for each blade composed of a plurality of echo signals is applied to the three-dimensional FSE method for image reconstruction. Get the data. Therefore, it is possible to efficiently obtain an image of a three-dimensional region which is an image in which flow artifacts are suppressed and is useful for blood vessel wall diagnosis in a short time.
  • various imaging parameters including the sequence repetition time TR can be set to optimum values at which respective desired contrasts can be obtained without restrictions on the biological cycle.
  • a double inversion pulse is applied before measurement of each block to suppress signals from blood. Therefore, according to the present embodiment, it is possible to efficiently obtain a high-quality image with a desired contrast in plaque imaging for a place where turbulence or stagnation occurs, for example, a carotid artery bifurcation. Can do.
  • the excitation thickness (slab thickness) of the slice is increased. Since the SNR increases accordingly, the field of view (FOV) can be reduced, the slice thickness can be reduced, and carotid plaque imaging with high spatial resolution can be realized.
  • the pixel size in the slice direction can be made fine by the effect of interpolation. With this configuration, an image with higher spatial resolution can be obtained.
  • FIG. 12A shows an example of plaque imaging of the carotid artery acquired in the measurement sequence 900 of the present embodiment.
  • a slice including the bifurcation (the internal carotid artery bifurcation) of the common carotid artery 1001 is extracted from an image created with a slice thickness of 3.0 mm, a slice encoding number of 16, and the number of reconstructed slices of 32.
  • FIG. 13A and FIG. 13B in which the same part as that in FIG. FIG. 13A is an example when the orthogonal sampling method is applied to the SE method, and FIG. 13B is an example when the non-orthogonal sampling method is applied to the SE method.
  • FIG. 13 (a) since the ECG synchronization is not used and the orthogonal sampling method is applied, a flow artifact caused by the blood flow in the blood vessel occurs in the vicinity of the internal carotid artery bifurcation indicated by the arrow. Yes.
  • FIG. 13B the electrocardiographic synchronization is not used, but the non-orthogonal sampling method is applied, so that the flow artifact caused by the blood flow that occurs in the orthogonal sampling method does not occur.
  • a double inversion pulse is not used, a blood flow signal that seems to be turbulent remains in the internal carotid artery bifurcation.
  • FIG. 12 (a) compared with the conventional example shown in FIGS. 13 (a) and 13 (b), not only flow artifacts but also blood signal residue due to turbulent flow at the internal carotid artery bifurcation occurs. You can see that it is not.
  • FIG. 12B shows an example in which the three-dimensional image acquired by the measurement sequence 900 of the present embodiment is displayed along the carotid artery by MPR (Multi-Planar Reconstruction).
  • MPR Multi-Planar Reconstruction
  • the pre-saturation pulse may be arranged above and below the imaging slab.
  • FIG. 14 shows an example in which presaturation pulses are applied to two regions 1401 and 1402 above and below the imaging region 843.
  • the non-orthogonal sampling method is not limited to this.
  • a radial sampling method may be used.
  • the measurement is repeated by changing the ratio of the magnitudes of the phase encoding gradient magnetic field pulse and the frequency encoding gradient magnetic field pulse that are applied every time the inversion RF pulse 205 of the FSE method is applied.
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of the first embodiment. However, the application sequence of the phase encode pulses is different in the measurement sequence used for the main measurement sequence 820 at the time of imaging. Hereinafter, the measurement sequence of the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the central portion of the Ky-Kx plane of the measurement space 701 is repeatedly sampled.
  • all echo signals are arranged so as to pass through the central portion of the Ky-Kx plane of the measurement space 701 that determines the contrast of the image.
  • measurement is performed in units of blades, and echo signals are arranged in the blades according to phase encoding. For this reason, when the hybrid radial method is used, the contrast of the image is affected by the acquisition order of echo signals in each blade. Therefore, by arranging an echo signal having a short echo time in the vicinity of the center of the Ky-Kx plane of the measurement space 701 in each blade, an image with better contrast can be obtained.
  • FIG. 15A is a pulse sequence diagram of the FSE sequence 1500 used for 820 in the main measurement sequence of the present embodiment.
  • the FSE sequence 1500 is basically the same as the FSE sequence 600 of the first embodiment.
  • the application order of gradient magnetic field pulses 1507 and 1508 used for phase encoding when acquiring the echo signal 1510 is different.
  • the gradient magnetic field pulses 407 and 408 are controlled so that the echo signal 610 is acquired in each blade 502 from ⁇ Ky ′ to + Ky ′ (ie, from the top to the bottom of the figure). Is done.
  • the application order of gradient magnetic field pulses 1507 and 1508 is controlled so as to be arranged.
  • FIG. 15B shows the arrangement of echo signals 1510 in one blade 1502 acquired by the FSE sequence 1500 of the present embodiment.
  • the subscript of the echo signal 1510 is an echo number. That is, the echo signal has a longer echo time as the subscript increases.
  • the echo signals 1510 are acquired in the order of the subscripts and are arranged in each blade 1502. Specifically, an echo signal 1510-1 having a phase encode amount of 0 is acquired, echo signals 1510-2 and 1510-3 having different phase encode steps are acquired, and echoes having two different phase encode steps are acquired. Signals 1510-4 and 1510-5 are acquired. This control is repeated, and finally all echo signals 1510 in one blade 1502 are acquired and arranged in the measurement space 701.
  • the echo signal 1510- with the shortest echo time is located in the vicinity of the center in the phase encoding direction in each blade 502 ′. 1 is arranged. And it arrange
  • the FSE sequence 1500 is executed, and this is performed at predetermined time intervals (TR) 1511.
  • TR time intervals
  • the image reconstruction procedure from the echo signals 1510 filled in the measurement space is the same as in the first embodiment. That is, for each blade 1502, the echo signals 1510 obtained as measurement data are gridded, and then three-dimensional Fourier transform is performed to obtain a reconstructed image.
  • phase encoding order of the hybrid sampling method is set to the above order, so that an image with better contrast can be obtained.
  • the echo signal 1510-1 having the shortest echo time is arranged in the vicinity of the center in the phase encoding direction in each blade 1502, which has a great influence on the contrast, the echo signal 1510 is arranged in a centric order.
  • the application order of the gradient magnetic field pulses 1507 and 1508 is controlled so as to do this.
  • the control of the application order is not limited to this.
  • FIG. 16 shows an example of another FSE sequence 1600 that is another FSE sequence used in the present measurement sequence 820 and that arranges an echo signal having the shortest echo time in the vicinity of the center in the phase encoding direction in each blade.
  • FIG. 16A is a pulse sequence diagram for one shot of the FSE sequence 1600 used in the main measurement sequence 820.
  • FIG. 16B is a diagram for explaining the arrangement order of echo signals 1610 in one blade 1602 FIG.
  • the FSE sequence 1600 is obtained by applying the hybrid radial method to the three-dimensional FSE method, and is basically the same as the FSE sequence 600. However, the application order of the phase encode pulse at the time of echo signal acquisition is different.
  • the suffix of the echo signal 1610 is an echo number. Accordingly, the echo signal 1610 is acquired in the order of the subscripts and is arranged on each blade 1602. Specifically, an echo signal 1610-1 with a phase encoding amount of 0 is first acquired, and then the phase encoding step is increased by one to acquire echo signals 1610-2 to 1610-6.
  • the echo signal 1610-1 having the shortest echo time is arranged in the vicinity of the center in the phase encoding direction in each blade 1602, and gradually moves away from the center as the echo time increases. Placed in position.
  • the number of echoes and the number of blocks in the block of the hybrid radial method are illustrated as being 6 and 8, respectively, in order to simplify the description.
  • the present invention is not limited to this.
  • the number of blocks and the number of echoes in the block can be arbitrarily set.
  • the case where the measurement space is rotated in the two-dimensional plane defined by the Gr axis and the Gp axis has been described as an example.
  • the Gr axis and Gp axis can be made to correspond to arbitrary axes of X, Y, and Z in the imaging space. Further, the oblique imaging or the off-center imaging may be performed without corresponding to these axes of the imaging space.
  • an imaging sequence in which a non-orthogonal sampling method is combined with three-dimensional measurement such as the FSE sequence 600, the FSE sequence 1500, and the FSE sequence 1600 is used for the main measurement sequence 820.
  • the encoding in the slice direction and the update of the rotation angle in the imaging slice at the time of sampling are performed first for each repetition of the sequence. May be. By optimizing this order, blood signals can be effectively reduced and artifacts can be reduced.
  • FIG. 17 shows the relationship between the application amount (slice encoding) Gs of the encoding gradient magnetic field pulse in the slice direction and the rotation angle ⁇ of the non-orthogonal sampling in the imaging sequence in which the non-orthogonal sampling method is combined with the three-dimensional measurement.
  • each rotation ⁇ in non-orthogonal sampling is an angle from a predetermined direction on the Ky-Kx plane of the measurement space 701. Further, in this figure, the suffix of each number corresponds to the order of measurement in the sequence.
