WO2012098955A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び流体強調画像取得法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び流体強調画像取得法 Download PDF

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甲亮 平井
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]

Definitions

  • the present invention enhances contrast between a desired tissue and other tissues when performing tomographic imaging (hereinafter referred to as “MRI”) using a nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) phenomenon.
  • MRI tomographic imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a technique for obtaining a captured image.
  • An MRI system that performs tomography using the NMR phenomenon measures the NMR signals generated by the nuclear spins that make up the body of the subject, especially the human body, and the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. It is a device for imaging in three dimensions.
  • the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field, frequency-encoded, and measured as time series data.
  • the measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • IR (Inversion Recovery) pulse is one of the imaging methods that uses the above MRI device to acquire images with different contrast between the fluid flowing in the subject such as blood and cerebrospinal fluid and other tissues (stationary tissue, etc.) Is known as a preceding pulse (RF prepulse) (for example, Patent Document 1).
  • the first region which is the upstream region through which the fluid passes, is irradiated with an IR pulse, and the longitudinal magnetization of the fluid in the first region is flipped (excited) by 180 degrees and then flipped by 180 degrees.
  • the longitudinal magnetization of the fluid is recovered by T1 relaxation and reaches the null state, the echo signal is measured in the second region on the downstream side where the fluid that experienced the IR pulse flows.
  • the operation of flipping the longitudinal magnetization of the fluid to a predetermined angle on the upstream side is called labeling.
  • labeling only the echo signal from the fluid is suppressed, and in the second region image (absolute value image), a difference in pixel value (absolute value) occurs between the fluid and other tissue (stationary part). To enhance the contrast.
  • an object of the present invention has been made in view of the above problems, and an image in which contrast between a fluid portion and a stationary portion is enhanced without extending imaging time even when an IR pulse is used as an RF prepulse. It is an object to provide an MRI apparatus and a fluid-weighted image acquisition method capable of acquiring the above.
  • the present invention applies an RF prepulse to a region upstream of the imaging region to excite the longitudinal magnetization of the fluid part in the negative direction, measures an echo signal from the imaging region, Based on the phase information of the image reconstructed using the signal, an image in which the contrast between the fluid part and the stationary part is enhanced is acquired.
  • the MRI apparatus of the present invention uses a measurement control unit that controls measurement of an echo signal from an imaging region of a subject including the fluid unit based on a predetermined pulse sequence, and a fluid unit using the echo signal.
  • an arithmetic processing unit that acquires an image with enhanced contrast between the stationary part and the stationary part, and the pulse sequence is an RF prepulse that excites the longitudinal magnetization of the fluid part in the negative direction to label the fluid part
  • the fluid weighted image acquisition method of the present invention includes a measurement step for controlling measurement of an echo signal from an imaging region of a subject including the fluid part based on a predetermined pulse sequence, and the fluid part using the echo signal. And an arithmetic processing step for acquiring an image with enhanced contrast with the stationary part, and the pulse sequence includes an RF pre-pulse for labeling the fluid part by exciting the longitudinal magnetization of the fluid part in the negative direction.
  • an RF prepulse is generated in a region upstream of the imaging region.
  • the measurement sequence part is executed.
  • the fluid part and the static part are statically detected based on the phase information of the image. And obtaining the enhanced image contrast between the parts.
  • the MRI apparatus and the fluid-weighted image acquisition method of the present invention even if an IR pulse is used as the RF prepulse, an image in which the contrast between the fluid part and the stationary part is emphasized is acquired without extending the imaging time. It becomes possible.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • TI waiting time
  • the figure shows the RF pulse (RF) application timing and echo signal generation timing are shown, and the behavior of the magnetization of the fluid part labeled in the first region and the stationary part in the second region according to each timing of this pulse sequence And respectively.
  • the figure is an example of a phantom comprising a fluid part in which water flows from the left side to the right side in the U-shaped tube in the stationary part.
  • FIG. 2B shows an example of an absolute value image and a phase image obtained when the phantom shown in FIG. 2B is imaged using the pulse sequence shown in FIG.
  • FIG. 3 shows a functional block diagram of each function of the arithmetic processing unit 114 in the first embodiment. 3 is a flowchart illustrating a processing flow in the first embodiment. The setting example of the labeling region 804 to which the IR pulse is applied and the imaging region (FOV) 803 on the downstream side in the first embodiment will be described.
  • FIG. 9 shows a sequence chart of a main-scan sequence in the second embodiment.
  • An example of a result obtained by performing each step of the processing flow in the second embodiment will be shown.
  • An example of two-dimensional space selective excitation in Example 3 that selectively excites a columnar region in the z direction in which only the shape on the xy plane is specified will be described.
  • a setting example of a region for performing space selection labeling on each of the left and right arteries 801 in the lower limbs is shown.
  • Example 10 shows a sequence chart of an RF prepulse part in Example 3. An example of the result obtained by carrying out each step of the processing flow in the third embodiment will be shown.
  • the fourth embodiment an example of setting a labeling region by each IR pulse in the lower limb is shown. The application timing of each IR pulse in the RF pre-pulse part and the behavior of longitudinal magnetization in Example 4 are shown.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject 101.
  • a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 109, and an RF transmission coil 104, an RF transmitter 110, an RF receiver coil 105, a signal detector 106, a signal processor 107, a measurement controller 111, an overall controller 108, a display / operation unit 113, and a subject 101 are mounted.
  • a bed 112 for taking the top plate into and out of the static magnetic field generating magnet 102.
  • the static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method.
  • a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field that drives it.
  • a current is supplied to the power source 109.
  • the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil.
  • gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three-axis directions of X, Y, and Z.
  • a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and the readout (lead-out) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions, and position information in each direction is encoded into the NMR signal (echo signal).
  • the RF transmission coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 and supplied with a high-frequency pulse current. As a result, an NMR phenomenon is induced in the spins of atoms constituting the living tissue of the subject 101.
  • the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, and the RF transmission coil 104 is arranged in proximity to the subject 101 after the high frequency pulse is amplitude-modulated and amplified. , The subject 101 is irradiated with an RF pulse.
  • the RF receiving coil 105 is a coil that receives an echo signal emitted by the NMR phenomenon of spin that constitutes the living tissue of the subject 101.
  • the received echo signal is connected to the signal detecting unit 106 and is received by the signal detecting unit 106. Sent.
  • the signal detection unit 106 performs detection processing of the echo signal received by the RF receiving coil 105. Specifically, in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, the signal detection unit 106 amplifies the received echo signal, divides the signal into two orthogonal signals by quadrature detection, For example, 128, 256, 512, etc.) are sampled, and each sampling signal is A / D converted into a digital quantity and sent to a signal processing unit 107 described later. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • echo data time-series digital data
  • the signal processing unit 107 performs various processes on the echo data, and sends the processed echo data to the measurement control unit 111.
  • the measurement control unit 111 mainly transmits various commands for collecting echo data necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106. And a control unit for controlling them. Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 108 described later, and controls the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 based on a predetermined pulse sequence. The echo necessary for reconstructing the image of the imaging region of the subject 101 is repeatedly executed by irradiating the subject 101 with the RF pulse and applying the gradient magnetic field pulse and detecting the echo signal from the subject 101. Control data collection.
  • the application amount of the phase encoding gradient magnetic field is changed in the case of two-dimensional imaging, and the application amount of the slice encoding gradient magnetic field is further changed in the case of three-dimensional imaging.
  • Values such as 128, 256, and 512 are normally selected as the number of phase encodings, and values such as 16, 32, and 64 are normally selected as the number of slice encodings.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111 and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit 114 having a CPU and a memory, an optical disc, And a storage unit 115 such as a magnetic disk.
  • the measurement control unit 111 is controlled to execute the collection of echo data, and when the echo data is input from the measurement control unit 111, the arithmetic processing unit 114 converts the encoded information applied to the echo data. Based on this, it is stored in an area corresponding to the k space in the memory.
  • the description that the echo data is arranged in the k space means that the echo data is stored in an area corresponding to the k space in the memory.
  • the echo data group stored in the area corresponding to the k space in the memory is also referred to as k space data.
  • the arithmetic processing unit 114 performs processing such as signal processing and image reconstruction by Fourier transform on the k-space data, and displays the resulting image of the subject 101 on the display / operation unit 113 described later. And is recorded in the storage unit 115.
  • the display / operation unit 113 includes a display unit for displaying the reconstructed image of the subject 101, a trackball or a mouse and a keyboard for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 108. Etc., and an operation unit.
  • the operation unit is disposed in the vicinity of the display unit, and an operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit while looking at the display unit.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is the main constituent material of the subject, as is widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • IR pulses all RF pulses that provide an arbitrary T1 recovery time after flipping longitudinal magnetization at an arbitrary flip angle are referred to as IR pulses.
  • the RF prepulse of the present invention is not limited to the IR pulse, and can be any RF pulse that can flip (excite) longitudinal magnetization to a desired angle.
  • the longitudinal magnetization direction before flipping ie, excitation
  • the opposite direction is defined as a negative direction (antistatic magnetic field direction).
  • the longitudinal magnetization before flipping is in the maximum state facing the positive direction, and immediately after being flipped more than 90 °, it is in the state facing the negative direction.
  • the direction of the transverse magnetization generated by flipping the longitudinal magnetization is a direction perpendicular to the longitudinal magnetization direction.
  • the prior art performs labeling upstream of the fluid, and measures the echo signal when the longitudinal magnetization of the fluid recovers to null, so that the fluid is not in contact with other tissues (stationary part). An echo signal intensity difference is generated, and the echo signal intensity difference is reflected in an image to enhance the contrast between the fluid and another stationary part.
  • a phase difference of transverse magnetization is generated between a fluid and another tissue using an RF prepulse, and this phase difference is used to make a difference between the fluid and the other tissue.
  • Emphasize contrast Note that, as in the prior art, an echo signal intensity difference is generated between the fluid and the other tissue, and then the phase difference of the present invention is further generated, so that the contrast between the fluid and the other tissue is increased. May be further emphasized.
  • the present invention provides an RF prepulse unit including an RF prepulse for flipping (exciting) longitudinal magnetization of the first upstream region in the negative direction on the subject, and the longitudinal magnetization excited by the RF prepulse is null.
  • the echo signal is measured from the subject using a pulse sequence including a measurement sequence unit that measures the echo signal in the second region on the downstream side before recovering to (zero) or more.
  • the RF prepulse is an IR pulse that excites longitudinal magnetization to ⁇ (90 ⁇ ⁇ 270) degrees
  • the measurement sequence unit may use a known pulse sequence.
  • the flip angle of the RF pulse that generates transverse magnetization in the measurement sequence part is ⁇ (0 ⁇ ⁇ 90) degrees, and the flip angle ⁇ degree of the IR pulse in the RF prepulse part and the RF pulse for transverse magnetization generation in the measurement sequence part
  • the flip angle ⁇ is determined.
  • the phase of the transverse magnetization can be varied by ⁇ depending on the length of the waiting time (TI) from the application of the IR pulse in the RF prepulse part to the transverse magnetization generation RF pulse (for example, flip angle of 90 degrees) in the measurement sequence part. (That is, changing the phase polarity) will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 2 shows a case where a long time from when the longitudinal magnetization flipped 180 degrees by the IR pulse is recovered to T1 to obtain a null state and to be in a positive direction is set as a waiting time (TI).
  • FIG. 2 (a) shows the application timing of the RF pulse (RF) and the generation timing of the echo signal (signal), and the fluid part labeled in the first region in accordance with each timing of this pulse sequence and the second It is a figure which respectively shows the behavior of the magnetization of the stationary part in the area
  • the longitudinal magnetization of the fluid existing in the first region is flipped 180 degrees to the maximum state in the negative direction. That is, the longitudinal magnetization of the fluid is labeled by the IR pulse 201.
  • the IR pulse 201 is not applied to the stationary part in the second region on the downstream side different from the first region, the longitudinal magnetization does not change and the maximum state in the positive direction is maintained.
  • the fluid that is labeled as time passes moves from the first region to the second region according to the flow velocity, and its longitudinal magnetization changes from the maximum state in the negative direction to the state in the positive direction. T1 recovers exponentially toward. Then, after a certain period of time has elapsed since the application of the RF pulse 201, the longitudinal magnetization of the fluid is in a null state. Then, after further waiting time (TI) from the application of the RF pulse 201, the fluid moves its position to the second region and its longitudinal magnetization is in the positive direction. It is smaller than the maximum value in the positive direction.
  • the fluid that has been labeled in the first region and moved to the second region is subjected to its longitudinal magnetization. Is flipped 90 degrees again in a small state in the positive direction, and a small transverse magnetization state is obtained.
  • the longitudinal magnetization of the stationary part of the second region is flipped 90 degrees from the maximum state in the positive direction to the maximum transverse magnetization state.
  • the absolute value is larger in the stationary part than in the fluid part, but the phase is in the stationary part and the fluid part. And the same phase.
  • the waiting time (TI) is long enough to restore the longitudinal magnetization of the fluid flipped by the IR pulse to the negative state, the pixels of the fluid part and the static part are displayed in the reconstructed image.
  • the waiting time (TI) at which the contrast is maximized only by the signal intensity between the stationary part and the fluid part is a time until the longitudinal magnetization of the fluid part flipped and labeled becomes a null state.
  • FIG. 2 (c) shows an example of an absolute value image and a phase image obtained when the phantom shown in FIG. 2 (b) is imaged using the pulse sequence of FIG. 2 (a).
  • the phantom shown in FIG. 2 (b) includes a fluid part 214 in which water flows from the left side to the right side in the U-shaped tube in the stationary part 213, and the IR is provided in the first region 211 that is the upstream part.
  • the pulse 201 is irradiated, and the RF pulse 202 is irradiated to the second region 212 which is the downstream portion.
  • the phase image is a uniform image in which the phases of the stationary part 213 and the fluid part 214 are the same.
  • FIG. 3 shows a case where the echo signal is measured before the longitudinal magnetization flipped 180 degrees by the IR pulse is restored to T1 beyond the null state by shortening the waiting time (TI).
  • the short waiting time (TI) means a time that is short enough that the longitudinal magnetization flipped more than 90 degrees by the RF prepulse maintains a negative state and does not recover T1 beyond the null state.
  • the waiting time (TI) between the IR pulse that excites the longitudinal magnetization of the fluid part in the RF prepulse part and labels the fluid part, and the transverse magnetization generation RF pulse in the measurement sequence part The time is set so that the longitudinal magnetization of the fluid part labeled by the IR pulse maintains the negative direction.