  • FIG. 17A shows a case where the slice encode Gs is acquired first for each rotation angle ⁇ .
  • the rotation angle ⁇ is set to 0 °, and the slice encode gradient magnetic field pulse is changed from + G to ⁇ G to obtain six data strings 1701-1.
  • the rotation angle is changed by one step (0 ° + ⁇ ), and the slice encode gradient magnetic field pulse is similarly changed to obtain the next data string 1701-2. This operation is sequentially repeated to obtain all data strings 1701-1 to 1701-I.
  • body motion correction can be performed by creating an image with low spatial resolution using echo signals acquired at each rotation angle ⁇ . Accordingly, when the echo signals are acquired in the order shown in FIG. 17A, the measurement data in the slice direction necessary for image reconstruction is arranged first for each rotation angle ⁇ in the measurement space, and thus acquired at the same rotation angle ⁇ . The influence of body movement between echo signals is reduced, and body movement correction can be performed sequentially, which is efficient.
  • FIG. 17B shows a case where the scan in the rotation angle direction is performed first for each slice encode Gs.
  • the slice encoding amount is set to + Gs, and the rotation angle ⁇ is changed from 0 ° to a predetermined angle (for example, 180 °) to obtain the data string 1702-1.
  • the slice encoding amount is changed by one step, and the next data string 1702-2 is acquired. This operation is sequentially repeated to obtain all data strings 1702-1 to 1702-6.
  • the repetition time (TR) is about 500 to 600 msec. For this reason, it takes a measurement time of several tens of seconds to obtain the data 1702 for one row by changing each rotation ⁇ about 18 times as in the example of this figure. Therefore, even if the signal from the blood flow includes the influence of a pulsation with a period of 1 second to several seconds, the signal is acquired at random timing when viewed from the update time of the step of the slice encoding Gs. Thus, the signal from the blood can be made lower due to the dephase effect.
  • FIG. 17C is another example in which the scan in the rotation angle direction is first performed for each slice encode Gs, as in FIG. 17B.
  • the application sequence of the slice encoding amount is different from that in the case of FIG.
  • the data sequence 1703-1 with the slice encode amount 0 is acquired, and then the slice encode amount is changed by one step to acquire the next data sequence 1703-2.
  • the data string 1703-3 is acquired by changing the gradient magnetic field polarity while keeping the slice encoding amount as it is.
  • the slice encode amount is further changed by one step to obtain the data sequence 1703-4, and the slice encode amount is maintained and the gradient magnetic field polarity is changed to obtain the data sequence 1703-5.
  • the operation of acquiring the data sequence by changing the gradient magnetic field polarity is repeated to obtain all the data sequences 1703-1 to 1703-6.
  • Measured in this way makes it possible to obtain data in the low spatial frequency region, including information on the overall shape of the image, and reduce the influence of body motion artifacts.
  • the point indicated by the rotation angle ⁇ includes one echo signal when the radial method is used, and includes a plurality of echo signals parallel to the rotation angle ⁇ when the hybrid radial method is used. Further, although not illustrated here, the application order of the slice encoding amount and the update order of the rotation angle may be made completely random.
  • the present invention is not limited to the contents disclosed in each of the above embodiments, and can take various forms based on the gist of the present invention.

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Abstract

　乱流や滞留の発生する可能性のある箇所の血管壁の３次元イメージングにおいて、所望のコントラストの画像を、アーチファクトを抑制しつつ高い品質で効率的に得る。　スライス非選択の反転ＲＦパルスとスライス選択の反転ＲＦパルスを組み合わせたダブルインバージョンパルスをプリパルスとして、非直交系サンプリング法を用いた３次元計測に組み合わせる。３次元計測として３次元ＦＳＥ法を、非直交系サンプリング法としてハイブリッドラディアル法をそれぞれ適用し、１ブレード内のエコー信号を１回の励起ＲＦパルスにより取得する。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明は、本発明は、核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」と略記する）装置に関し、特に、乱流や滞留などが発生する箇所の血管壁のイメージングにおいて、血流アーチファクトを抑制し、画像コントラストを改善する技術に関する。
　虚血性疾患の予防及び進行の把握のために、プラーク、特に頚動脈に生じるプラークの診断は重要である。頚動脈は左右の喉に位置する動脈であり、大動脈弓から分岐した総頚動脈が、顎の下部分で脳内に向う内頚動脈と、表皮付近に向う外頚動脈に分岐する。この内頚動脈への分岐部は、プラークの好発部位とされている。この頚動脈のプラーク診断には、短時間で検査が終了する超音波による検査が用いられることが多い。
　最近、頚動脈のプラーク診断の手法として、ＭＲＩによる血管撮影方法（ＭＲアンギオグラフィー）を用いるプラークイメージングが注目されつつある。これは、プラークイメージングが超音波検査と比べて空間分解能とコントラスト分解能に優れ、プラークの状態をより明瞭に描出できるとともに、撮影パラメータを変えることにより、多様なコントラストの画像を得ることができ、プラークの性状の評価に有効とされているためである。
　ＭＲアンギオグラフィーの中でプラークイメージングに用いられる手法は、血管内の血液を低信号に描出し、血管壁を画像化するブラック・ブラッド法と呼ばれるものである。ブラック・ブラッド法にはＳＥ（スピンエコー）法やＦＳＥ（ファストスピンエコー）法を用いるもの、これらとダブルインバージョンパルスとを併用するものなどがある（例えば、非特許文献１参照）。
　ダブルインバージョンパルスは、スライスを選択しないで印加する反転ＲＦパルスとスライスを選択して印加する反転ＲＦパルスとを組み合わせて血液の信号を消失させるものである。一方、このダブルインバージョンパルスを併用しないブラック・ブラッド法では、ＳＥ法やＦＳＥ法のエコー時間（ＴＥ）およびスライス厚を調整し、血管内の血液の信号を抑える。例えば、ＳＥ法の場合、スライス厚をΔｘ、血管内の血液の流速をｖとすると、以下の式（１）を満たせば血管内を通過する血液は無信号となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 上記式（１）を満たすように、ＴＥを長く、および／または、スライス厚を薄くすることにより、血管内の血液を低信号として描出するブラック・ブラッド画像を得ることができる。
　一般に、ＭＲＩでは、ｋ空間（いわゆる「計測空間」といわれる空間）上の各格子点のエコー信号をサンプリングするに際し、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す直交系（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ）サンプリングを行う場合、位相エンコード量を変えながら繰り返しエコー信号をサンプリングする。このため、血流のように撮影中に位置が変化する対象を撮影する場合、印加した位相エンコード量に加えてランダムな位相変化がエコー信号に加わり、位相エンコード方向のフーリエ変換時に正しい位置に信号が配置されず、フローアーチファクトが生じる。
　このフローアーチファクト低減の１つの手法として心電／脈波同期撮影がある。心電／脈波同期撮影は、被検体から得られた周期的な生体信号をトリガ信号とし、トリガ信号を受信してから所定の時間間隔で撮影シーケンスと呼ばれる撮影手順を実行して、エコー信号を収集する撮影手法である。これによりエコー信号に含まれる動きの影響を揃え、体動やフローアーチファクトを低減する。特にプラークイメージングで撮影の対象となる動脈は、血流の流速が早く、また、拍動による血管壁の微細な動きの変化が大きいため、心電同期撮影の併用は効果的である。
　しかし、心電／脈波同期撮影は、撮影シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）が生体の生理的な周期に制約され、撮影パラメータの設定の自由度が低下する。例えば、Ｔ１強調画像を取得する場合、１．５ＴのＭＲＩ装置では、ＴＲを５００ｍｓｅｃ程度に設定することが望ましいとされる。しかし、心電同期撮影では、ＴＲは、被検体の心周期のインターバルに同期させる必要があるため、９００ｍｓｅｃ～１ｓｅｃの範囲で設定することとなる。従って、心電同期撮影を併用する場合、Ｔ１強調画像に最適な撮影パラメータを設定することができず、正しいコントラストを得ることが難しい。
　心電／脈波同期撮影を行わず、体動やフローアーチファクトを低減するものとして、非直交系（Ｎｏｎ－ｃａｒｔｅｓｉａｎ）サンプリング法が提案されている。非直交径サンプリング法として、例えば、ラディアル法（例えば、非特許文献２参照）、ハイブリッドラディアル法（例えば、非特許文献３参照）が知られている。
　ラディアル法は、計測空間の略一点（一般的には原点）を回転中心として回転角を変えながら放射状にサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を得る技術である。このとき、回転角度毎に撮影が完結するため、体動やフローアーチファクトが生じにくくなる。更に、ラディアル法は放射状にサンプリングを行うことから、計測空間の中心部位が重複して計測され、加算効果によりアーチファクトが目立ちにくくなる。更に、アーチファクトが生じた場合でも、特定方向にサンプリングしていないため、アーチファクトが画像内に散らばり、直交系サンプリング法の撮影と比較してアーチファクトが目立たなくなる。このため、体動に対してロバストといわれる。
　また、ハイブリッドラディアル法は、ラディアル法に位相エンコードを組み合わせたもので、計測空間をサンプリング方向の異なる複数のブレードに分割してサンプリングし、ブレード内で位相エンコードを行う。ハイブリッドラディアル法は、ラディアル法の特性を有するとともに、一回の高周波磁場の印加で複数のエコー信号を取得するマルチエコー法のシーケンスに適用しやすいという特徴を持つ。なお、マルチエコー法としては、例えば、ＦＳＥ法やエコープレナー法などが知られている。
　これらの非直交系サンプリングをプラークイメージングに用いることで、心電／脈波同期撮影を行わずにフローアーチファクトの少ない画像を得ることができる。
　なお、非直交系サンプリングで取得した計測データは、計測空間において、規則正しい格子点の座標に一致しない点に配置される。従って、これらの計測データから画像を再構成する場合は、グリッディングと呼ばれる補間処理を行う。グリッディングは、例えばＳｉｎｃ関数やＫａｉｓｅｒ－Ｂｅｓｓｅｌ関数の補間用関数を用いて行う（例えば、非特許文献４参照）。
Ｏ．　Ｐ．　Ｓｉｍｏｎｅｔｔｉ　ｅｔ．　ａｌ．，　"Ｂｌａｃｋ　Ｂｌｏｏｄ"　Ｔ２－ｗｅｉｇｈｔｅｄ　Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ－Ｒｅｃｏｖｅｒｙ　ＭＲ　Ｉｍａｇｉｎｇ　ｏｆ　Ｈｅａｒｔ，　Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ　１９９，　４９（１９９６） Ｇ．　Ｈ．　Ｇｌｏｖｅｒ　ｅｔ．　ａｌ．，　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ　ｆｏｒ　Ｒｅｄｕｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｍｏｔｉｏｎ　Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｉｎ　ＭＲＩ，　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　２８：　２７５－２８９　（１９９２） Ｊａｍｅｓ　Ｇ．　Ｐｉｐｅ，　Ｍｏｔｉｏｎ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　Ｗｉｔｈ　ＰＲＯＰＥＬＬＥＲ　ＭＲＩ：　Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　ｔｏ　Ｈｅａｄ　Ｍｏｔｉｏｎ　ａｎｄ　Ｆｒｅｅ－Ｂｒｅａｔｈｉｎｇ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｉｍａｇｉｎｇ，　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　４２：９６３－９６９　（１９９９） Ｊ．　Ｉ　Ｊａｃｋｓｏｎ　ｅｔ．　ａｌ．　，　Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ　ｏｆ　ａ　Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ　Ｆｕｎｃｔｉｏｎ　ｆｏｒ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　Ｕｓｉｎｇ　Ｇｒｉｄｄｉｎｇ，　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ．　Ｍｅｄ．　Ｉｍａｇｉｎｇ，　ｖｏｌ．１０，　ｐｐ．　４７３－４７８，　１９９１
　頚動脈に生じるプラークといった血管の分岐部を含めた形態診断には、３次元画像が有用とされている。しかし、頚動脈の分岐部のような血管の走行方向が変化し、乱流や血液の滞留が発生しやすい領域では、ダブルインバージョンパルスを用いないブラック・ブラッド法では血液の信号を完全に低下できない場合がある。一方、ダブルインバージョンパルスを併用したブラック・ブラッド法では、上述のようにスライス非選択の反転ＲＦパルスを使用するため、ＴＲ内に複数のスライス位置を撮影するマルチスライス法により３次元領域を撮像することは難しい。すなわち、スライス非選択の反転ＲＦパルスによる磁化が回復するのを待ち、必要なスライス分撮影を繰り返す必要があり、撮影時間が長引く。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、乱流や滞留の発生する可能性のある箇所の血管壁の３次元イメージングにおいて、所望のコントラストの画像を、アーチファクトを抑制しつつ高い品質で効率的に得る技術を提供することを目的とする。
　本発明は、スライス非選択の反転ＲＦパルスとスライス選択の反転ＲＦパルスを組み合わせたダブルインバージョンパルスをプリパルスとして、非直交系サンプリング法を用いた３次元計測に組み合わせる。
　具体的には、静磁場中の被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを印加する高周波磁場送信手段と、前記被検体の撮影対象領域から核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像を再構成する演算を行う信号処理手段と、前記傾斜磁場発生手段、前記高周波磁場送信手段および前記エコー信号受信手段の動作を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御手段は、前記エコー信号が配置される計測空間を、当該計測空間のスライス方向の断面の原点を通る計測軌跡を有するブレードであって、前記断面の座標軸に対する前記計測軌跡の角度が互いに異なる複数のブレードに分割して計測するよう、前記傾斜磁場発生手段、高周波磁場送信手段およびエコー信号受信手段を制御するサンプリング制御手段と、１以上の予め定められた数の前記ブレード群の計測毎に、血液からの信号を抑圧するプリパルスを印加するプリパルス印加手段と、前記プリパルス印加後、当該ブレード群の、画像再構成用のエコー信号を計測データとして取得する計測データ取得手段と、を備え、前記計測データ取得手段は、１の前記高周波磁場パルス印加後に、前記ブレード群内の全エコー信号を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　本発明によれば、乱流や滞留の発生する可能性のある箇所の血管壁の３次元イメージングにおいて、所望のコントラストの画像を、アーチファクトを抑制しつつ高い品質で効率的に得ることができる。