  • FIG. 3 (a) shows the application timing of the RF pulse (RF) and the generation timing of the echo signal (signal), and the first region in accordance with each timing of this pulse sequence.
  • FIG. 6 is a diagram showing the magnetization behavior of the fluid part in FIG. 5 and the stationary part in the second region.
  • the longitudinal magnetization of the fluid existing in the first region is flipped 180 degrees to the maximum state in the negative direction. That is, the longitudinal magnetization of the fluid is labeled by the IR pulse 301.
  • the IR pulse 301 is not applied to the stationary part of the second region different from the first region, the longitudinal magnetization does not change and the maximum state in the positive direction is maintained.
  • the fluid portion labeled as time passes moves from the first region to the second region according to the flow velocity, and the longitudinal magnetization is exponentially increased from the maximum state in the negative direction. T1 recovers. And the short waiting time (TI) such that the longitudinal magnetization of the fluid part maintains a negative direction state and does not recover T1 to more than null, and the fluid labeled in the first region reaches the second region Later, a 90-degree RF pulse 302 for generating transverse magnetization in the measurement sequence unit is applied to the second region.
  • TI short waiting time
  • the longitudinal magnetization of the stationary part of the second region is flipped 90 degrees from the maximum state in the positive direction, and the maximum transverse magnetization state in the positive direction (here, the transverse magnetization direction of the stationary part is the positive direction) It becomes.
  • the fluid portion that has been labeled in the first region and moved to the second region is flipped 90 degrees again while its longitudinal magnetization is in a large negative direction, and becomes a large negative transverse magnetization state. That is, immediately after the 90 degree RF pulse 302 after a short waiting time (TI), the magnitude of the transverse magnetization is not much different between the stationary part and the fluid part, but the transverse magnetization directions are opposite to each other.
  • the phase of magnetization is ⁇ different (or the phase polarity is different). Therefore, in the echo signal obtained from such a transverse magnetization state and the reconstructed image obtained from the echo signal, the absolute value does not differ greatly between the stationary part and the fluid part, but the phase is different by ⁇ (or the phase polarity is different). Different).
  • FIG. 3 (b) shows an example of an absolute value image and a phase image obtained when the phantom shown in FIG. 2 (b) is imaged using the pulse sequence of FIG. 3 (a).
  • the IR pulse 301 is irradiated to the first region 211 that is the upstream portion
  • the RF pulse 302 is irradiated to the second region 212 that is the downstream portion.
  • the fluid labeled with the IR pulse 301 in the first region 211 moves to the left region of the U-shaped portion of the second region 212, but because the waiting time (TI) is short, in the absolute value image 321, U
  • the signal intensity difference between the stationary part 213 and the fluid part 214 is small including the left side area of the character part.
  • phase of the transverse magnetization of the stationary part 213 and the phase of the transverse magnetization of the fluid labeled by the IR pulse 301 in the first region 211 are opposite in phase (that is, different by ⁇ ).
  • the phase of the portion 213 and the phase of the U-shaped left side region 325 of the fluid portion 214 are greatly different (that is, ⁇ is different).
  • the first region 211 is obtained in the image 323 after the calculation process.
  • a calculation process that weights each pixel value of the absolute value image 321 based on a corresponding pixel value (that is, a phase value) of the phase image 322
  • the first region 211 is obtained in the image 323 after the calculation process.
  • the present invention relates to an image of a subject reconstructed using an echo signal measured by shortening the waiting time (TI) after labeling the fluid part with an IR pulse.
  • a contrast enhancement process for emphasizing the labeled fluid portion with respect to the other stationary portion is performed to obtain a contrast enhanced image.
  • the absolute value image obtained by taking the absolute value of the complex image is weighted using the phase difference between the labeled fluid part and the other stationary part in the complex image of the reconstructed subject. This makes the waiting time (TI) longer and the imaging time shorter than in the case of contrast enhancement using only the absolute value of the pixel value, and the contrast between the labeled fluid part and the other stationary part is reduced. Emphasize further.
  • phase error Removal of phase error due to other factors
  • complex images contain a phase error caused by imaging in addition to the phase difference ⁇ (opposite phase polarity) given by the short waiting time (TI) after the RF prepulse, so this phase error is removed.
  • TI short waiting time
  • phase error is caused by a hardware error such as a phase error accumulated during measurement of an echo signal for an image or a delay in gradient magnetic field application timing with respect to A / D due to resonance frequency deviation such as non-uniform static magnetic field or chemical shift. Phase errors due to completeness, and phase errors due to subject movement are included.
  • phase error accumulated over time due to the resonance frequency deviation can be ignored in the spin echo system sequence. This is because the spin-echo sequence uses a 180-degree refocus RF pulse between the excitation by the 90-degree RF pulse and the echo time (TE), so the phase error is canceled, so the phase error that accumulates in time Can be ignored. On the other hand, in the gradient echo system sequence, since there is no 180-degree refocusing RF pulse, the temporally accumulated phase error cannot be ignored.
  • phase image when no RF prepulse is applied is obtained by imaging in advance by pre-measurement (pre-scan), and a reference phase image is obtained from the phase image when RF prepulse is used.
  • pre-scan pre-measurement
  • the phase error accumulated in time can be removed by obtaining the phase difference image by performing the difference processing.
  • the reference phase image obtained by the prescan includes a phase error due to hardware imperfection.
  • the reference phase image since the reference phase image includes a phase error that accumulates in time due to the deviation of the resonance frequency and a phase error due to hardware imperfection, these two types of phase difference images are obtained from the phase difference image. Phase error is removed. Since these two types of phase errors have a gradual spatial phase change, the reference phase image can be represented with sufficient accuracy even if the spatial resolution is low, and represents the two types of phase errors. Therefore, pre-scanning for acquiring the reference phase image is sufficient for low spatial resolution (for example, about 32 * 32 matrix) imaging with a short imaging time.
  • a frequency shift is calculated from the time difference and phase difference between the echo signals, and the target is calculated from the frequency shift. It is also possible to calculate and remove the phase error in the echo time (TE).
  • phase errors caused by the subject's own movement or its internal movement such as blood flow
  • the primary or higher-order rephase gradient magnetic field based on the well-known GMN (Gradient Moment Nulling) method
  • GMN Gradient Moment Nulling
  • phase difference image obtained by extracting only the phase difference of the transverse magnetization between the fluid part labeled by the RF prepulse and another stationary part generated by TI
  • a short waiting time after RF pre-pulse A phase difference image obtained by extracting only the phase difference of the transverse magnetization between the fluid part labeled by the RF prepulse and another stationary part generated by TI
  • TI rephase gradient magnetic field pulse
  • the waiting time (TI) is shortened to acquire an image, and the phase information of the image is used to obtain a gap between the labeled fluid part and another stationary part.
  • a contrast-enhanced image in which the contrast is enhanced is obtained.
  • the phase of the transverse magnetization is varied by ⁇ between the labeled fluid part and the stationary part, and the echo signal is measured.
  • a weighting factor for each pixel of the image is determined, and the fluid weighted image is acquired by multiplying the weighting factor by the absolute value image for each pixel.
  • FIG. 5 is a sequence chart showing an example of the pulse sequence of the present embodiment.
  • RF, Gs, Gp, Gr, A / D, and Signal are RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, and readout, respectively.
  • a gradient magnetic field, an echo signal sampling period, and an echo signal are shown (the same applies to other embodiments described later).
  • FIG. 5 (a) shows an RF prepulse unit that applies an IR pulse as an RF prepulse before a measurement sequence unit 551 that uses a Fast-Spin Echo (FSE) sequence for measuring an image echo signal.
  • FSE Fast-Spin Echo
  • FIG. 5B corresponds to low spatial resolution imaging by increasing the amount of change in each gradient magnetic field pulse of slice and phase encoding in the measurement sequence unit 551 except for the RF prepulse unit 550 from FIG. 5A.
  • An example of a pre-scan sequence 560 is shown. Note that the pulse sequence serving as the base of this embodiment is not limited to the FSE sequence, and may be another pulse sequence.
  • the measurement control unit 111 controls the application of each RF pulse and each gradient magnetic field pulse and the measurement of the echo signal in the Main-Scan sequence and the Pre-Scan sequence.
  • the waiting time (TI) from the application of the IR pulse 501 of the RF prepulse unit 550 to the transverse magnetization generation RF pulse 504 of the measurement sequence unit 551 is shortened, and the transverse magnetization generation RF pulse 504 is used.
  • the phase of the generated transverse magnetization is set to be different by ⁇ between the fluid portion labeled by the IR pulse 501 and another stationary portion.
  • the RF pre-pulse unit 550 applies the IR pulse 501 and the slice gradient magnetic field pulse 502 at the same time, and then applies the spoil gradient magnetic field pulses (503-1 to 503-3).
  • the longitudinal magnetization in a desired region is selectively inverted by 180 degrees.
  • the desired area is an area upstream of the fluid flowing into the imaging area (FOV) to be imaged.
  • the longitudinal magnetization of the fluid part in the upstream region can be flipped 180 degrees for labeling.
  • spoiler gradient magnetic field pulses (503-1 to 503) are arranged in at least one axial direction, preferably in the three axial directions of the slice direction (Gs), the phase encoding direction (Gp), and the reading direction (Gr). -3) is applied, and the transverse magnetization generated by being excited to less than 180 degrees by the IR pulse 501 is lost.
  • Measurement sequence unit 551 measures an echo signal based on the FSE sequence.
  • the longitudinal magnetization of the labeled fluid portion that has flowed into the imaging region and the longitudinal magnetization of the other stationary portion are both
  • a slice gradient magnetic field pulse 505 is applied simultaneously with a 90-degree pulse 504 that flips 90 degrees.
  • a primary rephase gradient magnetic field pulse (506, 507) with an application intensity ratio of 1: -1: 1 and an application time ratio of 1: 2: 1 is used. Apply in the slice direction.
  • the slice gradient magnetic field pulse 512-1 is applied simultaneously with the 180-degree refocusing pulse 511-1, and before and after that, the application time is 1/6 of the slice gradient magnetic field pulse 512-1, and the intensity (absolute value) is the same.
  • a rephase gradient magnetic field pulse (509-1, 513-1) in the slice direction is applied.
  • the gradient magnetic field polarity felt by the transverse magnetization is reversed, so the ratio of the application area of the gradient magnetic field pulses of 509, 512-1, and 513 is 1: -3: 3:- 1 and can be a secondary rephase gradient magnetic field pulse.
  • the secondary rephase gradient magnetic field pulses (508, 510, 516-1) and the read gradient magnetic field pulse 517-1 are also applied in the readout direction (Gr).
  • the application time are applied so that the gradient magnetic field strength ratio is 1: -3: -3: 1.
  • the transverse magnetization is influenced by the 180-degree refocusing pulse 511, and the intensity ratio is felt as 1: -3: 3: -1, so that a secondary rephasing effect can be obtained.
  • the slice encode gradient magnetic field pulse 514 is applied in the slice direction (Gs) and the phase encode gradient magnetic field pulse 515 is applied in the phase encode direction (Gp). To do.
  • the rewind gradient magnetic field pulses (520, 521) are applied in the slice direction (Gs) and the phase encoding direction (Gp).
  • Various encodings are performed by controlling the gradient magnetic field pulses 514, 515, 520, and 521 to change every 180 ° refocusing pulse.
  • the echo signal 519-1 is measured by A / D518-1.
  • the rephase gradient magnetic field pulse 522-1 having the same shape as that of 516-1 is applied, and the readout gradient magnetic field pulse 517-1 before the next 180-degree refocusing pulse 511-2 is applied.
  • the right half of 1 and the rephase gradient magnetic field pulse 522-1 and the rephase gradient magnetic field pulse 516-2 and the left half of the readout gradient magnetic field pulse 517-1 that are repeated again later are united into one gradient magnetic field pulse unit. Then, since the gradient magnetic field area ratio felt by the transverse magnetization is 1: -3: 3: -1, secondary rephase is repeated.
  • a pre-scan sequence having only the measurement sequence unit 551 will be described with reference to FIG. Fig. 5 (b) corresponds to low spatial resolution imaging by excluding the RF pre-pulse unit 550 from Fig. 5 (a) and increasing the amount of change of the slice / phase encode gradient magnetic field pulse (531, 532, 533, 534) in the measurement sequence unit 551.
  • This is an example of the pre-scan sequence.
  • Others are the same as the Main-Scan sequence in FIG.
  • the waiting time (TI) condition will be described.
  • the waiting time (TI) needs to be set according to the target flow velocity (V b ) and the imaging region width (FOV b ) in the flow direction. Specifically, it is set based on equation (1).
  • TI FOV b / V b (1)
  • TI 400 ms is obtained from equation (1).
  • the target flow velocity (V b ) can be uniquely determined, for example, by measuring the flow velocity in advance using a phase contrast sequence or the like.
  • the waiting time (TI) is set to the upper limit value (limit TI) or less.
  • the labeling area width in the flow direction (that is, the IR pulse application width) may be equal to or larger than the imaging area width (FOV b ) in the flow direction.
  • the measurement order of the echo data measured by the measurement sequence unit is preferably a centric order in which the k-space low-frequency region data contributing to the contrast is first acquired.
  • the number of segments the number of echo trains (ETL; Echo Train Length in the case of a fast spin echo sequence)
  • ETL Echo Train Length in the case of a fast spin echo sequence
  • the shortest repetition time minTR of the measurement sequence part calculated from ES (Echo Space), which is the interval between ETL and 180 degree RF pulse, is expressed by equation (5), and is the limit value for taking out the data before it flows out max TR is expressed as shown in Equation (6) using the labeling width d and the flow velocity Vb.
  • Limit ETL d / V b / ES (7)
  • the flow velocity V b 500 mm / sec
  • the number of Limit ETLs may be presented when setting imaging conditions on the setting screen.
  • FIG. 6 is a functional block diagram of each function of the arithmetic processing unit 114 of the present embodiment.
  • Each calculation processing function according to the present embodiment includes a sequence execution unit 601, an image reconstruction unit 602, a phase image calculation unit 603, a phase difference image calculation unit 604, a mask processing unit 605, and a phase unwrap processing unit 606. And a contrast enhancement processing unit 607 and a region / growing processing unit 608.
  • the configuration of each arithmetic processing function is the same in the other embodiments described below, but in other embodiments, the processing contents of some arithmetic processing functions are different depending on the embodiment. Different parts will be described in each embodiment.
  • the sequence execution unit 601 confirms and corrects the imaging conditions set and input by the operator, determines the imaging conditions, and sends the Pre-Scan sequence and the Main-Scan sequence based on the determined imaging conditions to the measurement control unit 111. Let it run.
  • the image reconstruction unit 602 performs Fourier transform on the echo signal data (echo data) measured in the Pre-Scan sequence and the Main-Scan sequence, respectively, thereby reconstructing complex images. Also, an absolute value image is obtained by calculating the absolute value of each pixel value of the complex image.
  • the phase image calculation unit 603 calculates a complex phase (deflection angle) that is a pixel value for each pixel of the complex image to obtain a phase image.
  • the phase difference image calculation unit 604 calculates a difference between the two phase images for each pixel to obtain a phase difference image.
  • the mask processing unit 605 compares the pixel value with a predetermined threshold value for each pixel of the input image, converts the pixel value to a value within a predetermined range (for example, a value between 0 and 1), and creates a mask image. . Further, the created mask image is applied to another image, that is, a mask process for multiplying each pixel is performed to obtain an image after the mask process.
  • a predetermined threshold value for each pixel of the input image
  • a predetermined range for example, a value between 0 and 1
  • the phase unwrap processing unit 606 performs a phase unwrap process for removing around the principal value in each pixel value of the input phase image, and obtains a phase image after the unwrap process.
  • the contrast enhancement processing unit 607 performs a weighting operation on the absolute value image based on the phase information included in the phase difference image, and performs contrast enhancement processing. Specifically, the weight coefficient of the pixel is determined based on the pixel value (phase difference) of each pixel of the phase difference image, and the determined weight coefficient is multiplied by the pixel value of the corresponding pixel of the absolute value image. Weight the pixel values.
  • the weighting process based on this phase difference image is a contrast enhancement process, and the image after the contrast enhancement process is a contrast enhanced image.
  • the region / glowing processing unit 608 processes phase values having high phase continuity between adjacent pixels on the phase image as the same phase. For example, if the phase difference between adjacent pixels is within a predetermined threshold, it is determined that the phase continuity is high and the same phase is set. Specifically, first, a phase difference between a phase value of a start point (Seed point) manually set by an operator for a desired tissue and a phase value of a pixel adjacent to the start point, and a threshold value If the phase difference is within the threshold value, it is determined that the phase is the same, and the same phase value region as the phase value at the start point is set.
  • a start point Seed point
  • the same phase is set, and the adjacent pixel is also set to the same phase value region. This process is repeated to expand the same phase value region.
  • FIG. 7 is a flowchart showing the processing flow of the present embodiment.
  • This processing flow is stored in advance in the storage unit 115 as a program, and is executed by the arithmetic processing unit 114 reading the program from the storage unit 115 and executing it.
  • the lower limb is assumed, and FIG. 8 shows an upstream region, a labeling region 804 for applying an IR pulse for labeling by the RF prepulse unit 550, and an imaging region downstream thereof.
  • a setting example of (FOV) 803 is shown.
  • FIG. 9 shows an example of a result obtained by performing each step of the processing flow shown in FIG. 7 for each region shown in FIG. Hereinafter, details of the processing of each step will be described.
  • step 701 the sequence execution unit 601 displays a positioning image as shown in FIG. 8, and accepts setting inputs for the upstream labeling region 804 and the downstream imaging region 803. Then, the sequence execution unit 601 checks whether or not imaging is possible in accordance with other imaging conditions set and input by the operator. If imaging is not possible, the sequence execution unit 601 notifies the operator of the fact and the labeling area 804 A correction input for the position and width of the imaging region 803 and conditions for enabling imaging for other imaging conditions are presented to the operator, and a correction input for the other imaging conditions is accepted. Finally, the imaging conditions that can be imaged are determined, and based on the determined imaging conditions, the Main-Scan sequence shown in FIG. 5 (a) and the Pre-Scan sequence shown in FIG. 5 (b) are executed. Calculate various necessary control data specifically.
  • step 702 the sequence execution unit 601 notifies the measurement control unit 111 of various control data of the pre-scan sequence calculated in step 701 to execute the pre-scan sequence.
  • the measurement control unit 111 executes the pre-scan sequence to control the measurement of the echo signal, and notifies the arithmetic processing unit 114 of the measured echo signal data (echo data).
  • the image reconstruction unit 602 obtains a complex image with low spatial resolution by Fourier transforming the echo data.
  • the phase image calculation unit 603 obtains a low spatial resolution phase image (first phase image) 901 from the obtained complex image.
  • the first phase image 901 collectively includes various phase errors other than the phase difference between the fluid portion labeled by the IR pulse 501 and other stationary portions.
  • Step 703 the sequence execution unit 601 notifies the measurement control unit 111 of various control data of the Main-Scan sequence calculated in Step 701 to execute the Main-Scan sequence.
  • the measurement control unit 111 controls the measurement of the echo signal by executing the Main-Scan sequence, and notifies the arithmetic processing unit 114 of the measured echo signal data (echo data).
  • the image reconstruction unit 602 obtains a complex image and its absolute value image 906 by Fourier transforming the echo data.
  • the phase image calculation unit 603 obtains the phase image (second phase image) 902 from the obtained complex image.
  • step 704 the phase difference image calculation unit 604 converts the first phase image 901 obtained in step 702 into a phase image having the same spatial resolution as the second phase image 902 obtained in step 703. Difference processing 921 with respect to the second phase image 902 is performed to obtain a phase difference image 903.
  • This phase difference image 903 eliminates the phase error due to the resonance frequency shift and the phase error due to hardware imperfection, and the phase difference caused by the short waiting time (TI) after the IR pulse 501. Only the phase image is reflected.
  • the mask processing unit 605 sets a threshold value (for example, 20% of the maximum value of each pixel value) with respect to the pixel value (absolute value) of each pixel of the absolute value image 906 obtained in step 703.
  • the first mask image 908 for extracting only the subject region in the absolute value image 906 is created by setting and excluding the pixel having a pixel value smaller than the threshold value as the background (noise region). Specifically, the first mask image 908 is created by assigning 0 to pixels having a pixel value smaller than the threshold and 1 to pixels having a pixel value larger than the threshold.
  • step 706 the mask processing unit 605 applies the first mask image 908 created in step 705 to the phase difference image 903 obtained in step 704, that is, the first mask image 908 is added to the phase difference image 903.
  • a mask process 922 to be multiplied for each pixel is performed to obtain a phase difference image 904 in which the background region is excluded from the phase difference image 903 and only the subject region is extracted.
  • a predetermined constant value (for example, 0) is assigned to the pixel value (phase value) of the excluded background region. Since the value of the background area of the first mask image 908 is 0, the value of the background area of the result image is necessarily 0 when multiplied for each pixel.
  • the phase unwrap processing unit 606 performs phase unwrap processing for removing around the principal value on the phase difference image 904 masked in step 706. Further, the phase value of the static portion as the reference phase theta ref, by taking the difference ( ⁇ - ⁇ ref) of the reference phase theta ref from the phase value theta of all the pixels, i.e. the reference phase from each pixel value of the phase difference image A corrected phase difference image is created by uniformly subtracting.
  • the corrected phase difference image is an image representing a differential phase from the phase value of the stationary part, and the phase of the stationary part is zero and the phase of the labeled blood flow part is ⁇ .
  • step 708 the region glowing processing unit 608 performs the region glowing process on the corrected phase difference image acquired in step 707.
  • the operator manually sets the start point (Seed point) for the desired tissue, and executes the region growing process with this start point as the starting point, and determines that the phase value is the same as the phase value of the start point.
  • the possible pixels are grouped together in the same phase value region.
  • the phase value of each pixel in the same phase value region in the modified phase difference image is replaced with the phase value of the start point. Note that the processing in step 708 may be omitted.
  • the contrast enhancement processing unit 607 determines the weighting factor of each pixel based on the pixel value (phase difference) of each pixel of the corrected phase difference image obtained in step 707 or 708, and the determined weighting factor.
  • a second mask image 905 representing the distribution is created.
  • a predetermined threshold value for example, ⁇ ⁇ / 2
  • the absolute value of the phase value ⁇ that is the pixel value Is less than the threshold ie, ⁇ / 2 ⁇ ⁇ + ⁇ / 2), otherwise [0 ⁇ ⁇ / 2] or [+ ⁇ / 2 ⁇ ⁇ ]) [0 Is converted into a value of ⁇ 1] and used as a weighting coefficient for the pixel.
  • the phase of the labeled blood flow part is converted into a weight coefficient of [0 to 1] (for example, 0.5), and the phase of the stationary part is converted into a weight coefficient of 1.
  • a weighting factor is similarly determined for all the pixels of the modified phase difference image, and a second mask image 905 representing the weighting factor distribution of each pixel is created. This second mask image 905 becomes a contrast enhancement mask image.
  • the contrast enhancement processing unit 607 applies the second mask image (contrast enhancement mask image) 905 obtained in step 709 to the absolute value image 906 obtained in step 703 (923). Specifically, the absolute value image 906 and the second mask image 905 are multiplied by pixel values for each same pixel (923), so that the pixel value of each pixel of the absolute value image 906 is changed to the second mask. A weighting process is performed with the pixel values of the image 905. The weighting process (923) using the second mask image 905, that is, based on the phase difference image 903 is a contrast enhancement process, and a contrast enhanced image 910 is obtained by the contrast enhancement process.
  • the weighting process (923) using the second mask image 905, that is, based on the phase difference image 903 is a contrast enhancement process, and a contrast enhanced image 910 is obtained by the contrast enhancement process.
  • the contrast-enhanced image 910 is an image in which the blood flow (artery) region labeled with respect to the static region is suppressed. That is, the absolute value image 906 is an image in which the contrast between the labeled blood flow (artery) region and another stationary region is enhanced. In the example of the contrast-enhanced image 910 shown in FIG. 9, it is understood that the signal of the labeled blood flow (artery) region is suppressed and the luminance of only the other still region is enhanced.
  • the MRI apparatus and the fluid-weighted image acquisition method of the present embodiment set the waiting time (TI) from the application of the RF prepulse to the execution of the measurement sequence, so that the imaging time can be shortened. Furthermore, a phase difference image is obtained by setting a phase difference of ⁇ between the blood flow part to be labeled and another stationary part, and the waiting time is lengthened by weighting the absolute value image based on the phase difference image.
  • TI waiting time
  • the weighting factor is determined so as to suppress the stationary part signal with respect to the bloodstream part signal. Conversely, the stationary part signal is suppressed with respect to the bloodstream part signal. In this way, the weighting factor may be determined.
  • the absolute value of the pixel value (phase value) ⁇ of each pixel of the corrected phase difference image is less than the threshold (that is, ⁇ / 2 ⁇ ⁇ + ⁇ / 2), [0 to 1] In other cases (that is, [ ⁇ ⁇ ⁇ / 2] or [+ ⁇ / 2 ⁇ ⁇ ]), it may be converted to a value of 1 and used as the weighting coefficient of the pixel.
  • the MRI apparatus and the fluid weighted image acquisition method of the present embodiment include an RF prepulse unit including an RF prepulse (IR pulse) for exciting the longitudinal magnetization of the fluid unit in the negative direction and labeling the fluid unit.
  • a measurement sequence unit that measures an echo signal from an imaging region into which the labeled fluid part flows, and applying an RF pre-pulse to a region upstream from the imaging region Before the longitudinal magnetization of the labeled fluid part recovers to null, the echo signal is measured from the imaging region and the reconstructed image of the image reconstructed using the echo signal is excited and labeled in the negative direction. Based on the phase information, an image in which the contrast of the fluid part is enhanced with respect to the stationary part is acquired. As a result, even when an IR pulse is used as the RF prepulse, it is possible to acquire an image in which the contrast between the blood flow part and the stationary part is enhanced while shortening the imaging time.
  • IR pulse RF prepulse
  • the RF prepulse part has two RF prepulses with different flip angles, and each RF prepulse is irradiated to the upstream and downstream areas of the fluid part with the imaging area (FOV) in between.
  • FOV imaging area
  • different labeling is performed on two fluid parts (for example, an artery and a vein) having different flow directions.
  • the two RF pre-pulses are, for example, IR pulses having different flip angles, and the contrast enhancement is made different between two fluid parts having different flow directions due to the different flip angles.
  • the present embodiment will be described in detail with reference to FIGS. 10 to 12, where the RF prepulse is an IR pulse, and two fluid parts having different flow directions are an artery and a vein.
  • the waiting time TI 2 corresponding to IR 2 is a time during which the longitudinal magnetization of the blood flow part labeled by IR 2 recovers to T1 and becomes a desired signal intensity. If TI 1 ⁇ TI 2 , the IR pulses are applied in the order of IR 2 -IR 1 , and if TI 1 > TI 2 , the IR pulses are applied in the order of IR 1 -IR 2 .
  • FOV b the upper limit value limit FOV b of the imaging direction width (FOV b ) in the flow direction.
  • FOV b ⁇ limit FOV b MIN ((Vba ⁇ TI 1 ), (Vbv ⁇ TI 2 ))
  • FOV b ⁇ limit FOV b MIN ((Vba ⁇ TI 2 ), (Vbv ⁇ TI 1 )) (9) It becomes.
  • MIN (a, b) is a function representing the smaller one of a and b.
  • Vba> Vbv the order in which the veins are labeled first and then the artery is labeled is preferable in terms of ensuring a wide imaging area width (FOV b ) in the flow direction.
  • the wait time relationship is limit TI> TI 1 > TI 2 . It is also possible to label the artery first with IR 1 or IR 2 .
  • FIG. 10 shows an example of setting a labeling region by each IR pulse for an artery (solid line) 801 and a vein (dotted line) 802 in the lower limbs.
  • the labeling region 1002 with IR 1 is set upstream with respect to the vein (downstream with respect to the artery), and the labeling region 1001 with IR 2 is upstream with respect to the artery (
  • the vein is set on the downstream side, and an imaging region (FOV) 1003 is set between the labeling regions 1001 and 1002.
  • FOV imaging region
  • the operator can input the target flow velocity for each labeling area on the positioning image, and based on the equations (8) and (9), the imaging area width in the flow direction (FOV b ) may be optimized, and the position and width of each labeling area can be adjusted manually by the operator after the imaging area width (FOV b ) in the optimum flow direction is obtained and set. Or it is done automatically by the device.