第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。 直交系サンプリングを適用したファストスピンエコー（ＦＳＥ）法のパルスシーケンス図である。 直交系サンプリングを適用した２次元ＦＳＥ法による計測空間充填を説明するための図である。 ハイブリッドラディアル法を適用した２次元ＦＳＥ法のパルスシーケンス図である。 ハイブリッドラディアル法を適用した２次元ＦＳＥ法による計測空間充填を説明するための図であり、（ａ）は１ブレードを、（ｂ）は計測空間全体を示す。 ハイブリッドラディアル法を適用した３次元ＦＳＥ法のパルスシーケンス図である。 ハイブリッドラディアル法を適用した３次元ＦＳＥ法による計測空間を説明するための図である。 （ａ）～（ｃ）は、ダブルインバージョンパルスを用い、ブラック・ブラッド法を実現する原理を説明するための図である。 第一の実施形態の計測シーケンスのパルスシーケンス図である。 第一の実施形態の計測時の被検体と撮影スライスとの位置関係を説明するための図である。 第一の実施形態の画像再構成処理の処理フローである。 （ａ）は、第一の実施形態の計測シーケンスによる頚動脈のプラークイメージングの画像例で、（ｂ）はそのＭＰＲ表示例である。 （ａ）、（ｂ）は、従来法による頚動脈プラークイメージングの画像例である。 第一の実施形態の他の手法を説明するための図である。 （ａ）は、第二の実施形態の本計測シーケンスのパルスシーケンス図であり、（ｂ）は、１ブレードへの充填順を説明するための図である。 （ａ）は、第二の実施形態の本計測シーケンスの他のパルスシーケンス図であり、（ｂ）は、１ブレードへの充填順を説明するための図である。 （ａ）～（ｃ）は、各実施形態のスライスエンコード量と回転角との関係を説明するための図である。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の一例の全体構成を示すブロック図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体１の断層画像を得るもので、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、シーケンサ４と、送信系５と、受信系６と、情報処理系７と、を備える。
　静磁場発生系２は、被検体１の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに配置される永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段により構成される。
　傾斜磁場発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源３２とから成り、後述のシ－ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源３２を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の成分を有する傾斜磁場パルスを被検体１に印加する。例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚのいずれかの１方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、残り２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場（ＲＦ）パルスを印加するもので、高周波発振器５２と変調器５３と高周波増幅器５４と送信側の高周波コイル（送信コイル）５１とを備える。高周波発振器５２から出力された高周波パルスは、シーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器５３により振幅変調され、高周波増幅器５４で増幅された後、被検体１に近接して配置された送信コイル５１に供給され、被検体１にＲＦパルスとして印加される。
　受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）６１と増幅器６２と直交位相検波器６３とＡ／Ｄ変換器６４とを備える。送信コイル５１から印加されたＲＦパルスによって誘起される被検体１の応答のエコー信号は、被検体１に近接して配置された受信コイル６１で検出され、増幅器６２で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器６３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器６４でディジタル量に変換されて、受信信号として情報処理系７に送られる。
　シーケンサ４は、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する制御手段で、情報処理系７の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。パルスシーケンスは、計測の目的に従って予め作成され、プログラムおよびデータとして情報処理系７内の後述する記憶装置７２等に格納される。
　情報処理系７は、ＭＲＩ装置１００全体の動作の制御、信号処理、画像再構成処理等を行うもので、ＣＰＵ７１、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの記憶装置７２、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置７３と、ディスプレイ等の表示装置７４と、マウス、トラックボール、キーボード等の入力装置７５とを備える。受信系６から受信信号が入力されると、ＣＰＵ７１が信号処理、画像再構成処理を実行し、その結果として得られる被検体１の断層画像を表示装置７４に表示すると共に、記憶装置７２または外部記憶装置７３に記録する。また、情報処理系７は、予め記憶装置７２等に格納されているパルスシーケンスに従って、シーケンサ４に指令を与える。
　なお、図１において、送信コイル５１と受信コイル６１と傾斜磁場コイル９とは、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生系２の静磁場空間内に設置されている。また、ここでは、送信コイル５１と受信コイル６１とを別個に設ける場合を例示しているが、これに限られない。例えば、１の高周波コイルで、両機能を兼用させるよう構成してもよい。
　以上の構成を有するＭＲＩ装置１００は、撮影対象スピン種の密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮影する。なお、現在臨床で普及している撮影対象スピン種は、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。
　特に、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、血流に乱流や滞留の発生する可能性のある箇所の血管壁を含む３次元領域を、所望のコントラストでフローアーチファクトを抑えつつ効率的に撮像する。本実施形態のＭＲＩ装置１００では、上述のように予め定められ、記憶装置７２に格納されるパルスシーケンスに従って各部を動作させることにより、このような血管壁を含む３次元領域の撮影を実現する。以下、この撮影を実現するパルスシーケンスについて説明する。
　本実施形態のパルスシーケンスの説明に先立ち、ＭＲＩ装置１００で取得する画像のコントラストについて説明する。
　受信系６から情報処理系７に送られてきた受信信号の信号強度Ｉは、以下の式（２）で示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 ここで、ｋは定数、ρはスピン密度（プロトン密度）、Ｔ１、Ｔ２は、それぞれ、組織の縦緩和時間および横緩和時間、ＴＲはパルスシーケンスの繰り返し時間、ＴＥはエコー時間である。
　この両緩和時間Ｔ１、Ｔ２が組織毎に異なるため、この差が画像コントラストになる。臨床診断上は、単一のコントラストの画像のみを用いるのではなく、同一部位において複数のコントラストの画像を取得し、それぞれの関係を考慮して病変部を診断する。コントラストの種類としては、Ｔ１強調、Ｔ２強調、プロトン密度強調などがある。
　式（２）から明らかなように、画像のコントラストは、ＴＲ、ＴＥといった撮影時に設定される撮影パラメータに依存して変化する。Ｔ１強調画像を得る撮影では、ＴＥによる寄与を少なくするためＴＥを短く設定し、かつ、ＴＲによる緩和時間の差を出すためにＴＲを短めに設定する。例えば、１．５テスラのＭＲＩ装置では、ＴＥを１０ｍｓｅｃ程度、ＴＲを５００～６００ｍｓｅｃ程度とする設定が一般的である。一方、Ｔ２強調画像を得る撮影では、ＴＲによる寄与を少なくするためにＴＲを長く設定し、かつ、ＴＥによる緩和時間の差を出すためにＴＥを長めに設定する。例えば、１．５テスラのＭＲＩ装置では、ＴＥを１２０ｍｓｅｃ程度、ＴＲを６０００ｍｓｅｃ程度とする設定が一般的である。
　このようなＴ１強調画像およびＴ２強調画像それぞれを効率よく得るために、本実施形態では、１回のＲＦ励起で複数のエコー信号を取得するマルチエコー法の中の、ＦＳＥ（Ｆａｓｔ　Ｓｐｉｎ　Ｅｃｈｏ）法を画像取得のための撮影シーケンスに用いる。特に、本実施形態では、３次元領域を撮像するため、３次元ＦＳＥ法を用いる。また、本実施形態では、心電／脈波同期撮影を用いず、フローアーチファクトを低減するため、非直交系サンプリング法を適用する。本実施形態では、非直交系サンプリング法の中でも、マルチエコー法に適用しやすいハイブリッドラディアル法を用いる。ハイブリッドラディアル法は、全計測を複数のブレードに分割し、各ブレードを異なるｋ空間の回転角で計測する。各ブレード内を、３次元ＦＳＥ法の１回の励起で得られる複数のエコー信号で充填することで、効率的に計測を行う。さらに、血管内を流れる血液による乱流や滞留の影響を低減するため、３次元ＦＳＥ法の各励起に先立ち、ブラック・ブラッド法のダブルインバージョンパルスを印加する。