  • veins may be labeled a to excite the labeling region 1002 in IR 2.
  • the pulse sequence of the present embodiment is composed of a main-scan sequence and a pre-scan sequence, similar to the pulse sequence of the above-described first embodiment. Omitted.
  • the Main-Scan sequence shown in FIG. 11 includes an RF pre-pulse unit 1110 having two IR pulses (1101, 1102) having different flip angles and waiting times, and a measurement sequence unit 551. Since the measurement sequence unit 551 is the same as that of the first embodiment, detailed description thereof is omitted, and here, the RF prepulse unit 1110 will be described in detail.
  • the IR pulse 1101 at this time is a sinc wave having the resonance frequency and frequency band of the labeling region 1002 determined by the slice gradient magnetic field 1103.
  • the spoiling gradient magnetic field pulses (1104-1 to 1104-3) are applied to the three axes, and the transverse magnetization generated by being excited to less than 180 degrees by the IR pulse 1101 is lost.
  • the IR pulse 1102 at this time is a sinc wave having the resonance frequency and frequency band of the labeling region 1001 determined by the slice gradient magnetic field 1106.
  • a spoiling gradient magnetic field pulse (1107-1 to 1107-3) is applied to the three axes, and the transverse magnetization generated by the IR pulse 1102 disappears.
  • the two spoil gradient magnetic fields (1104, 1107) may be applied together once for each axis.
  • the transverse magnetization generating RF pulse 504 of the measurement sequence unit 551 is applied, and the measurement sequence unit 551 Start.
  • FIG. 12 shows an example of a result obtained by executing each step of the processing flow shown in FIG.
  • “-2” is added to the corresponding step number in FIG. 7 to clarify the processing step of this embodiment.
  • step 701-2 the sequence execution unit 601 displays a positioning image as shown in FIG. 10, and an imaging region 1003 between the labeling region 1001 upstream of the artery and the labeling region 1002 upstream of the vein. Accept setting input. Then, the sequence execution unit 601 checks whether or not imaging is possible, together with other imaging conditions set and input by the operator, and if the imaging is not possible, notifies the operator of the fact, and the labeling area 1001 and The correction input of the positions and widths of 1002 and the imaging region 1003 and the imaging conditions for other imaging conditions are presented to the operator and the correction input of the other imaging conditions is accepted.
  • the imaging conditions that can be imaged are determined, and based on the determined imaging conditions, the various types necessary for executing the Main-Scan sequence shown in FIG. 11 and the Pre-Scan sequence shown in FIG. Calculate the control data specifically.
  • the IR pulse 1101 and the slice gradient magnetic field 1103, and the IR pulse 1102 and the slice gradient magnetic field 1106 are respectively resonant frequency and frequency so as to independently excite the venous labeling region 1002 and the arterial labeling region 1001.
  • the Sinc waveform and gradient magnetic field strength are set.
  • step 702-2 the same processing as in step 702 of the first embodiment is performed.
  • a phase image (first phase image) 1201 with low spatial resolution is obtained.
  • This first phase image 1201 summarizes various phase errors other than the phase difference between the veins labeled by the IR pulse 1101 and the IR pulse 1102, the blood flow part of the artery, and other static parts, respectively. Including.
  • step 703-2 the same processing as in step 703 of the first embodiment is performed.
  • a complex image and its absolute value image 1206 and its phase image (second phase image) 1202 are obtained from the complex image.
  • step 704-2 the same processing as in step 704 in the first embodiment is performed. That is, the phase difference image calculation unit 604 converts the first phase image 1201 obtained in step 702-2 into a phase image having the same spatial resolution as the second phase image 1202 obtained in step 703-2. Later, a difference process 1221 with the second phase image 1202 is performed to obtain a phase difference image 1203.
  • This phase difference image 1203 has a phase error caused by a short waiting time (TI 1 ) after the IR pulse 1101 by removing the phase error caused by the shift of the resonance frequency and the phase error caused by hardware imperfection.
  • the phase image reflects only the phase difference.
  • step 705-2 the same processing as in step 705 in the first embodiment is performed. As a result, a first mask image 1208 is obtained.
  • step 706-2 the same processing as in step 706 of the first embodiment is performed. That is, the mask processing unit 605 applies the first mask image 1208 created in Step 705-2 to the phase difference image 1203 obtained in Step 704-2 (1222), and the background region (noise) is obtained from the phase difference image 1203.
  • the phase difference image 1204 is obtained by extracting only the subject region by excluding the (region).
  • step 707-2 the same processing as in step 707 of the first embodiment is performed.
  • the phase of the blood flow part (artery) labeled with the static part and IR 2 is zero
  • the phase of the blood flow part (vein) labeled with IR 1 is ⁇ .
  • step 708-2 the same processing as in step 708 of the first embodiment is performed.
  • step 709-2 the same processing as in step 709 of the first embodiment is performed.
  • a second mask image 1205 is obtained.
  • the second mask image 1205 can be obtained by weighting the intensity ratios of veins, arteries, and stationary parts to 0: 1: 1.
  • the second mask image 1205 emphasizes the contrast between the vein, the artery, and the stationary part based on the phase difference between the vein, the artery, and the stationary part.
  • step 710-2 the same processing as in step 710 of the first embodiment is performed. That is, the contrast enhancement processing unit 607 applies the second mask image 1205 obtained in step 709-2 to the absolute value image 1206 obtained in step 703-2 (1223). As a result, a contrast-enhanced image 1210 is obtained.
  • the contrast-enhanced image 1210 is an image in which the labeled blood flow portions (arteries and veins) are suppressed with respect to the stationary portion.
  • the vein 802 is weighted with an intensity ratio of 0: 1 between the artery and the stationary part by the second mask image 1205 based on the phase difference
  • the artery 801 is based on the signal intensity difference in the absolute value image 1206.
  • a weight ratio of 0.5: 1 is applied to the stationary part.
  • a contrast-enhanced image 1210 is obtained in which the intensity ratio of veins, arteries, and stationary parts is enhanced at 0: 0.5: 1. That is, the contrast between the labeled blood flow part (arteries and veins) and the stationary part as well as the contrast between the artery 801 and the vein 802 is enhanced.
  • the absolute value image 1206 and the phase difference image (1203, 1204) correspond to the image in which the artery is emphasized and the image in which the vein is emphasized, respectively. Coloring is also possible.
  • a vein 802 highlighted retardation in IR 1 a case has been described signal intensity difference highlights the artery 801 in IR 2, highlighting the phase difference by labeling artery 801 in IR 1, IR 2 Then, the vein 802 may be labeled to emphasize the signal intensity difference, and in this case, the same processing can be performed.
  • the MRI apparatus and the fluid-weighted image acquisition method of the present embodiment have a first fluid part (vein) and a second fluid part (arteries) having different fluid directions in the fluid part, and RF
  • the pre-pulse part has a first RF pre-pulse (IR 1 ) and a second RF pre-pulse (IR 2 ) having different flip angles, and the first RF pre-pulse is a first upstream of the first fluid part.
  • the first fluid portion is labeled by applying it to a region (labeling region 1002), and the second RF prepulse is applied to the second region (labeling region 1001) upstream of the second fluid portion.
  • the two fluid parts are labeled, the area between the first area and the second area is set as an imaging area, and the first fluid part and the second fluid part are set in different contrasts to obtain a fluid emphasized image.
  • blood flow parts arteries and veins
  • the contrast between arteries and veins can be enhanced with different contrasts.
  • labeling is performed using two-dimensional spatial selective excitation.
  • the labeling of the second embodiment described above is a method of labeling a fluid portion passing through a region having a predetermined width perpendicular to the flow direction by combining an IR pulse and a slice gradient magnetic field pulse.
  • an unnecessary stationary part other than the fluid part passing through the labeling region is also excited. Therefore, in Example 3, two-dimensional space selective excitation for selectively exciting the fluid part is performed.
  • two-dimensional spatial selective excitation with different flip angles is performed on the fluid portions having different positions, and labeling is performed.
  • the fluid part is labeled using a two-dimensional space-selective IR 1 and the other fluid part is labeled using a two-dimensional space-selective IR 2.
  • IR 1 two-dimensional space-selective IR 1
  • IR 2 two-dimensional space-selective IR 2.
  • only one blood flow part may be labeled by selective excitation in two-dimensional space.
  • the present embodiment will be described in detail with reference to FIGS. 13 to 16, taking an artery as an example of the fluid portion.
  • FIG. 13 shows an example in which the columnar region is selectively excited in the z direction in which only the shape on the xy plane is specified.
  • the shape specified on the xy plane is a circle.
  • RF, Gx, Gy, and Gz indicate application timings of the RF pulse, the gradient magnetic field in the x-axis direction, the gradient magnetic field in the y-axis direction, and the gradient magnetic field in the z-direction, respectively. As shown in FIG.
  • an RF pulse (2DRF) 1301 is applied together with an oscillating gradient magnetic field (Gx) 1302 in the x-axis direction and an oscillating gradient magnetic field (Gy) 1303 in the y-axis direction.
  • Gx oscillating gradient magnetic field
  • Gy oscillating gradient magnetic field
  • a cylindrical region parallel to the z-axis is selectively excited.
  • two-dimensional spatial selective excitation is performed by combining RF pulses and gradient magnetic field pulses in this way, the shape, position, and flip angle are adjusted by controlling the frequency and waveform of the RF pulse and the waveform of the gradient magnetic field pulse. And do it.
  • labeling using two-dimensional spatial selective excitation is referred to as spatial selective labeling. Note that details of the two-dimensional space selective excitation are described in (Non-Patent Document 2), and thus detailed description thereof is omitted here.
  • FIG. 14 shows an example of setting a region for performing space selection labeling for each of the left and right arteries 801 in the lower limbs.
  • the longitudinal magnetization of the upstream region of the right artery 1401 is spatially labeled (hereinafter referred to as 2D-IR 1 ) at a flip angle ⁇ 1 (for example, 180 degrees), and the longitudinal magnetization of the upstream region 1402 of the left artery is flip angle ⁇ Perform spatial selection labeling (hereinafter referred to as 2D-IR 2 ) at 2 (for example, 90 degrees).
  • the area for performing each space selection labeling is a substantially circular area in the xy plane and a columnar area in the z direction perpendicular to the imaging plane (paper surface). Therefore, the blood flow part that is actually labeled is the intersection of the blood vessel and the cylindrical region.
  • phase difference enhancement is performed on the blood flow portion of the right artery
  • signal intensity difference enhancement is performed on the blood flow portion of the left artery.
  • the labeling order may be either first.
  • 2D-IR 1 is applied to the blood flow of the left artery and phase difference enhancement is performed
  • 2D-IR 2 is applied to the blood flow of the right artery and signal intensity difference enhancement is performed. May be.
  • the waiting time (TI) of 2D-IR 1 for performing space selection labeling with the flip angle ⁇ 1 needs to be shorter than limit TI, and is subject to the limit of equation (2).
  • the condition of the imaging region width (FOV b ) 1403 in the flow direction is determined by the following equation (10) depending on the waiting time corresponding to the second space selection labeling applied.
  • FOV b ⁇ limit FOV b MIN ((TI 1 of 2D-IR 1), (TI 2 of 2D-IR 2)) ⁇ Vba (10)
  • the operator can input the flow velocity targeted by the labeling for each labeling region on the positioning image, and based on the equations (8) and (9), The imaging area width (FOV b ) may be optimized.
  • the pulse sequence of the present embodiment is composed of a main-scan sequence and a pre-scan sequence, similar to the pulse sequence of the above-described first embodiment. Omitted.
  • the main-scan sequence of the present embodiment is similar to the above-described second embodiment, the RF prepulse section 1510 having two space selection labeling sections (1501, 1502) having different flip angles and waiting times, and a measurement sequence Part 551. Since the measurement sequence unit 551 is the same as in the first and second embodiments, detailed description thereof will be omitted, and here, the RF prepulse unit 1510 will be described in detail with reference to the sequence chart shown in FIG.
  • the RF prepulse unit 1510 first executes 2D-IR 1 (1501) for spatially selecting the upstream area 1401 of the right artery, and then performs spatial selection labeling for the upstream area 1402 of the left artery. Perform 2D-IR 2 (1502).
  • RF, Gs, Gp, and Gr in each spatial selection labeling (1501, 1502) have the RF, Gz, Gx, and Gy waveforms shown in FIG. Has an adjusted waveform.
  • the waiting time from 2D-IR 1 (1501) is TI 1
  • the waiting time from 2D-IR 2 (1502) is TI 2
  • the transverse magnetization generation RF pulse 504 of the measurement sequence unit 551 is applied.
  • the measurement sequence unit 551 starts.
  • the spoiling gradient magnetic field pulses (1104-1 to 1104-3) are applied to the three axes after 2D-IR 1 (1501). Then, after 2D-IR 2 (1502), a spoil gradient magnetic field pulse (1107-1 to 1107-3) is applied to the three axes, and the generated transverse magnetization is lost. Also in this embodiment, the two spoil gradient magnetic fields (1104, 1107) may be applied together at one time for each axis.
  • FIG. 16 shows an example of a result obtained by executing each step of the processing flow shown in FIG. In the following description, “-3” is added to the corresponding step number in FIG.
  • step 701-3 the sequence execution unit 601 displays a positioning image as shown in FIG. 14, and accepts setting inputs for the right labeling region 1401, the left labeling region 1402, and the imaging region 1403 on the upstream side of the artery. Then, the sequence execution unit 601 checks whether or not imaging is possible in accordance with other imaging conditions set and input by the operator. If the imaging is not possible, the sequence execution unit 601 notifies the operator of that fact and the right labeling area 1401. And the correction input of the positions and widths (diameters) of the left labeling area 1402 and the imaging area 1403 and the imaging conditions for other imaging conditions are presented to the operator, and the correction input of the other imaging conditions is accepted.
  • the imaging conditions that can be imaged are determined, and based on the determined imaging conditions, various types of information necessary for executing the Main-Scan sequence shown in FIG. 15 and the Pre-Scan sequence shown in FIG. Calculate the control data specifically.
  • the respective RF, Gs, Gp, and Gr are set so that each space selection labeling (1501, 1502) excites the right labeling region 1401 and the left labeling region 1402, respectively.
  • step 702-3 the same processing as in step 702 of the first embodiment is performed.
  • a low spatial resolution phase image (first phase image) 1601 is obtained.
  • This first phase image 1601 summarizes various phase errors other than the phase difference between the blood flow part on the left side and the right side of the artery labeled by space selective labeling (1501, 1502) and other stationary parts. Included.
  • step 703-3 the same processing as in step 703 of the first embodiment is performed.
  • a complex image and its absolute value image 1606 and its phase image (second phase image) 1602 are obtained from the complex image.
  • step 704-3 the same processing as in step 704 of the first embodiment is performed. That is, the phase difference image calculation unit 604 converts the first phase image 1601 obtained in step 702-3 into a phase image having the same spatial resolution as the second phase image 1602 obtained in step 703-3. Later, a difference process 1621 with the second phase image 1602 is performed to obtain a phase difference image 1603.
  • This phase difference image 1603 is caused by a short waiting time (TI 1 ) after spatial selection labeling 1501 in which the phase error due to the resonance frequency shift and the phase error due to hardware imperfection are removed.
  • the phase image reflects only the phase difference.
  • step 705-3 the same processing as in step 705 of the first embodiment is performed. As a result, a first mask image 1608 is obtained.
  • step 706-3 the same processing as in step 706 of the first embodiment is performed. That is, the mask processing unit 605 applies the first mask image 1608 created in Step 705-3 to the phase difference image 1603 obtained in Step 704-3 (1622), and the background region (noise) is obtained from the phase difference image 1603. A phase difference image 1604 in which only the subject region is extracted by excluding (region).
  • step 707-3 the same processing as in step 707 of the first embodiment is performed.
  • the phase of the blood flow part of the left artery labeled with the static part and 2D-IR 2 is zero, and the phase of the blood flow part of the right artery labeled with 2D-IR 1 is ⁇ It becomes.
  • step 708-3 the same processing as in step 708 of the first embodiment is performed.
  • step 709-3 the same processing as in step 709 of the first embodiment is performed.
  • a second mask image 1605 is obtained.
  • the second mask image 1605 can be obtained by weighting the intensity ratios of the right artery, the left artery, and the stationary part to 0.5: 1: 1.
  • step 7010-3 the same processing as in step 710 of the first embodiment is performed. That is, the contrast enhancement processing unit 607 applies the second mask image 1605 obtained in Step 709-3 to the absolute value image 1606 obtained in Step 703-3 (1623).
  • the weighting process (1623) using the second mask image 1605, that is, based on the phase difference image 1603 is a contrast enhancement process, and a contrast enhanced image 1610 is obtained by this contrast enhancement process.
  • the left and right arteries labeled with respect to the stationary part are suppressed.
  • the right arterial part is weighted with a 0.5: 1 intensity ratio with the stationary part by the second mask image 1605 based on the phase difference
  • the left arterial part is the signal intensity difference in the absolute value image 1606.
  • a contrast image 1610 is obtained in which the intensity ratios of the right arterial part, the left arterial part, and the stationary part are enhanced at 0.5: 0: 1, respectively. That is, not only the contrast between the labeled arteries and other static regions, but also the contrast between the left and right arteries 801 is enhanced.
  • the absolute value image 1606 and the phase difference image (1603, 1604) correspond to the image in which the left artery is emphasized and the image in which the right artery is emphasized, respectively. It is also possible to color. That is, it is possible to obtain an image in which the left and right arteries are separated.
  • phase selection of the right artery is emphasized by the space selection labeling 1501 and the signal intensity difference of the left artery is emphasized by the space selection labeling 1502, but the phase difference of the left artery is emphasized by the space selection labeling 1501.
  • the same processing can be performed when the signal intensity difference enhancement of the right artery is emphasized by the space selection labeling 1502.
  • only one of the left and right arteries may be subjected to two-dimensional spatial selective excitation and labeling to obtain a contrast-enhanced image of only the artery.
  • the RF prepulse is an RF pulse that performs two-dimensional spatial selective excitation, and intersects at least a part of the fluid part on the upstream side of the imaging region.
  • An RF pulse for performing two-dimensional spatial selective excitation is applied to the region to label at least a part of the fluid part.
  • the RF prepulse is a two-dimensional spatially selective excitation.
  • the second RF prepulse is applied to a region intersecting at least a part of the second fluid part on the upstream side of the imaging region.
  • the RF pre-pulse part has two RF pre-pulses, the first RF pre-pulse is applied to the first region upstream of the fluid part, and the longitudinal magnetization flipped in the negative direction is null T1
  • the second RF prepulse is applied to the downstream second region adjacent to the first region.
  • the imaging area is set in the second area.
  • the echo signal is measured with the longitudinal magnetization of the blood flow portion in the negative direction.
  • the longitudinal magnetization of the stationary portion in the imaging region is reversed in the negative direction. The echo signal is measured in the state. This embodiment is particularly effective when the flow velocity is slow and it is assumed that the labeled fluid does not sufficiently flow into the imaging region.
  • FIG. 17 shows a setting example of labeling regions for an artery (solid line) 801 and a vein (dotted line) 802 in the lower limb.
  • FIG. 18 shows the application timing of each IR pulse of the RF prepulse part (RF) of this example, and the behavior of the longitudinal magnetization of the fluid part in the first region and the stationary part in the second region in accordance with each timing.
  • FIG. RF RF prepulse part
  • the first labeling region 1701 by the IR pulse 1801 that labels the blood flow at the first flip angle ⁇ 1 (eg, 180 degrees) is set upstream, and the blood flow is labeled at the next flip angle ⁇ 2 (eg, 180 degrees).
  • a second labeling region 1702 by the IR pulse 1802 is set on the downstream side adjacent to the first labeling region 1701.
  • an imaging area (FOV) 1703 is set in the second labeling area 1702, and at least a part of the second labeling area 1702 is set as the imaging area 1703.
  • FIG. 17 shows an example in which the imaging area 1703 is set in the labeling area 1702. The operator thus sets each labeling region and imaging region on the positioning image.
  • the operator can input the flow velocity targeted by the labeling for each labeling region, and based on the formulas (8) and (9), the imaging region width (FOV b ) in the flow direction May be optimized. After the imaging area width (FOV b ) in the optimum flow direction is obtained and set, the position and width of each labeling area are adjusted manually by the operator or automatically by the apparatus.
  • the pulse sequence of the present embodiment is composed of a main-scan sequence and a pre-scan sequence, similar to the pulse sequence of the above-described first embodiment. Omitted. Further, the Main-Scan sequence is different only in the RF prepulse part, and the measurement sequence part is the same as that in the above-described embodiment. Therefore, only the RF prepulse part will be described in detail below with reference to FIG.
  • the RF pre-pulse unit 1810 of the present embodiment includes two IR pulses (1801, 1802), excites the first labeling region 1701 with the first IR pulse 1801, and then uses the second IR pulse 1802. The second labeling region 1702 is excited.
  • the longitudinal magnetization of the blood flow flowing into the second labeling region and the imaging region 1703 remains in the null state, but other stationary parts of the second labeling region
  • the longitudinal magnetization of the film is reversed 180 degrees to a negative state.
  • the blood flow labeled in the first labeling region 1701 further flows into the imaging region 1703, and the longitudinal magnetization is restored to T1 to be in a positive state.
  • the waiting time (TI 2 ) is a time until the longitudinal magnetization of other stationary portions in the second labeling region recovers to T1 to null, and is a time for maintaining the negative direction. Therefore, immediately before the transverse magnetization generation RF pulse 504 of the measurement sequence unit 551 after the waiting time (TI 2 ) from the second IR pulse 1802, the longitudinal magnetization of other stationary portions in the imaging region 1703 is reversed in the negative direction. It will remain as it is. In such a longitudinal magnetization state, an echo signal is measured from the imaging region 1703 by the measurement sequence unit 551, and in the image reconstructed from the echo signal, the phase of the transverse magnetization of the blood flow portion and the other stationary portion is different by ⁇ . Can be made. Furthermore, the waiting time (TI 2 ) may be any time as long as the longitudinal magnetization of the stationary part of the imaging region 1703 maintains the negative direction, and therefore the degree of freedom in setting the imaging parameters can be increased.