　本実施形態に用いる３次元ＦＳＥ法の説明に先立ち、一般のＦＳＥ法を説明する。図２は、ＦＳＥ法のパルスシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆ、Ａ／Ｄ、Ｅｃｈｏはそれぞれ、ＲＦパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、ＡＤ変換、エコー信号の軸を表す。また、ここでは、一例として、１回の励起ＲＦパルス２０１について、６個のエコー信号２１０群を取得するＦＳＥシーケンス２００を示す。
　ＦＳＥシーケンス２００では、まず、撮影面内のスピンに高周波磁場を与える励起ＲＦパルス２０１とともに、スライス選択傾斜磁場パルス２０２を印加する。スライス選択傾斜磁場パルス２０２の印加直後にスライス選択傾斜磁場パルス２０２により拡散したスピンの位相を戻すためのスライスリフェーズパルス２０３を印加するとともに、エコー信号を生成させるために、予めスピンの位相を分散させておくために周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス２０４を印加する。その後、スピンをスライス面内で反転するための反転ＲＦパルス２０５を繰り返し印加するとともに、各反転ＲＦパルス２０５の印加毎に、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス２０６、位相エンコード傾斜磁場パルス２０７、周波数エンコード傾斜磁場パルス２０８を印加し、サンプリングウインド２０９のタイミングで、エコー信号２１０を取得する。ここでは、上述のように、１回の励起ＲＦパルス２０１について６個のエコー信号２１０群を取得するため、反転ＲＦパルス２０５を６回印加する。なお、エコー信号２１０は、それぞれが、通常、１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として取得される。
　また、ＦＳＥ法による撮影では、このＦＳＥシーケンス２００を、時間間隔(ＴＲ)２１１毎に位相エンコード傾斜磁場パルス２０７群の面積を変えながら繰り返し、時間間隔２１２毎に画像に必要な全てのエコー信号２１０群を取得する。取得するエコー信号２１０の数は、通常１枚の画像あたり６４、１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。１回のＦＳＥシーケンス２００の実行を、ショットと呼ぶ。
　図２に示すＦＳＥシーケンス２００で取得したエコー信号２１０群を計測空間３０１に配置した様子を図３に示す。本図において、矢印は１つのエコー信号２１０に対応し、矢印の向きがエコー信号２１０を走査した方向を示す。また、矢印の太さがエコー信号２１０の信号強度に対応する。ここでは、一例として、１回の励起ＲＦパルス２０１で６個のエコー信号２１０群を取得し、これを８回繰り返すマルチショットのＦＳＥ法により計測空間３０１を充填する場合を例示する。
　ＦＳＥシーケンス２００では、１回のショットで、エコー信号２１０群を上から下に（すなわち、－Ｋｙから＋Ｋｙに向って）各ブロック３０２に１つずつシーケンシャルオーダで配置するよう位相エンコード傾斜磁場パルス３０７群を制御する。さらに、ＦＳＥシーケンス２００を予め定められた回数（図３の場合は８回）繰り返す間に、各ブロック３０２に同じエコー時間時間の信号が配置されるよう位相エンコード傾斜磁場パルス２０７群を制御する。図３では、ＦＳＥシーケンス２００で取得する各エコー信号のエコー番号を、各ブロック３０２の添え字として示す。すなわち、添え字が大きくなるほどエコー時間が長いエコー信号である。なお、計測空間の充填順は、位相エンコード傾斜磁場パルス群２０７の強度の変更法を変えることによって、変更することができる。
　なお、ＭＲＩ画像のコントラストは、計測空間３０１の低空間周波数領域（Ｋｘ＝０、Ｋｙ＝０を中心として、その近傍）に配置されたエコー信号の影響を大きく受けて決定する。図３の場合、Ｋｙ方向の低空間周波数領域にはブロック３０２－３、３０２－４のエコー信号群２１０が配置されているので、画像のコントラストにはこれらエコー信号群２１０が取得された時点のコントラストが反映される。
　以上が、一般的なＦＳＥシーケンス２００の例である。次に、このＦＳＥ法に非直交径サンプリングを適用する場合のパルスシーケンスについて説明する。ここでは、上述のように、ハイブリッドラディアル法を適用し、１回の励起で得られるエコー信号群で、各ブレードを充填する。
　図４は、ＦＳＥ法をハイブリッドラディアル法でサンプリングする場合のＦＳＥシーケンス４００のパルスシーケンス図である。上述のように、本実施形態では、３次元ＦＳＥ法を用いる。しかし、ここでは、説明を簡単にするため、まず、２次元ＦＳＥ法を例にあげて説明する。２次元ＦＳＥ法に直交系サンプリング法を適用する図２に示すＦＳＥシーケンス２００との大きな違いは、位相エンコード傾斜磁場軸Ｇｐと周波数エンコード傾斜磁場軸Ｇｆとの区別が無いことである。なお、図４では便宜上、Ｇ１、Ｇ２軸として示す。また、ここでは、ＦＳＥシーケンス２００と同様、１回のショットで６個のエコー信号群を取得する場合を例にあげて説明する。
　ハイブリッドラディアル法による撮影では、ｋ空間を複数のブレード（単位領域）に分割し、各ブレードを異なるｋ空間の回転角で計測する。また、ブレード内で計測されるエコー信号に位相エンコードを付与する。ここでは、ＦＳＥ法の１回の励起ＲＦパルス２０１で取得するエコー信号４１０群でブレード５０２を充填する。従って、１ショット分のパルスシーケンスの基本的な構成はＦＳＥシーケンス２００と同様である。ブレード５０２の回転角で定まるブレード５０２内の位相エンコード方向に沿って、Ｇ１軸およびＧ２軸方向の傾斜磁場パルスを組み合わせ、位相エンコードパルスを所定の順序で印加する。
　本実施形態では、ブレード５０２内の読み出し方向と位相エンコード方向とをそれぞれＫｘ’およびＫｙ’とすると、エコー信号４１０が、－Ｋｙ’からＫｙ’に向かって取得されるよう、Ｇ１軸およびＧ２軸に印加する傾斜磁場パルス４０７、４０８を制御する。図５（ａ）は、ＦＳＥシーケンス４００を用いて取得した１つのブレード５０２のエコー信号４１０の配置を説明するための図である。ここでは、矢印は１つのエコー信号４１０に対応し、矢印の向きがエコー信号４１０を走査した方向を示す。また、矢印の太さがエコー信号４１０の信号強度と対応し、添え字がエコー番号に対応する。
　また、ハイブリッドラディアル法による撮影では、上述のように、各ブレードを異なるｋ空間の回転角で計測する。このため、時間間隔４１１毎にスライス面内の２軸（Ｇ１、Ｇ２軸）に印加する周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス４０１および４０２、傾斜磁場パルス４０７および４０８の振幅を変えながらＦＳＥシーケンス４００を繰り返し実行し、時間間隔４１２で画像に必要な全てのエコー信号４１０群を取得する。このように制御することで、各ブレード５０２を、計測空間の略一点を中心として放射状に回転させる。
　図４に示すＦＳＥシーケンス４００を繰り返し、取得したエコー信号４１０群を計測空間５０１に配置した様子を図５（ｂ）に示す。１回のＦＳＥシーケンスの実行により得られたエコー信号はブレード５０２に配置される。５０２の添え字が時間間隔４１１毎のＦＳＥシーケンス４００の繰り返し回数に対応する番号（ショット番号）である。本図は、反時計回りに半周だけ回転し、８回の繰り返しで計測空間５０１を走査するようにＦＳＥシーケンス４００を制御した場合の例である。また、各ブレード５０２内で、矢印は１つのエコー信号４１０に対応し、矢印の向きがエコー信号４１０を走査した方向を示し、矢印の太さがエコー信号４１０の信号強度に対応する。
　このように、ハイブリッドラディアル法によれば、再構成画像の画質に与える影響の大きい計測空間の中心付近に、各ブレード５０２で取得した全てのエコー信号４１０が配置される。これにより、加算平均効果が得られ、エコー信号取得時点の体動（フローを含む）の影響が平均化されて、目立ちにくくなる。
　次に、本実施形態で用いる、３次元ＦＳＥ法にハイブリッドラディアル法を適用した場合のパルスシーケンスについて説明する。３次元ＦＳＥ法にハイブリッドラディアル法を適用する場合のパルスシーケンスは、基本的に図４に示す２次元ＦＳＥ法にハイブリッドラディアル法を適用するものと同様である。ただし、３次元ＦＳＥ法では、励起ＲＦパルス２０１の印加時にスライス選択を行わない（非選択励起）か、或いはスライス方向に比較的厚さのある領域（スラブ）を選択するスライス傾斜磁場を印加する。そして、スライス方向の傾斜磁場Ｇｓにも位相エンコード方向と同様な位相変化を与え、３次元フーリエ変換演算によってスライス方向も画素を分解する。
　図６は、本実施形態の３次元ＦＳＥ法にハイブリッドラディアル法を適用する場合のＦＳＥシーケンス６００のパルスシーケンス図である。ここでは、スラブ選択励起の場合を示す。ハイブリッドラディアル法を２次元ＦＳＥ法に適用するＦＳＥシーケンス４００との違いは、反転ＲＦパルス２０５の印加毎に、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス２０６と、当該スライス選択傾斜磁場パルス２０６の前に印加されるスライスエンコード傾斜磁場パルス６０１と、スライス選択傾斜磁場パルス２０６の後に印加され、スライスエンコード傾斜磁場パルス６０１をリフォーカスするリフォーカス傾斜磁場パルス６０２とをスライス選択傾斜磁場パルス２０６の印加軸と同軸方向に印加する点である。他の構成は基本的にＦＳＥシーケンス４００と同様である。すなわち、時間間隔６１１毎にスライス面内の２軸（Ｇ１、Ｇ２軸）に印加する周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス４０１および４０２、傾斜磁場パルス４０７および４０８の振幅を変えながらＦＳＥシーケンス６００を繰り返し実行し、時間間隔６１２で画像に必要な全てのエコー信号６１０群を取得する。ここでは、図４同様、１回のショットで６個のエコー信号群を取得する場合を例示する。