  • the processing after the echo signal is measured by the measurement sequence unit 551 is the same as that in the first embodiment, detailed description is omitted.
  • the phase of the stationary part is ⁇ in the phase difference image obtained in step 704 described above.
  • the phase of the stationary part is corrected based on the reference. Therefore, in the modified phase difference image, finally, the phase of the stationary part is corrected in the same manner as in the previous embodiments. Is zero, and the phase of the labeled bloodstream is ⁇ . Accordingly, the processing after step 708 is the same.
  • the RF prepulse unit has the first RF prepulse (IR pulse 1801) and the second RF prepulse (IR pulse 1802).
  • the first RF prepulse is applied to the first region upstream of the fluid portion (the first labeling region 1701) to label the fluid portion, and the second RF prepulse is adjacent to the downstream side of the first region.
  • the second region (second labeling region 1702) is applied, and at least a part of the second region is set as an imaging region.
  • the second RF prepulse is applied at the timing when the longitudinal magnetization of the fluid portion flipped in the negative direction by the first RF prepulse is restored to T1 to null, and the second RF prepulse is flipped in the negative direction by the second RF prepulse.
  • the echo signal from the imaging region is measured by the measurement sequence unit within a time period in which the longitudinal magnetization of the stationary portion in the region maintains the negative direction. This makes it possible to obtain an image in which the contrast of the blood flow part is enhanced with respect to other stationary parts without extending the imaging time even at a low flow rate.
  • the phase error is extracted by Pre-Scan.
  • the phase error is small, there is a case where Pre-Scan is not necessary. Therefore, the present invention can be realized even when only the main scan is performed with the pre-scan omitted. That is, in a highly adjusted MRI apparatus, the second mask image may be obtained based on the phase image obtained by directly applying the first mask image to the phase image obtained from the Main-Scan data.

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Abstract

　RFプリパルスとしてIRパルスを用いても撮像時間を延長することなく、流体部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得する。そのために、撮像領域よりも上流側の領域にRFプリパルスを印加して流体部の縦磁化を負方向に励起し、撮像領域からエコー信号を計測し、該エコー信号を用いて再構成した画像の位相情報に基づいて、流体部を静止部に対してコントラストを強調した画像を取得する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び流体強調画像取得法
　本発明は、核磁気共鳴(以下「NMR」と言う)現象を利用して断層像撮影(以下「MRI」と言う)を行なう際に、所望の組織とその他の組織との間でコントラストを強調した画像を取得する技術に関する。
　NMR現象を利用して断層像撮影を行なうMRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　上記MRI装置を用いた、血液や髄液などの被検体内を流れる流体を他の組織(静止組織等)と異なるコントラストにして画像を取得する撮像法の一つとして、IR(Inversion Recovery)パルスを先行パルス(RFプリパルス)として用いる方法が知られている(例えば、特許文献1)。具体的には、流体が通過する上流側の領域である第1の領域にIRパルスを照射して、該第1の領域における流体の縦磁化を180度フリップ(励起)した後、180度フリップされた流体の縦磁化がT1緩和によって回復しnull状態に到達した時点で、該IRパルスを経験した流体が流れ込んだ下流側である第2の領域においてエコー信号の計測を行なう。この上流側で流体の縦磁化を所定の角度にフリップする操作をラベリングという。これにより、流体からのエコー信号のみを抑制し、第2の領域の画像(絶対値画像)において、該流体と他の組織(静止部)との間に画素値(絶対値)の差を生じさせることでコントラストを強調する。
特開2009-10113号公報
Lauenstein TC et al;Evaluation of optimized inversion-recovery fat-suppression techniques for T2-weighted abdominal MR Imaging : J Magn Reson Imaging 2008:27:1448-1454 J. Pauly, D. Nishimura; A K-Space Analysis of Smaii-Tip-angle Excitation:J. Magn. Reson., 81, 43-56 (1989)
　しかしながら、IRパルスをRFプリパルスとして用いて、エコー信号の計測前に流体の縦磁化をnullにするためには、所定時間(TI)待つ必要があり、撮像時間の短縮が困難となる課題が残っていた。また、IRパルスを用いて取得される画像においては、流体と他の組織との間のコントラスト強調が充分ではないという課題が残っていた。
　そこで、本発明の目的は、上記課題を鑑みてなされたものであり、RFプリパルスとしてIRパルスを用いても撮像時間を延長することなく、流体部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得することが可能なMRI装置及び流体強調画像取得法を提供することである。
　上記課題を解決するために、本発明は、撮像領域よりも上流側の領域にRFプリパルスを印加して流体部の縦磁化を負方向に励起し、撮像領域からエコー信号を計測し、該エコー信号を用いて再構成した画像の位相情報に基づいて、流体部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得する。
　具体的には、本発明のMRI装置は、所定のパルスシーケンスに基づいて、流体部を含む被検体の撮像領域からエコー信号の計測を制御する計測制御部と、エコー信号を用いて、流体部と静止部との間でコントラストを強調した画像を取得する演算処理部と、を有して成り、パルスシーケンスは、流体部の縦磁化を負方向に励起して該流体部をラベリングするRFプリパルスを備えるRFプリパルス部と、該ラベリングされた流体部が流れ込んだ撮像領域からエコー信号を計測する計測シーケンス部と、を有して成り、演算処理部は、画像の位相情報に基づいて、流体部と静止部との間のコントラストを強調した流体強調画像を取得することを特徴とする。
　また、本発明の流体強調画像取得法は、所定のパルスシーケンスに基づいて、流体部を含む被検体の撮像領域からエコー信号の計測を制御する計測ステップと、エコー信号を用いて、流体部と静止部との間でコントラストを強調した画像を取得する演算処理ステップと、を有して成り、パルスシーケンスは、流体部の縦磁化を負方向に励起して該流体部をラベリングするRFプリパルスを備えるRFプリパルス部と、該ラベリングされた流体部が流れ込んだ撮像領域からエコー信号を計測する計測シーケンス部と、を有して成り、計測ステップでは、撮像領域よりも上流側の領域にRFプリパルスが印加されて、流体部の縦磁化がゼロに回復する前に、計測シーケンス部が実行され、演算処理ステップでは、画像の位相情報に基づいて、流体部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得することを特徴とする。
　本発明のMRI装置及び流体強調画像取得法によれば、RFプリパルスとしてIRパルスを用いても、撮像時間を延長することなく、流体部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得することが可能となる。
本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図。 IRパルスにより180度フリップされた縦磁化がT1回復してnull状態を得て正方向の状態になるまでの長い時間を待ち時間(TI)とする場合を示し、(a)図は、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(signal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて第1の領域でラベリングされた流体部と第2の領域における静止部の磁化の挙動とをそれぞれ示す。(b)図は、静止部の中をU字管の中を左側から右側に向けて水が流れる流体部を備えて成るファントム例である。(c)図は、(a)図のパルスシーケンスを用いて、(b)図に示すファントムを撮像した場合に得られる絶対値画像と位相画像の例である。 待ち時間(TI)を短くして、IRパルスにより180度フリップされた縦磁化がnull(ゼロ)状態以上にT1回復する前に、エコー信号を計測する場合を示す。(a)図は、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(signal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて第1の領域における流体部と第2の領域における静止部の磁化の挙動とをそれぞれ示す。(b)図は、(a)図のパルスシーケンスを用いて、図2(b)に示すファントムを撮像した場合に得られる絶対値画像と位相画像の例を示す。 公知のGMN(Gradient Moment Nulling)法にリフェーズ傾斜磁場パルスの例を占めす。(a)図が一次のリフェーズ傾斜磁場パルス波形の一例を示し、(b)図が二次のリフェーズ傾斜磁場パルス波形の一例を示す。 実施例1における、パルスシーケンスの一例を表すシーケンスチャートを示す。 実施例1における、演算処理部114が有する各機能の機能ブロック図を示す。 実施例1における、処理フローを表すフローチャートを示す。 実施例1における、IRパルスを印加するラベリング領域804とその下流側の撮像領域(FOV)803の設定例を示す。 実施例1における、処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。 実施例2における、下肢部における各IRパルスによるラベリング領域の設定例を示す。 実施例2における、Main-Scanシーケンスのシーケンスチャートを示す。 実施例2における、処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。 実施例3における、xy平面上の形状のみが特定されたz方向に柱状領域を選択的に励起する2次元空間選択励起の例を示す。 実施例3における、下肢部における左右の動脈801の各々に対する空間選択ラベリングを行う領域の設定例を示す。 実施例3における、RFプリパルス部のシーケンスチャートを示す。 実施例3における、処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。 実施例4における、下肢部における各IRパルスによるラベリング領域の設定例を示す。 実施例4における、RFプリパルス部における各IRパルスの印加タイミングと縦磁化の挙動を示す。
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例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け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明に係るMRI装置を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。
　このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、RF受信コイル105及び信号検出部106と、信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部108と、表示・操作部113と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド112と、を備えて構成される。
　静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
　傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。
　2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と読み出し(リードアウト)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスが振幅変調され、増幅された後に被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給されることにより、RFパルスが被検体101に照射される。
　RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号検出部106に接続されて受信したエコー信号が信号検出部106に送られる。
　信号検出部106は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号検出部106が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部107に送る。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
　信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。
　計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号検出部106に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部108の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号検出部106を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変えて行なう。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部108に出力する。
　全体制御部108は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、CPU及びメモリを内部に有する演算処理部114と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部115とを有して成る。具体的には、計測制御部111を制御してエコーデータの収集を実行させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ内のk空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ内のk空間に相当する領域に記憶させることを意味する。
　また、メモリ内のk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。そして演算処理部114は、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部113に表示させると共に記憶部115に記録させる。
　表示・操作部113は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部108で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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次元的に撮像する。
　(本発明に係る磁化とその位相の説明)
　次に、本発明の基礎となる、RFプリパルスとしてIRパルスを用いて、異なる組織の横磁化に位相差を設定する原理について説明する。本発明では、任意のフリップ角で縦磁化をフリップした後に任意のT1回復時間を設けるRFパルスを全てIRパルスと称する。ただし、本発明のRFプリパルスは、IRパルスに限定されず、縦磁化を所望の角度にフリップ(励起)できる全てのRFパルスが可能である。
　なお、以降の説明では、縦磁化の方向に関して、フリップ(即ち励起)される前の縦磁化方向を正方向(静磁場方向)としその反対方向を負方向(反静磁場方向)とする。この方向設定では、フリップされる前の縦磁化は正の方向を向く最大状態であり、90°より大きくフリップされた直後は、負の方向を向く状態となる。そして、縦磁化がフリップされて生成される横磁化の方向は、この縦磁化方向に垂直な方向となる。
　従来技術は、前述したように、流体の上流でラベリングを行い、流体の縦磁化がnullに回復する時点でエコー信号の計測を行うことで、流体と他の組織(静止部)との間にエコー信号の強度差を生じさせ、このエコー信号の強度差を画像に反映させて、流体と他の静止部との間のコントラストを強調する。
　これに対して、本発明は、RFプリパルスを用いて流体と他の組織との間に、横磁化の位相差を生じさせ、この位相差を利用して、流体と他の組織との間のコントラストを強調する。なお、従来技術のように、流体と他の組織との間にエコー信号の強度差を生じさせた上で、さらに本発明の位相差を生じさせて、流体と他の組織との間のコントラストをさらに強調しても良い。
　そこで、本発明は、被検体に、上流側の第1の領域の縦磁化を負方向にフリップ(励起)するRFプリパルスを備えたRFプリパルス部と、該RFプリパルスによって励起された縦磁化がnull(ゼロ)以上に回復する前に下流側の第2の領域でエコー信号を計測する計測シーケンス部とを有して成るパルスシーケンスを用いて、被検体からエコー信号を計測する。縦磁化を負方向に励起するためには、縦磁化を90度より大きく270度未満にフリップすればよいので、RFプリパルスは、縦磁化をα(90<α<270)度に励起するIRパルスとする。一方、計測シーケンス部は、公知のパルスシーケンスを用いて良い。計測シーケンス部における横磁化を生成するRFパルスのフリップ角をβ(0＜β≦90)度として、RFプリパルス部におけるIRパルスのフリップ角α度と計測シーケンス部における横磁化生成のためのRFパルスのフリップ角β度とを決定する。好ましくは、α＝180、β＝90とする。
　最初に、RFプリパルス部のIRパルスの印加から計測シーケンス部の横磁化生成RFパルス(例えばフリップ角90度)までの待ち時間(TI)の長短により、横磁化の位相をπ異ならせることができる(つまり位相の極性を異ならせる)ことを、図2,3を用いて説明する。
　比較のために、待ち時間(TI)を長くしてコントラスト強調する場合を、図2を用いて説明する。図2は、IRパルスにより180度フリップされた縦磁化がT1回復してnull(ゼロ)状態を得て正方向の状態になるまでの長い時間を待ち時間(TI)とする場合を示す。
　図2(a)は、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(signal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて第1の領域でラベリングされた流体部と第2の領域における静止部の磁化の挙動とをそれぞれ示す図である。
　IRパルス201は、上流側である第1の領域に印加されるため、その第1の領域に存在する流体の縦磁化は180度フリップされて負方向の最大状態となる。つまり、このIRパルス201により流体の縦磁化はラベリングされる。他方、第1の領域と異なる下流側の第2の領域の静止部は、IRパルス201が印加されないため、その縦磁化は変わらず正方向の最大状態を維持する。
　そして、時間の経過と共にラベリングされた流体は、その流速に応じて第1の領域から第2の領域に向けて移動していくと共に、その縦磁化は負方向の最大状態から正方向の状態に向けて指数関数的にT1回復していく。そして、RFパルス201の印加からある時間経過後には、流体は、その縦磁化がnull状態となる。そして、さらに時間を空けてRFパルス201の印加から待ち時間(TI)後には、流体は、その位置が第2の領域に移動し、その縦磁化が正方向の状態となるが、この状態は正方向の最大状態よりは小さい。この時点で、計測シーケンス部における横磁化生成のための90度RFパルス202が第2の領域に印加されると、第1の領域でラベリングされ第2の領域に移動した流体は、その縦磁化が正方向の小さい状態のまま再度90度フリップされて、小さな横磁化状態となる。他方、第2の領域の静止部の縦磁化は、正方向の最大状態から90度フリップされて、最大の横磁化状態となる。この結果、横磁化は静止部の方が流体部より大きいが、励起直後の横磁化は共に同じ方向を向くので、横磁化の位相は同位相となる。
　したがって、このような横磁化状態において計測シーケンス部で計測されるエコー信号及び該エコー信号から得られる再構成画像においては、絶対値は静止部が流体部より大きくなるが、位相は静止部と流体部とで同位相となる。つまり、IRパルスによりフリップされて負の状態となった流体の縦磁化が正の状態に回復する程度に長い待ち時間(TI)の場合には、再構成画像において、流体部と静止部の画素値に関して絶対値の差は生じるが位相の差は生じない。よって、静止部と流体部とでは、絶対値の大小のみでコントラストをつけざるを得ず、コントラストが不十分となる可能性がある。なお、静止部と流体部間で信号強度のみで最もコントラストが大きくなる待ち時間(TI)は、180度フリップされてラベリングされた流体部の縦磁化がnull状態になるまでの時間である。
　図2(c)は、図2(a)のパルスシーケンスを用いて、図2(b)に示すファントムを撮像した場合に得られる絶対値画像と位相画像の例を示している。図2(b)に示すファントムは、静止部213の中のU字管の中を左側から右側に向けて水が流れる流体部214を備えて成り、上流部である第1の領域211にIRパルス201が照射され、下流部である第2の領域212にRFパルス202が照射される。第1の領域211でIRパルス201によりラベリングされた流体が、第2の領域212のU字部左側領域に移動するので、絶対値画像においては、U字部左側領域221の信号強度が低減しているが、以降のU字部領域では、流体部の縦磁化がT1回復により正方向の最大状態に戻るため、静止部213と同じ信号強度となる。一方、静止部213と流体部214の横磁化の位相が同位相となるので、位相画像においては、静止部213と流体部214の位相が同じ一様な画像となる。
　一方、待ち時間(TI)を短くしてコントラスト強調する場合を、図3を用いて説明する。図3は、待ち時間(TI)を短くして、IRパルスにより180度フリップされた縦磁化がnull状態以上にT1回復する前に、エコー信号を計測する場合を示す。ここで、短い待ち時間(TI)とは、RFプリパルスにより90度より大きくフリップされた縦磁化が負方向の状態を維持してnull状態以上にT1回復しない程度に短い時間を意味する。より詳細には、RFプリパルス部における流体部の縦磁化を励起して該流体部をラベリングするIRパルスと、計測シーケンス部における横磁化生成RFパルスと、の間の待ち時間(TI)を、該IRパルスによりラベリングされた流体部の縦磁化が負方向の状態を維持するような時間とする。
　図3(a)は、図2(a)と同様に、RFパルス(RF)の印加タイミングとエコー信号(signal)の発生タイミングとを示し、このパルスシーケンスの各タイミングに合わせて第1の領域における流体部と第2の領域における静止部の磁化の挙動とをそれぞれ示す図である。
　IRパルス301は、上流側である第1の領域に印加されるため、その第1の領域に存在する流体の縦磁化は180度フリップされて負方向の最大状態となる。つまり、このIRパルス301により流体の縦磁化はラベリングされる。他方、第1の領域と異なる第2の領域の静止部は、IRパルス301が印加されないため、その縦磁化は変わらず正方向の最大状態を維持する。
　そして、時間の経過と共にラベリングされた流体部は、その流速に応じて第1の領域から第2の領域に向けて移動していくと共に、その縦磁化は負方向の最大状態から指数関数的にT1回復していく。そして、流体部の縦磁化が負方向の状態を維持してnull以上にT1回復せず、かつ、第1の領域でラベリングされた流体が第2の領域に行き渡るような短い待ち時間(TI)後に、計測シーケンス部における横磁化生成のための90度RFパルス302が第2の領域に印加される。
　その結果、第2の領域の静止部の縦磁化は、正方向の最大状態から90度フリップされて、正方向(ここでは静止部の横磁化方向を正方向とする)の最大の横磁化状態となる。他方、第1の領域でラベリングされ第2の領域に移動した流体部は、その縦磁化が負方向の大きい状態のまま再度90度フリップされて、大きな負方向の横磁化状態となる。つまり、短い待ち時間(TI)後の90度RFパルス302直後は、静止部と流体部とで、横磁化の大きさは大差無いが、横磁化の方向が相互に反対方向を向くので、横磁化の位相はπ異なる(あるいは、位相の極性が異なる)ことになる。したがって、このような横磁化状態から得られるエコー信号及び該エコー信号から得られる再構成画像においては、静止部と流体部とで、絶対値は大差無いが、位相はπ異なる(あるいは位相極性が異なる)。
　図3(b)は、図3(a)のパルスシーケンスを用いて、図2(b)に示すファントムを撮像した場合に得られる絶対値画像と位相画像の例を示している。上流部である第1の領域211にIRパルス301が照射され、下流部である第2の領域212にRFパルス302が照射される。第1の領域211でIRパルス301によりラベリングされた流体が、第2の領域212のU字部左側領域に移動するが、待ち時間(TI)が短いために、絶対値画像321においては、U字部左側領域を含めて、静止部213と流体部214の信号強度差は少ない。他方、静止部213の横磁化の位相と第1の領域211でIRパルス301によりラベリングされた流体の横磁化の位相とが逆位相となる(つまりπ異なる)ので、位相画像322においては、静止部213の位相と流体部214のU字部左側領域325の位相が大きく異なる(つまりπ異なる)画像となる。
　そこで、絶対値画像321の各画素値を位相画像322の対応する画素値(つまり位相値)に基づいて重み付けする演算処理を行うことによって、演算処理後の画像323においては、第1の領域211でIRパルス301によりラベリングされた流体が流れ込んだU字部左側領域326を他の静止部及び流体部に対してコントラストを強調した画像を得ることができる。
　以上のことから、本発明は、IRパルスにより流体部をラベリングした後の待ち時間(TI)を短くして計測されたエコー信号を用いて再構成した被検体の画像に対して、該画像の位相情報に基づいて、ラベリングした流体部を他方の静止部に対して強調するコントラスト強調処理を施してコントラスト強調画像を取得する。具体的には、再構成した被検体の複素画像におけるラベリングした流体部と他の静止部との間の位相差を利用して、複素画像の絶対値をとった絶対値画像を重み付ける。これにより、待ち時間(TI)を長くして画素値の絶対値のみによるコントラスト強調の場合よりも、撮像時間を短くして、且つ、ラベリングした流体部と他の静止部との間のコントラストをさらに強調する。
　(他の要因の位相誤差の除去について)
　一般的に、複素画像には、RFプリパルス後の短い待ち時間(TI)によって付与された位相差π(反対位相極性)以外に撮像によって発生する位相誤差が混入するので、この位相誤差を除去する必要がある。
　この位相誤差には、静磁場不均一やケミカルシフトなどの共鳴周波数ズレによって、画像用エコー信号の計測中に蓄積される位相誤差、A/Dに対する傾斜磁場印加タイミングの遅れ等のハードウェアの不完全性に起因した位相誤差、更には、被検体の動きに起因した位相誤差、が含まれる。
　共鳴周波数のズレに起因して時間的に蓄積する位相誤差は、スピンエコー系のシーケンスでは無視できる。なぜなら、スピンエコー系のシーケンスでは、90度RFパルスによる励起からエコー時間(TE)までの間に180度再収束RFパルスを用いるので、位相誤差がキャンセルされるため、時間的に蓄積する位相誤差を無視できる。一方、グラジエントエコー系のシーケンスでは、180度再収束RFパルスが無いために、時間的に蓄積する位相誤差を無視できない。
　そのため、RFプリパルスを加えない場合の位相画像(リファレンス位相画像)を予め事前計測(プリスキャン；Pre-Scan)にて撮像して求めておき、RFプリパルスを用いた場合の位相画像からリファレンス位相画像を差分処理して位相差画像を得ることで、時間的に蓄積する位相誤差を除去できる。また、プリスキャンにより得られるリファレンス位相画像にはハードウェアの不完全性に起因した位相誤差も含まれる。
　即ち、リファレンス位相画像には、共鳴周波数のズレに起因して時間的に蓄積する位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが含まれるので、位相差画像から、これら二種の位相誤差が除去される。なお、これら二種の位相誤差は、空間的な位相変化が緩やかであるため、リファレンス位相画像は低空間分解能であっても十分な精度でこられ二種の位相誤差を表すことになる。そのため、リファレンス位相画像取得のためのプリスキャンは、撮像時間の短い低空間分解能(例えば32*32マトリクス程度)撮像で十分である。
　また、エコー時間(TE)の異なる2つ以上のエコー信号を連続的に取得するマルチエコーシーケンスを用いることで、エコー信号間の時間差と位相差とから周波数ズレを算出し、その周波数ズレから目的のエコー時間(TE)における位相誤差を算出して除去することも可能である。
　また、血流など、被検体自身の動き又はその内部の動き(等速運動や加速度運動)に起因した位相誤差に関しては、公知のGMN(Gradient Moment Nulling)法に基づく1次以上のリフェーズ傾斜磁場パルスをパルスシーケンスに加えることで、動きの影響を除去することが可能である。リフェーズ傾斜磁場パルスの一例を図4に示す。等速度運動(1次)による位相誤差を抑制するためには、図4(a)のような3つの傾斜磁場パルスの構成で、強度(絶対値)一定で面積比が1:-2:1の比率になるような傾斜磁場パルス波形を等速度運動方向に印加する。また、加速度運動(2次)による位相誤差を抑制するためには、図4(b)のような4つの傾斜磁場パルスの構成で、強度一定で面積比が1:-3:3:-1の比率になるような傾斜磁場パルス波形を加速度運動方向に印加する。
　上記のようにプリスキャンによる位相計測、マルチエコー計測、1次以上のリフェーズ傾斜磁場パルスを組み合わせることで、位相差画像から各種位相誤差を除去することができるので、RFプリパルス後の短い待ち時間(TI)によって生じた、該RFプリパルスによってラベリングされた流体部と他の静止部との間の横磁化の位相差のみを抽出した位相差画像を取得することができる。そして、その位相差を用いて、ラベリングされた流体部と他の静止部との間のコントラストを強調した画像を取得することが可能となる。
　次に、本発明のMRI装置及び流体強調画像取得法の実施例1を説明する。本実施例は、RFプリパルスにより流体部をラベリングした後に待ち時間(TI)を短くして画像を取得し、該画像の位相情報を用いて、ラベリングされた流体部と他の静止部との間のコントラストを強調したコントラスト強調画像を得る。具体的には、ラベリングされた流体部と静止部とで横磁化の位相をπ異ならせてエコー信号を計測し、計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像に基づいて、該画像の画素毎の重み係数を決定し、該重み係数を絶対値画像に画素毎に掛け合わせて流体強調画像を取得する。以下、図5～9に基づいて本実施例を詳細に説明する。
　(実施例1のパルスシーケンス)
　最初に、図5を用いて本実施例のパルスシーケンスを説明する。図5は、本実施例のパルスシーケンスの一例を表すシーケンスチャートであり、RF,Gs,Gp,Gr,A/D,及びSignal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、読み出し傾斜磁場、エコー信号のサンプリング期間、及びエコー信号を示す(後述する他の実施例においても同様である)。図5(a)は、画像用エコー信号を計測するためのファーストスピンエコー(FSE;Fast-Spin Echo)シーケンスを用いる計測シーケンス部551の前に、RFプリパルスとしてのIRパルスを印加するRFプリパルス部550を加えたメインスキャン(Main-Scan)シーケンスの一例を示す。図5(b)は、図5(a)からRFプリパルス部550を除き、計測シーケンス部551におけるスライスと位相エンコードの各傾斜磁場パルスの変化量を大きくすることで、低空間分解能撮像に対応したプリスキャン(Pre-Scan)シーケンス560の一例を示す。なお、本実施例のベースとなるパルスシーケンスは、FSEシーケンスに限定されるものではなく、他のパルスシーケンスでもよい。これらMain-ScanシーケンスとPre-Scanシーケンスの各RFパルスと各傾斜磁場パルスの印加及びエコー信号の計測は計測制御部111により制御される。
　最初に、RFプリパルス部550と計測シーケンス部551とを有して成るMain-Scanシーケンスの一例を図5(a)に基づいて説明する。このMain-Scanシーケンスにおいては、RFプリパルス部550のIRパルス501印加から計測シーケンス部551の横磁化生成用RFパルス504までの待ち時間(TI)を短くして、横磁化生成用RFパルス504によって生成される横磁化の位相が、IRパルス501によってラベリングされた流体部と他の静止部とでπ異なるようにする。
　RFプリパルス部550は、IRパルス501とスライス傾斜磁場パルス502とを同時に印加し、その後にスポイル傾斜磁場パルス(503-1～503-3)を印加する。IRパルス501とスライス傾斜磁場パルス502とで、所望の領域の縦磁化が選択的に180度反転される。本実施例では、所望の領域として、画像化する撮像領域(FOV)に流れ込む流体の上流側の領域とする。これにより、上流側の領域における流体部の縦磁化を180度フリップしてラベリングすることができる。そして、このIRパルス501の後に、スライス方向(Gs)、位相エンコード方向(Gp)、読み出し方向(Gr)の少なくとも1軸方向に、好ましくは3軸方向にスポイル傾斜磁場パルス(503-1～503-3)を印加して、該IRパルス501で180度未満に励起されることで生じた横磁化を消失させる。
　計測シーケンス部551は、FSEシーケンスに基づいてエコー信号の計測を行なう。RFプリパルス部550でラベリング対象となった上流側の領域よりも下流側の撮像領域(FOV)において、該撮像領域に流れ込んだラベリングされた流体部の縦磁化と他の静止部の縦磁化を共に90度フリップする90度パルス504と同時にスライス傾斜磁場パルス505を印加する。そして、動きによる影響を補正するために、印加強度の比率が1:-1:1、印加時間の比率が1:2:1となるような1次のリフェーズ傾斜磁場パルス(506、507)をスライス方向に印加する。次に180度再収束パルス511-1と同時にスライス傾斜磁場パルス512-1を印加し、その前後にも印加時間がスライス傾斜磁場パルス512-1の1/6で、強度(絶対値)が同じになるようなスライス方向のリフェーズ傾斜磁場パルス(509-1、513-1)を印加する。
　次の180度再収束パルス511-2とスライス傾斜磁場(509-2,512-2,513-2)についても同様である。180度再収束パルス511-1の中心前後で、横磁化が感じる傾斜磁場極性は反転するため、509、512-1、513の傾斜磁場パルスの印加面積の比率は1:-3:3:-1となり、2次のリフェーズ傾斜磁場パルスとすることができる。読み出し方向(Gr)にも2次のリフェーズ用の傾斜磁場パルス(508、510、516-1)と読み出し傾斜磁場パルス517-1を印加する。
　読み出し傾斜磁場パルス517-1の中心で、エコー信号519-1のピークを検出するため、508,510,516-1と517-1の中心までの傾斜磁場パルスを1つの傾斜磁場パルスのユニットとすると、印加時間を同一、傾斜磁場強度比が1:-3:-3:1となるように印加する。スライス傾斜磁場と同様、横磁化は180度再収束パルス511の影響で、強度比を1:-3:3:-1として感じるため、2次のリフェーズ効果を得ることができる。
　また、読み出し方向(Gr)のリフェーズ傾斜磁場パルス516-1のタイミングで、スライス方向(Gs)にスライスエンコード傾斜磁場パルス514と、位相エンコード方向(Gp)に位相エンコード傾斜磁場パルス515を、それぞれ印加する。そして、読み出し傾斜磁場パルス517印加後は、スライス方向(Gs)と位相エンコード方向(Gp)にリワインド傾斜磁場パルス(520、521)を印加する。514、515、520、521の傾斜磁場パルスは180度再収束パルス毎に変化するように制御することで各種エンコードが実施される。
　また、読み出し傾斜磁場パルス517-1印加時には、A/D518-1することでエコー信号519-1を計測する。読み出し方向(Gr)には、読み出し傾斜磁場パルス印加後に516-1と同じ形のリフェーズ傾斜磁場パルス522-1を印加し、次の180度再収束パルス511-2前の読み出し傾斜磁場パルス517-1の右半分とリフェーズ傾斜磁場パルス522-1、及び、後に再度繰り返されるリフェーズ傾斜磁場パルス516-2と読み出し傾斜磁場パルス517-2の左半分の傾斜磁場とを1つの傾斜磁場パルスのユニットとすると、横磁化が感じる傾斜磁場面積比は1:-3:3:-1となるため、2次のリフェーズが繰り返されることになる。