　図７は、３次元ＦＳＥ法にハイブリッドラディアル法を適用した場合の計測空間７０１を説明するための図である。ここで、Ｋｚはスライスエンコード方向であり、Ｋｙ、Ｋｘは、Ｋｚに直交する面内の直交する２方向である。本図において７０２は、Ｋｙ－Ｋｘ面でハイブリッドラディアル法によりサンプリングされる領域であり、その添え字は、Ｋｚ方向のサンプリング、すなわち、Ｋｚ方向のスライスエンコードに対応する。ここではスライスエンコード数を１２とした場合を示す。
　さらに、上述のように、本実施形態では、乱流や滞留が発生するために血流の速度や方向が一定でない部位の血管壁を、血液の信号を抑えて撮影するため、ダブルインバージョンパルスを併用したブラック・ブラッド法を用いる。ここで、ダブルインバージョンパルスを用いるブラック・ブラッド法について、説明する。
　図８は、ダブルインバージョンパルスを用い、ブラック・ブラッド法を実現する原理を説明するための図である。図８（ａ）は、ダブルインバージョンパルスをプリパルスとして用いる場合のパルスシーケンス図であり、図８（ｂ）は、図８（ａ）に示すパルスシーケンスに従った磁化の変化の様子を示す図であり、図８（ｃ）は、ＭＲＩ装置１００の計測領域に対応づけて説明するための図である。
　図８（ａ）および図８（ｃ）に示すように、ダブルインバージョンパルス８１０は、非選択反転ＲＦパルス８１１および選択反転ＲＦパルス８１２の２つの反転ＲＦパルスからなる。本図に示すように、まず、非選択反転ＲＦパルス８１１で、被検体１の周りの、ＭＲＩ装置１００で計測可能な空間８４１内の磁化を全て反転させる。続いて、選択反転ＲＦパルス８１２で撮影スライス８４３を含む領域８４２内の磁化の反転を元に戻す。その後、一定時間おいて本計測シーケンス８２０の励起ＲＦパルス８２１で、撮影スライス８４３の磁化を励起する。
　このとき、非選択反転ＲＦパルス８１１で励起された磁化は、図８（ｂ）に示す磁化緩和曲線８３４に従って緩和する。ここで、選択反転ＲＦパルス８１２で再反転され磁化のうち、静止組織の磁化を８３１、血液の磁化を８３２とする。非選択反転ＲＦパルス８１２の印加後、撮影スライス８４３内の静止組織及び血液の磁化は再反転される。撮影スライス８４３外の磁化は、磁化緩和曲線８３４に従って緩和する。この時、血液は、本計測シーケンス８２０開始までの間に撮影スライス８４３から流出し、その代わり、選択反転ＲＦパルス８１２を受けてない血液が撮影スライス８４３内に流入する。この血液の磁化は、前述したように非選択反転ＲＦパルス８１１のみで励起された状態から、磁化緩和曲線８３４に従って緩和しているため、非選択反転ＲＦパルス８１１の印加から、磁化緩和曲線８３４に従って磁化が緩和し、０になる点（Ｎｕｌｌ　Ｐｏｉｎｔ）８３３までの時間を、非選択反転パルス８１１と本計測シーケンス８２０の励起ＲＦパルス８２１との印加間隔ＴＩと等しく設定すれば、本計測シーケンス８２０時には血液の信号を消失させることができ、ブラック・ブラッド画像を得ることができる。
　本実施形態では、図６に示すＦＳＥシーケンス６００が図８（ａ）に示す本計測シーケンス８２０となる。すなわち、ＦＳＥシーケンス６００の実行毎に、その励起ＲＦパルス２０１の印加ＴＩ時間前に、図８（ａ）に示すダブルインバージョンパルス８１０を印加する。図９は、本実施形態の１ショット分の計測シーケンス９００のパルスシーケンス図である。なお、ここでは、ＲＦパルスのみ抽出して示す。本図に示すように、本実施形態では、非選択反転ＲＦパルス８１１と、選択反転ＲＦパルス８１２とからなるダブルインバージョンパルス８１０をこの順に印加し、Ｎｕｌｌ　ｐｏｉｎｔ８３３から１ショット分のＦＳＥシーケンス６００を開始する。１ショット分の計測シーケンス９００の実行時間である時間間隔（ＴＲ）９１１毎に、スライス面内の２軸（Ｇ１、Ｇ２軸）に印加する周波数ディフェーズ傾斜磁場パルスおよび傾斜磁場パルスの振幅を変えながら、計測シーケンス９００を繰り返し実行し、時間間隔９１２で画像に必要な全てのエコー信号群を取得する。
　なお、１．５ＴのＭＲＩ装置１００でダブルインバージョンパルス８１０を用いて血液の信号を消失させる（Ｎｕｌｌにする）場合、ＴＩは５００ｍｓｅｃ程度となる。従って、計測シーケンス９００の繰り返し時間（ＴＲ）９１１を６００ｍｓｅｃ程度に設定することができ、コントラストの良いＴ１強調画像を得ることができる。
　ここで、実際の撮影時の本実施形態の計測シーケンス９００実行時の撮影スライスおよびスライスエンコード方向の設定について説明する。図１０は、本実施形態の計測シーケンス９００実行時の被検体１と撮影スライス８４３との位置関係を説明するための図である。本図において、左右方向がＡ－Ｐ（Ａｎｔｅｒｉｏｒ－Ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ）、上下方向がＨ－Ｆ（Ｈｅａｄ－Ｆｏｏｔ）、紙面に垂直な方向がＲ－Ｌ（Ｒｉｇｈｔ－Ｌｅｆｔ）である。ここでは、乱流や滞留の発生する可能性のある箇所の一例として、内頚動脈の分岐部を示す。本図に示すように、総頚動脈１００１は、分岐部において、内頚動脈１００２と外頚動脈１００３とに分岐する。血液は、総頚動脈１００１内を図の下から上方向に流れる。本実施形態では、効果的に血液信号を消失させるため、撮影スライス８４３を総頚動脈１００１の分岐部を含む横断面とし、計測シーケンス９００のスライスエンコード方向を総頚動脈１００１の走行方向に略平行になるよう設定する。
　次に、以上説明した本実施形態の計測シーケンス９００により図７のように計測空間に充填されたエコー信号（非直交系計測データ）６１０群から画像を再構成する手順について説明する。図１１は、本実施形態の計測シーケンス９００により取得されたエコー信号群から画像を再構成する画像再構成処理の処理フローである。まず、これらの非直交系計測データ６１０群に対し、ブレード５０２毎に、非特許文献４に開示されている手法等を用い、グリッディングを行い（ステップＳ１１０１）、格子点上の計測データを算出し、直交系計測データ６２０群を作成する。グリッディングは、エコー信号６１０毎に実行可能であるが、上述のように、１ショットで１のブレード５０２の全データを取得する場合は、ブレード５０２内のエコー信号群６１０を取得する毎に行うと効率が良い。そして、全てのブレード５０２についてグリッディングを終えると（ステップＳ１１０２）、グリッディング後の直交系計測データ６２０群に対し、直交系サンプリング法の場合と同様に３次元フーリエ変換処理を施し（ステップＳ１１０３）、３次元再構成画像６３０を得る。
　以上説明したように、本実施形態では、非直交系サンプリングの中で、複数のエコー信号からなるブレード毎にサンプリング方向を回転させるハイブリッドラディアル法を３次元ＦＳＥ法に適用して画像再構成用のデータを取得する。従って、フローアーチファクトを抑えた画像であって、血管壁診断に有用な３次元領域の画像を短時間に効率よく得ることができる。また、本実施形態では心電同期は併用しないため、シーケンスの繰り返し時間ＴＲを含む各種の撮影パラメータを、生体周期の制約無しにそれぞれの所望のコントラストが得られる最適な値に設定できる。さらに、各ブロックの計測前にダブルインバージョンパルスを印加し、血液からの信号を抑制する。従って、本実施形態によれば、乱流や滞留が発生するような箇所、例えば、頚動脈の分岐部などを対象としたプラークイメージングにおいて、所望のコントラストの画像を、高い品質で効率よく取得することができる。
　また、本実施形態では、３次元ＦＳＥ法を用いるため、スライスの励起厚さ（スラブ厚）が厚くなる。この分ＳＮＲが増加するため、撮影視野（ＦＯＶ）を縮小したり、スライス厚を薄くすることができ、空間分解能の高い頚動脈プラークイメージングを実現できる。
　また、本実施形態では、３次元撮影を行うため、例えば、スライスエンコード方向に計測空間で０詰めをして、スライスエンコード数よりも多くのスライス枚数となるように再構成することができる。この場合、補間の効果によってスライス方向のピクセルサイズを細かくできる。このように構成することで、さらに空間分解能の高い画像を得ることができる。
　図１２（ａ）は本実施形態の計測シーケンス９００で取得した頚動脈のプラークイメージングの画像例である。スライス厚３．０ｍｍ、スライスエンコード数１６、再構成スライス枚数３２枚で作成した画像から、総頚動脈１００１の分岐部（内頚動脈分岐部）を含むスライスを抜粋して示す。また、対比例として図１２（ａ）と同じ部位を撮影した図１３（ａ）および図１３（ｂ）を示す。図１３（ａ）は、ＳＥ法に直交系サンプリング法を適用した場合の例であり、図１３（ｂ）は、ＳＥ法に非直交系サンプリング法を適用した場合の例である。
　図１３（ａ）では、心電同期を使用せず、直交系サンプリング法を適用しているため、矢印で示す内頚動脈分岐部の近辺に、血管内の血流に起因するフローアーチファクトが生じている。図１３（ｂ）では、心電同期を使用していないが非直交系サンプリング法を適用しているため直交系サンプリング法の場合に生じていた血流に起因するフローアーチファクトが生じていない。しかし、ダブルインバージョンパルスを使用していないため、内頚動脈分岐部に、乱流と思われる血流の信号が残っている。一方、図１２（ａ）に示す画像例は、図１３（ａ）、（ｂ）に示す従来例と比べると、フローアーチファクトはもちろん、内頚動脈分岐部における乱流による血液の信号残りも発生していないことがわかる。
　図１２（ｂ）に、本実施形態の計測シーケンス９００で取得した３次元の画像を、頚動脈に沿ってＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ－Ｐｌａｎａｒ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）表示した例を示す。本図に示すように、総頚動脈１００１が分岐部で内頚動脈１００２と外頚動脈１００３とに分岐していることが明確になっていることがわかる。
　なお、本実施形態において、プリサチュレーションパルスを撮影スラブの上下に配置するよう構成してもよい。図１４は、撮影領域８４３の上下に２つの領域１４０１および１４０２にプレサチュレーションパルスを印加する例である。これらの領域にプレサチュレーションパルスを印加し、これらの領域に存在する血液の磁化を抑制することにより、本計測時に撮影スライス８４３内に流入する血液信号をさらに抑制することができる。また、撮影領域外に存在する折り返される信号が低減されるため、スライスエンコード方向の撮影視野の折り返しを抑制できる。
　なお、上記実施形態では、非直交系サンプリング法として、ハイブリッドラディアルサンプリング法を用いる場合を例にあげて説明したが、非直交系サンプリング法はこれに限られない。例えば、ラディアルサンプリング法であってもよい。ラディアルサンプリング法を用いる場合は、例えば、ＦＳＥ法の各反転ＲＦパルス２０５の印加毎に印加する、位相エンコード傾斜磁場パルスおよび周波数エンコード傾斜磁場パルスの大きさの比率を変化させて計測を繰り返す。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態のＭＲＩ装置は基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、撮影時の本計測シーケンス８２０に用いる計測シーケンスにおいて、位相エンコードパルスの印加順序が異なる。以下、本実施形態の計測シーケンスについて、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　非直交系サンプリング法では、計測空間７０１のＫｙ－Ｋｘ面の中心部分を繰り返しサンプリングする。例えば、ラディアルサンプリング法では、画像のコントラストを決定する計測空間７０１のＫｙ－Ｋｘ面の中心部を全てのエコー信号が通るように配置される。しかし、ハイブリッドラディアル法では、ブレード単位で計測し、ブレード内では位相エンコードに従ってエコー信号が配置される。このため、ハイブリッドラディアル法を用いる場合、画像のコントラストは、各ブレード内でのエコー信号の取得順序に影響を受ける。従って、各ブレード内で、計測空間７０１のＫｙ－Ｋｘ面の中心近傍に、エコー時間の短いエコー信号を配置することにより、より良いコントラストの画像を得ることができる。
　図１５（ａ）は、本実施形態の本計測シーケンスに８２０に用いるＦＳＥシーケンス１５００のパルスシーケンス図である。ＦＳＥシーケンス１５００は基本的に第一の実施形態のＦＳＥシーケンス６００と同様である。ただし、エコー信号１５１０取得時の位相エンコードに用いる傾斜磁場パルス１５０７および１５０８の印加順序が異なる。上述のように、ＦＳＥシーケンス６００では、各ブレード５０２内で－Ｋｙ’～＋Ｋｙ’（即ち、図の上から下へ）に向かってエコー信号６１０が取得されるよう傾斜磁場パルス４０７および４０８が制御される。
　一方、本実施形態のＦＳＥシーケンス１５００では、各ブレード１５０２内で位相エンコード方向の中心（Ｋｙ’＝０）付近から交互に外側へ向かって、エコー信号を取得し、いわゆるセントリックオーダでブレード１５０２に配置するよう傾斜磁場パルス１５０７および１５０８の印加順序を制御する。本実施形態のＦＳＥシーケンス１５００により取得した１つのブレード１５０２内のエコー信号１５１０の配置を図１５（ｂ）に示す。
　ここで、エコー信号１５１０の添え字は、エコー番号である。すなわち、添え字が大きくなるほどエコー時間が長いエコー信号である。エコー信号１５１０は、その添え字の順に取得されて各ブレード１５０２内に配置される。具体的には、位相エンコード量が０のエコー信号１５１０－１が取得され、次いで位相エンコードステップが１つ異なるエコー信号１５１０－２と１５１０－３が取得され、更に位相エンコードステップが２つ異なるエコー信号１５１０－４と１５１０－５が取得される。この制御を繰り返し、最終的に１のブレード１５０２内の全てのエコー信号１５１０が取得され、計測空間７０１に配置される。
　このようにエコー信号１５１０を取得し、配置することにより、本実施形態のＦＳＥシーケンス１５００によれば、各ブレード５０２’内において、位相エンコード方向の中心近傍に、最もエコー時間の短いエコー信号１５１０－１が配置される。そして、順次エコー時間の増加に伴って、位相エンコード方向の中心から遠ざかる位置に配置される。これにより、画像のコントラストを決定する最も重要な領域にエコー時間の短いエコー信号を配置でき、コントラストがより向上する。
　なお、本実施形態においても、ダブルインバージョンパルス８１０の印加後、上記各実施形態と同様のＴＩ後、上記ＦＳＥシーケンス１５００を実行し、これを予め定められた時間間隔（ＴＲ）１５１１毎に、スライス面内の２軸（Ｇ１、Ｇ２軸）に印加する周波数ディフェーズ傾斜磁場パルスおよび傾斜磁場パルスの振幅を変えながら繰り返し実行し、時間間隔１５１２で画像に必要な全てのエコー信号１５１０群を取得し、計測空間７０１に充填する。
　また、計測空間に充填されたエコー信号１５１０群からの画像再構成手順も上記第一の実施形態と同様である。すなわち、各ブレード１５０２毎に、計測データとして得られたエコー信号１５１０群をグリッディング後、３次元フーリエ変換を行い、再構成画像を得る。
　従って、本実施形態によれば、第一の実施形態と同様の効果が得られるだけでなく、ハイブリッドサンプリング法の位相エンコード順を上記順序にしているため、よりコントラストの良い画像を得ることができる。
　なお、上記実施形態では、コントラストに影響の大きい、各ブレード１５０２内の、位相エンコード方向の中心近傍に最もエコー時間の短いエコー信号１５１０－１を配置するため、セントリックオーダでエコー信号１５１０を配置するよう傾斜磁場パルス１５０７および１５０８の印加順序を制御している。しかし、印加順序の制御はこれに限られない。
　図１６に、本計測シーケンス８２０に用いる他のＦＳＥシーケンスであって、各ブレード内の位相エンコード方向の中心近傍に最もエコー時間の短いエコー信号を配置する他のＦＳＥシーケンス１６００の一例を示す。図１６（ａ）は、本計測シーケンス８２０に用いるＦＳＥシーケンス１６００の１ショット分のパルスシーケンス図であり、図１６（ｂ）は、１ブレード１６０２内のエコー信号１６１０の配置順を説明するための図である。
　ＦＳＥシーケンス１６００は、ハイブリッドラディアル法を３次元ＦＳＥ法に適用したものであり、基本的にＦＳＥシーケンス６００と同様である。ただし、エコー信号取得時の位相エンコードパルスの印加順序が異なる。
　ＦＳＥシーケンス１６００では、各ブレード１６０２内で、位相エンコード方向の中心（Ｋｙ’＝０）から＋Ｋｙ’方向へ取得し、いわゆるシーケンシャルオーダで計測空間７０１に配置するよう位相エンコード傾斜磁場パルス１６０７と１６０８とを制御する。図１６（ｂ）において、エコー信号１６１０の添え字は、エコー番号である。従って、エコー信号１６１０はその添え字の順に取得され、各ブレード１６０２に配置される。具体的には、まず位相エンコード量が０のエコー信号１６１０－１が取得され、その後、位相エンコードステップを１つずつ増加させ、エコー信号１６１０－２～１６１０－６が取得される。
　このようにエコー信号１６１０を取得することで、各ブレード１６０２内において、位相エンコード方向の中心近傍に最もエコー時間の短いエコー信号１６１０－１が配置され、順次エコー時間の増加に伴って中心から遠ざかる位置に配置される。
　なお、ＦＳＥシーケンス１６００によれば、各ブレード１６０２内では、位相エンコード方向の中心（Ｋｙ’＝０）をはさんで片側のみが計測され、エコー信号１６１０が充填される。また、位相エンコードステップが同じであれば、最も外側のエコー信号１６１０の配置される位置の、中心（Ｋｙ’＝０）からの距離は、ＦＳＥシーケンス１５００による計測の場合よりも長くなる。この様に、非対称に計測する場合、直交系サンプリングでは、非計測領域にデータが配置されないため、空間分解能の低下やトランケーションアーチファクトの原因となる。しかし、非直交系サンプリングでは、計測空間を回転させてデータを取得するため、非対称に計測されたブレードが回転し、結果として計測空間のほぼ全域を埋めることができる。このため、前記問題が生じにくい。従って、ＦＳＥシーケンス１６００を本計測シーケンス８２０に用いることにより、上記ＦＳＥシーケンス１５００を用いる場合と同様の効果を得ることができる。
　なお、上記各実施形態では、ハイブリッドラディアル法のブロック内のエコー数およびブロック数を説明を簡単にするため、それぞれ６および８の場合を例示しているが、これに限られない。ブロック数およびブロック内のエコー数は任意に設定可能である。
　また、上記各実施形態では、ハイブリッドラディアル法の実施形態として、Ｇｒ軸およびＧｐ軸で規定される二次元面内で計測空間の回転を行う場合を例にあげて説明した。このＧｒ軸、Ｇｐ軸は、撮影空間のＸ、Ｙ、Ｚの任意の軸と対応させることが可能である。また、撮影空間のこれらの軸に対応させず、オブリーク撮影やオフセンター撮影を行うよう構成してもよい。
　なお、上記各実施形態では、ＦＳＥシーケンス６００、ＦＳＥシーケンス１５００、ＦＳＥシーケンス１６００といった３次元計測に非直交系サンプリング法を組み合わせた撮影シーケンスを本計測シーケンス８２０に用いる。このような３次元計測に非直交系サンプリング法を組み合わせた撮影シーケンスでは、スライス方向のエンコーディングとサンプリング時の撮影スライス内の回転角の更新とについて、シーケンスの繰り返し毎にいずれを先に行うよう構成してもよい。この順序を最適化することにより、血液の信号を効果的に低下させるとともに、アーチファクトを低減できる。
　図１７は、３次元計測に非直交系サンプリング法を組み合わせた撮影シーケンスの、スライス方向のエンコード傾斜磁場パルスの印加量（スライスエンコード）Ｇｓと、非直交系サンプリングの回転角θとの関係を示す図である。なお、非直交系サンプリングの回転各θは、計測空間７０１のＫｙ－Ｋｘ面における、所定の方向からの角度である。また、本図において、各番号の添え字は、シーケンスで計測する順序に対応する。
　図１７（ａ）は、各回転角θについて、スライスエンコードＧｓを先に取得する場合である。まず回転角θが０°とし、スライスエンコード傾斜磁場パルスを＋Ｇから－Ｇまで変化させて６つのデータ列１７０１－１を取得する。次いで、回転角を１ステップ変化させ（０°＋Δθ）、同様にスライスエンコード傾斜磁場パルスを変化させ、次のデータ列１７０１－２を取得する。順次この操作を繰り返して全てのデータ列１７０１－１～１７０１－Ｉを得る。
　ハイブリッドラディアル法では、各回転角度θで取得したエコー信号を用いて、低空間分解能の画像を作成して体動補正を行うこともできる。従って、図１７（ａ）に示す順序でエコー信号を取得すると、計測空間において、回転角θ毎に画像再構成に必要なスライス方向の計測データが先に揃うため、同じ回転角θで取得したエコー信号間で体動の影響が少なくなるとともに、順次体動補正が実施でき、効率が良い。
　図１７（ｂ）は、各スライスエンコードＧｓについて、回転角方向のスキャンを先に行う場合である。まず、スライスエンコード量を＋Ｇｓとし、回転角θを０°から所定の角度（例えば１８０°）まで変化させてデータ列１７０２－１を取得する。次いで、スライスエンコード量を１ステップ変化させ、次のデータ列１７０２－２を取得する。順次この操作を繰り返して全てのデータ列１７０２－１～１７０２－６を得る。
　この様に計測すると、各データ列１７０２の計測時間が長くなる。例えば、比較的シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）が短く設定されるＴ１強調画像を取得する場合でも、その繰り返し時間（ＴＲ）は５００～６００ｍｓｅｃ程度である。このため、本図の例のように１８回ほど回転各θを変化させて一列分のデータ１７０２を得るためには、数十秒の計測時間が掛かる。従って、血流からの信号に周期が１秒～数秒の拍動の影響が含まれても、スライスエンコードＧｓのステップの更新時間の数十秒からみれば、ランダムなタイミングで取得されることになり、ディフェーズ効果により、血液からの信号をより低信号にできる。
　図１７（ｃ）は、図１７（ｂ）と同様に、各スライスエンコードＧｓについて、回転角方向のスキャンを先に行う他の例である。ただし、スライスエンコード量の印加順序が図１７（ｂ）の場合と異なる。まず、スライスエンコード量０のデータ列１７０３－１を取得し、次いでスライスエンコード量を１ステップ変えて、次のデータ列１７０３－２を取得する。次に、スライスエンコード量をそのままとし、傾斜磁場極性を変えてデータ列１７０３－３を取得する。その後、スライスエンコード量を更に１ステップ変えて、データ列１７０３－４を取得し、スライスエンコード量を維持して傾斜磁場極性を変えてデータ列１７０３－５を取得する。順次、スライスエンコード量を１ステップ変化させてデータ列を取得後、傾斜磁場極性を変えてデータ列を取得する操作を繰り返して、全てのデータ列１７０３－１～１７０３－６を得る。
　この様に計測することにより、画像の全体的な形状の情報を含む、低空間周波数領域のデータを先に取得でき、体動アーチファクトの影響を少なくできる。
　なお、図１７において、回転角θで示す点には、ラディアル法を用いる場合、１つのエコー信号が含まれ、ハイブリッドラディアル法を用いる場合、回転角θに平行な複数のエコー信号が含まれる。さらに、ここでは例示していないが、スライスエンコード量の印加順序と回転角の更新順序とを完全にランダムにするよう構成してもよい。
　以上が、本発明を適用する具体的な実施形態である。しかし、本発明は、以上の各実施形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。
１：被検体、２：静磁場発生系、３：傾斜磁場発生系、４：シーケンサ、５：送信系、６：受信系、７：情報処理系、３１：傾斜磁場コイル、３２：傾斜磁場電源、５１：送信コイル、５２：高周波発振器、５３：変調器、５４：高周波増幅器、６１：受信コイル、６２：増幅器、６３：直交位相検波器、６４：Ａ／Ｄ変換器、７１：ＣＰＵ、７２：記憶装置、７３：外部記憶装置、７４：表示装置、７５：入力装置、１００：ＭＲＩ装置、２００：ＦＳＥシーケンス、２０１：励起ＲＦパルス、２０２：スライス選択傾斜磁場パルス、２０３：スライスリフェーズパルス、２０４：周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス、２０５：反転ＲＦパルス、２０６：スライス選択傾斜磁場パルス、２０７：位相エンコード傾斜磁場パルス、２０８：周波数エンコード傾斜磁場パルス、２０９：サンプリングウインド、２１０：エコー信号、２１１：時間間隔（ＴＲ）、２１２：時間間隔、３０１：計測空間、３０２：ブロック、４００：ＦＳＥシーケンス、４０１：周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス、４０２：周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス、４０７：傾斜磁場パルス、４０８：傾斜磁場パルス、４１０：エコー信号、４１１：時間間隔（ＴＲ）、４１２：時間間隔、５０１：計測空間、５０２：ブレード、６００：ＦＳＥシーケンス、６０１：スライスエンコード傾斜磁場パルス、６０２：リフォーカス傾斜磁場パルス、６１０：エコー信号、６２０：直交系計測空間データ、６３０：画像、７０１：計測空間、７０２：サンプリング領域、８１０：ダブルインバージョンパルス、８１１：非選択反転ＲＦパルス、８１２：選択反転ＲＦパルス、８１２：領域、８２０：本計測シーケンス、８３１：静止組織の磁化、８３２：血液の磁化、８３３：Ｎｕｌｌ　Ｐｏｉｎｔ、８４１：空間、８４３：撮影スライス、９００：計測シーケンス、９１１：時間間隔、９１２：時間間隔、１００１：頚動脈、１００２：内頚動脈、１００３：外頚動脈、１４０１：領域、１４０２：領域、１５００：ＦＳＥシーケンス、１５０２：ブレード、１５０７：傾斜磁場パルス、１５０８：傾斜磁場パルス、１５１０：エコー信号、１６００：ＦＳＥシーケンス、１６０２：ブレード、１６０７：傾斜磁場パルス、１６０８：傾斜磁場パルス、１６１０：エコー信号、１７０１：データ列、１７０２：データ列、１７０３：データ列

Claims (12)

  1. 　静磁場中の被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを印加する高周波磁場送信手段と、前記被検体の撮影対象領域から核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像を再構成する演算を行う信号処理手段と、前記傾斜磁場発生手段、前記高周波磁場送信手段および前記エコー信号受信手段の動作を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、
    　前記エコー信号が配置される計測空間を、当該計測空間のスライス方向の断面の原点を通る計測軌跡を有するブレードであって、前記断面の座標軸に対する前記計測軌跡の角度が互いに異なる複数のブレードに分割して計測するよう、前記傾斜磁場発生手段、高周波磁場送信手段およびエコー信号受信手段を制御するサンプリング制御手段と、
    　１以上の予め定められた数の前記ブレード群の計測毎に、血液からの信号を抑圧するプリパルスを印加するプリパルス印加手段と、
    　前記プリパルス印加後、当該ブレード群の、画像再構成用のエコー信号を計測データとして取得する計測データ取得手段と、を備え、
    　前記計測データ取得手段は、１の前記高周波磁場パルス印加後に、前記ブレード群内の全エコー信号を取得すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測データ取得手段は、前記スライス方向に傾斜磁場を印加して前記エコー信号に当該スライス方向のエンコードを付与する３次元計測により、前記エコー信号を取得すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項１または２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記各ブレードは、前記原点を通る計測軌跡に平行な複数の計測軌跡を備え、
    　前記プリパルス印加手段は、前記１のブレードの計測毎に前記プリパルスを印加すること、
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測データ取得手段は、最もエコー時間の短いエコー信号を前記各ブレード内の前記原点を通る計測軌跡上に配置すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測データ取得手段は、前記エコー信号をセントリックオーダで配置すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測データ取得手段は、前記エコー信号をシーケンシャルオーダで配置すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項１から６いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、領域を選択せずに印加する非選択高周波磁場パルスと、当該非選択高周波磁場パルスの印加後に印加する前記撮影対象領域を選択して印加する選択高周波磁場パルスとを備え、
    　前記計測データ取得手段は、前記プリパルス印加手段が前記非選択高周波磁場パルスを印加後、血液信号の強度が０となる時間後に計測を開始すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項１から７いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影対象領域は、血流に乱流および／または滞留が発生する可能性のある血管壁であり、
    　前記スライス方向は、前記撮影対象領域の血管の走行方向に設定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影対象領域は、分岐部を含む頚動脈であること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記計測軌跡の角度は、前記スライス方向の全エンコードを付与する毎に変化させること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記スライス方向のエンコードは、前記サンプリング制御手段により分割された全ブレードの計測を終える毎に、印加する傾斜磁場を変化させて付与すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記スライス方向のエンコードは、前記サンプリング制御手段により分割された全ブレードの計測を終える毎に、印加する傾斜磁場の印加量と極性とを交互に変化させて付与すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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