　次に、計測シーケンス部551のみを有するPre-Scanシーケンスを図5(b)に基づいて説明する。図5(b)は、図5(a)からRFプリパルス部550を除き、計測シーケンス部551におけるスライス・位相エンコード傾斜磁場パルス(531,532,533,534)の変化量を大きくすることで、低空間分解能撮像に対応したPre-Scanシーケンスの一例である。他は、図5(a)のMain-Scanシーケンスと同じなので、詳細な説明を省略する。このPre-Scanシーケンスにより計測されたエコー信号を用いて位相画像を取得することにより、前述したように、RFプリパルスとしてのIRパルス501後の短い待ち時間(TI)によって生じた、ラベリングされた流体部と他の静止部の横磁化間の位相差以外の色々な位相誤差を纏めて取得することが可能となる。
　(撮像条件)
　次に、本実施例の好適な撮像条件について説明する。
　最初に待ち時間(TI)の条件について説明する。待ち時間(TI)は、目的の流速(Vb)と流れ方向の撮像領域幅(FOVb)とに応じて設定する必要がある。具体的には、(1)式に基づいて設定する。
　　　TI＝FOVb／Vb　　　　　　(1)
　例えば、FOVb＝200mmで流速Vb＝500mm/s程度の血流をターゲットにした場合には、(1)式よりTI＝400msと求まる。目的の流速(Vb)は、例えば、予めPhase Contrastシーケンス等で流速を測定しておけば、TI設定は一意に決めることができる。
　また、RFプリパルスによって反転させた流体部の縦磁化がnullになる前までに計測シーケンス部を実行する必要があるため、待ち時間(TI)はその上限値(limit TI)以下とする。limit TIは、流体のT1値(一定値)とIRパルスのフリップ角φによって一意的に定まり、φ＝180度の場合に最大となる。つまり、
　　　TI＜＝limit TI(φ)＜＝limit TI(φ＝180度)　　　　(2)
　とする必要がある。
　次に、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)の条件について説明する。(1)式と(2)式とから
　　　FOVb＜limit TI×Vb　　　　(3)
　となるので、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)は、その上限値をlimit FOVbとすると
　　　FOVb＜limit FOVb＝limit TI×Vb　　　　(4)
　とする必要がある。
　そこで、操作者により設定入力された流れ方向の撮像領域幅(FOVb)から(1)式に基づいて計算した待ち時間(TI)がlimit TIを越える場合には、操作者に対して、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)をlimit FOVb以下とするように報知する。
　なお、流れ方向のラベリング領域幅(つまりIRパルスの印加幅)は、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)以上であればよい。
　また、計測シーケンス部で計測するエコーデータの計測順序については、コントラストに寄与するｋ空間の低周波領域データを最初に取得するセントリックオーダーが好ましい。公知のセグメント計測法を適用する場合は、TI時間待って流入したラベリングされた磁化がFOV内から完全に流出する前に複数のセグメントデータを取りきる必要がある。そこで、ｋ空間の分割数であり、RFプリパルスを印加した後に、連続して収集するエコー数でもある、セグメント数(ファーストスピンエコーシーケンスの場合はエコートレイン数(ETL; Echo Train Length))に対して上限値(limit ETL)を設定するのがよい。ETLと180度RFパルスの間隔であるES(Echo Space)から算出される、計測シーケンス部の最短繰り返し時間minTRは式(5)で表され、流出する前にデータを取りきるための限界値limit max TRは、ラベリング幅ｄと流速Vbを使って式(6)のように表される。
　　　min TR ＝ ETL * ES 　　　　(5)
　　　limit max TR ＝ d/Vb　　　　(6)
　式(5)(6)を使うとlimit ETLは、式(7)のように算出できる。
　　　Limit ETL ＝ d/Vb /ES　　　　(7)
　例えば、ラベリングを行うIRパルスの印加幅d＝200mmでES＝10msecの撮像条件で、かつ流速Vb＝500mm/secの場合には、セグメント数の上限数はLimit ETL数＝40となり、設定できるエコートレイン数はこの上限数以下とするのが望ましい。設定画面上で撮像条件設定する際にはLimit ETL数を提示してもよい。
　(本実施例の機能処理部の説明)
　次に、本実施例の演算処理部114が有する、本実施例に係る各演算処理機能を図6に基づいて説明する。図6は、本実施例の演算処理部114が有する各機能の機能ブロック図である。本実施例に係る各演算処理機能は、シーケンス実行部601と、画像再構成部602と、位相画像演算部603と、位相差画像演算部604と、マスク処理部605と、位相アンラップ処理部606と、コントラスト強調処理部607と、リージョン・グローイング処理部608と、を有して成る。なお、これらの各演算処理機能の構成は、以降に説明する他の実施例おいても同様であるが、他の実施例では、一部の演算処理機能の処理内容が実施例に応じて一部異なり、異なる部分については、各実施例において説明する。
　シーケンス実行部601は、操作者が設定入力した撮像条件の確認と修正処理を行って、撮像条件を確定し、確定した撮像条件に基づくPre-ScanシーケンスとMain-Scanシーケンスを計測制御部111に実行させる。
　画像再構成部602は、Pre-ScanシーケンスとMain-Scanシーケンスとでそれぞれ計測されたエコー信号のデータ(エコーデータ)に対してフーリエ変換を施して、複素画像をそれぞれ再構成する。また、複素画像の各画素値の絶対値を演算して絶対値画像を得る。
　位相画像演算部603は、複素画像の画素毎にその画素値である複素数の位相(偏角)を演算し、位相画像を得る。
　位相差画像演算部604は、2つの位相画像を画素毎に差分演算して、位相差画像を得る。
　マスク処理部605は、入力画像の画素毎にその画素値と所定閾値とを比較演算し、画素値を所定範囲の値(例えば、0～1の値)に変換して、マスク画像を作成する。また、作成したマスク画像を他の画像に施して、つまり、画素毎に掛け合わせるマスク処理を行い、マスク処理後の画像を得る。
　位相アンラップ処理部606は、入力された位相画像の各画素値において主値周りを除去する位相アンラップ処理を行、アンラップ処理後の位相画像を得る。
　コントラスト強調処理部607は、位相差画像が有する位相情報に基づいて絶対値画像に重み付け演算を施してコントラスト強調処理を行う。具体的には、位相差画像の各画素の画素値(位相差)に基づいてその画素の重み係数を決定し、決定した重み係数を絶対値画像の対応する画素の画素値に掛け合わせてその画素値を重み付ける。この位相差画像に基づいた重み付け処理がコントラスト強調処理であり、コントラスト強調処理後の画像がコントラスト強調画像となる。
　リージョン・グローイング処理部608は、位相画像上で、隣り合うピクセル間で位相の連続性が高い位相値は同一位相として処理する。例えば、隣り合うピクセル間で位相差が所定の閾値以内であれば、位相の連続性が高いと判断して同一位相とする。具体的には、最初に、所望の組織に対して操作者により手動で設定された開始点(Seed点)の位相値と該開始点に隣接するピクセルの位相値との間の位相差と閾値とを比較して、位相差が閾値以内であれば同一位相と判定し、開始点の位相値と同じ同一位相値領域とする。そして、同一位相値領域に隣接するピクセルの位相値と同一位相値領域の位相値との差が閾値以内であれば同一位相として、その隣接ピクセルも同一位相値領域とする。この処理を繰り返して、同一位相値領域を拡張していく。
　以下、上記各機能部が連携して行なう本実施例の処理フローの具体的な説明を通して、これらの各機能部の具体的処理を説明する。
　(本発明の処理フロー)
　次に、図7を用いて本実施例の処理フローを説明する。図7は、本実施例の処理フローを表すフローチャートである。本処理フローは、予めプログラムとして記憶部115に記憶されており、演算処理部114が記憶部115からそのプログラムを読み込んで実行することにより実施される。また、本本処理フローの説明では下肢部を想定し、図8に、上流領域であって、RFプリパルス部550でラベリングを行うためのIRパルスを印加するラベリング領域804とその下流側である撮像領域(FOV)803の設定例を示す。この2つの領域には動脈(太い実線)801に沿って静脈(太い点線)802も流れているが、本実施例では動脈801のみをラベリング対象とする。そして、図9に、図8に示す各領域に対して、図7に示す処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。以下、各ステップの処理の詳細を説明する。
　ステップ701で、シーケンス実行部601は、図8に示すような位置決め画像を表示して、血流の上流側のラベリング領域804と、下流側の撮像領域803の設定入力を受け付ける。そして、シーケンス実行部601は、操作者が設定入力した他の撮像条件と合わせて、撮像可能か否かをチェックし、撮像不可であればその旨を操作者に報知すると共に、ラベリング領域804と撮像領域803の位置及び幅の修正入力や、他の撮像条件についての撮像可能な条件を操作者に提示して該他の撮像条件の修正入力を受け付ける。そして最終的に撮像可能な撮像条件を確定し、この確定した撮像条件に基づいて、図5(a)に示したMain-Scanシーケンスと図5(b)に示したPre-Scanシーケンスの実行に必要な各種制御データを具体的に計算する。
　ステップ702で、シーケンス実行部601は、ステップ701で計算したPre-Scanシーケンスの各種制御データを計測制御部111に通知して該Pre-Scanシーケンスを実行させる。計測制御部111は、その指示を受けて、Pre-Scanシーケンスを実行してエコー信号の計測を制御し、計測したエコー信号のデータ(エコーデータ)を演算処理部114に通知する。画像再構成部602は、エコーデータをフーリエ変換して低空間分解能の複素画像を得る。そして、位相画像演算部603は、得られた複素画像からその低空間分解能の位相画像(第1の位相画像)901を求める。この第1の位相画像901は、前述したように、IRパルス501によってラベリングされた流体部と他の静止部との間の位相差以外の色々な位相誤差を纏めて含む。
　ステップ703で、シーケンス実行部601は、ステップ701で計算したMain-Scanシーケンスの各種制御データを計測制御部111に通知して該Main-Scanシーケンスを実行させる。計測制御部111は、その指示を受けて、Main-Scanシーケンスを実行してエコー信号の計測を制御し、計測したエコー信号のデータ(エコーデータ)を演算処理部114に通知する。画像再構成部602は、そのエコーデータをフーリエ変換して複素画像及びその絶対値画像906を得る。そして、位相画像演算部603は、得られた複素画像からその位相画像(第2の位相画像)902を求める。
　ステップ704で、位相差画像演算部604は、ステップ702で得られた第1の位相画像901を、ステップ703で得られた第2の位相画像902と同じ空間分解能の位相画像に変換した後に、第2の位相画像902との差分処理921を行い、位相差画像903を得る。この位相差画像903は、共鳴周波数のずれに起因した位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが除去されて、IRパルス501後の短い待ち時間(TI)によって生じた位相差のみが反映された位相画像となる。
　ステップ705で、マスク処理部605は、ステップ703で得られた絶対値画像906の各画素の画素値(絶対値)に対して閾値(例えば、各画素値の内の最大値の20%)を設定して、その閾値より小さい画素値を持つ画素を背景(ノイズ領域)として除外することで、絶対値画像906における被検体領域のみを抽出するための第1のマスク画像908を作成する。具体的には、閾値より小さい画素値を持つ画素には0を、閾値より大きい画素値を持つ画素には1を、それぞれ割り当てて第1のマスク画像908を作成する。
　ステップ706で、マスク処理部605はステップ704で得られた位相差画像903に、ステップ705で作成した第1のマスク画像908を施して、つまり、位相差画像903に第1のマスク画像908を画素毎に掛け合わせるマスク処理922を行い、位相差画像903から背景領域を除外し被検体領域のみを抽出した位相差画像904とする。除外した背景領域の画素値(位相値)には、所定の一定値(例えば0)を割り当てる。なお、第1のマスク画像908の背景領域の値は0なので、画素毎に掛け合わせれば結果画像の背景領域の値は必然的に0になる。
　ステップ707で、位相アンラップ処理部606は、ステップ706でマスク処理された位相差画像904に対して、主値周りを除去する位相アンラップ処理を行う。さらに、静止部の位相値を基準位相θrefとして、全画素の位相値θから基準位相θrefとの差分(θ－θref)をとることで、つまり位相差画像の各画素値から基準位相を一様に引いた修正位相差画像を作成する。修正位相差画像は、静止部の位相値からの差分位相を表す画像であり、静止部の位相はゼロ、ラベリングされた血流部の位相はπとなる。
　ステップ708で、リージョン・グローイング処理部608は、ステップ707で取得された修正位相差画像に対して、リージョン・グローイング処理を実施する。操作者により手動で、所望の組織に対して開始点(Seed点)を設定してもらい、この開始点を起点としてリージョン・グローイング処理を実施し、開始点の位相値と同一の位相値と判定できるピクセルを纏めて同一位相値領域とする。リージョン・グローイング処理の結果、修正位相差画像において同一位相値領域の各ピクセルの位相値は、開始点の位相値に置き換えられる。なお、本ステップ708の処理は省略しても良い。
　ステップ709で、コントラスト強調処理部607は、ステップ707又は708で得られた修正位相差画像の各画素の画素値(位相差)に基づいてその画素の重み係数を決定し、決定した重み係数の分布を表す第2のマスク画像905を作成する。具体的には、ステップ707で得られた修正位相差画像の各画素の画素値に対して、所定の閾値(例えば±π/2)を設定して、画素値である位相値θの絶対値がその閾値未満の場合(つまり、－π/2＜θ＜＋π/2)に1、それ以外の場合(つまり、[θ≦－π/2] or [＋π/2≦θ])に[0～1]の値に変換してその画素の重み係数とする。この変換により、ラベリングされた血流部の位相が[0～1](例えば0.5)の重み係数に、静止部の位相が1の重み係数に、それぞれ変換されることになる。修正位相差画像の全画素に対して同様に重み係数を決定し、各画素の重み係数分布を表す第2のマスク画像905を作成する。この第2のマスク画像905がコントラスト強調用マスク画像となる。
　ステップ710で、コントラスト強調処理部607は、ステップ709で得た第2のマスク画像(コントラスト強調用マスク画像)905をステップ703で得られた絶対値画像906に施す(923)。具体的には、絶対値画像906と第2のマスク画像905とを同一画素毎に画素値同士を掛け合わせる(923)ことで、絶対値画像906の各画素の画素値を、第2のマスク画像905の画素値で重み付け処理を行う。この第2のマスク画像905を用いた、即ち位相差画像903に基づいた重み付け処理(923)がコントラスト強調処理であり、このコントラスト強調処理によりコントラスト強調画像910を得る。
　コントラスト強調画像910においては、静止領域に対してラベリングされた血流(動脈)領域が抑制された画像となる。即ち、絶対値画像906において、ラベリングされた血流(動脈)領域と他の静止領域との間のコントラストが強調された画像となる。図9に示すコントラスト強調画像910の例では、ラベリングされた血流(動脈)領域の信号が抑制されて、他の静止領域のみの輝度が強調された画像となっていることが理解される。
　以上までが、本実施例のコントラスト強調画像取得方法の処理フローの説明である。
　以上の構成により、本実施例のMRI装置及び流体強調画像取得法は、RFプリパルスの印加から計測シーケンス実行までの待ち時間(TI)を短く設定するので、撮像時間を短縮できる。さらに、ラベリングする血流部と他の静止部とでπの位相差を設定して位相差画像を得て、該位相差画像に基づいて、絶対値画像を重み付けすることで、待ち時間を長くして信号強度差のみでコントラストをつける手法と比較して、ラベリングした血流部と他の静止部間のコントラストが更に強調された画像を取得することができる。
　また、前述のステップ709では、静止部の信号を血流部の信号に対して抑制するように重み係数を決定したが、逆に、静止部の信号を血流部の信号に対して抑制するように重み係数を決定してもよい。具体的には、修正位相差画像の各画素の画素値(位相値)θの絶対値が閾値未満の場合(つまり、－π/2＜θ＜＋π/2)に[0～1]、それ以外の場合(つまり、[θ≦－π/2] or [＋π/2≦θ])に1の値に変換してその画素の重み係数としてもよい。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び流体強調画像取得法は、流体部の縦磁化を負方向に励起して該流体部をラベリングするRFプリパルス(IRパルス)を備えるRFプリパルス部と、該ラベリングされた流体部が流れ込んだ撮像領域からエコー信号を計測する計測シーケンス部と、を有して成るパルスシーケンスを用いて、撮像領域よりも上流側の領域にRFプリパルスを印加して流体部の縦磁化を負方向に励起してラベリングし、ラベリングされた流体部の縦磁化がnullに回復する前に、撮像領域からエコー信号を計測し、該エコー信号を用いて再構成した画像の位相情報に基づいて、流体部を静止部に対してコントラストを強調した画像を取得する。その結果、RFプリパルスとしてIRパルスを用いても、撮像時間を短縮しつつ、血流部と静止部との間のコントラストを強調した画像を取得することが可能となる。
　次に、本発明のMRI装置及び流体強調画像取得法の実施例2について説明する。本実施例は、RFプリパルス部がフリップ角の異なる2つのRFプリパルスを有し、各RFプリパルスを、撮影領域(FOV)を間に挟んで流体部の上流側と下流側の領域に、それぞれ照射することで、流れ方向の異なる二つの流体部(例えば動脈と静脈)に対して異なるラベリングを行う。これにより、流体部と静止部間のみならず、2つの流体部間で異なるコントラストの画像を得る。2つのRFプリパルスは、例えばフリップ角の異なるIRパルスであって、フリップ角が異なることにより、流れ方向の異なる二つの流体部間でコントラスト強調を異ならせる。以下、RFプリパルスをIRパルスとして、流れ方向の異なる二つの流体部を動脈と静脈として、図10～12を用いて本実施例を詳細に説明する。
　最初に、本実施例2のRFプリパルス部について説明する。RFプリパルス部の2つのIRパルスの内の一方のIRパルス(以下IR1という)のフリップ角φ1を90度＜φ1＜270度(好ましくは、φ1＝180度)として、前述の実施例1と同様に、このIR1によりラベリングする血流部を位相差に基づいてコントラスト強調する。他方のIRパルス(以下IR2という)のフリップ角φ2を0度＜φ2≦90度(好ましくは、φ2＝90度)として、このIR2によりラベリングする血流部を信号強度差によりコントラスト強調する。
　そこで、待ち時間(TI)に関する撮像条件として、特に、IR1に対応する待ち時間TI1はフリップ角φ1に励起された縦磁化がnullにT1回復する時間より短くする必要がある。即ち、
　　　TI1＜limit TI(φ1)＜limit TI(φ1＝180度)
　とする。なお、IR2に対応する待ち時間TI2は、IR2によりラベリングする血流部の縦磁化がT1回復して所望の信号強度となる時間とする。TI1<TI2であれば、IR2-IR1の順序で、TI1>TI2であれば、IR1-IR2の順序で、各IRパルスを印加する。
　また、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)に関する撮像条件として、動脈と静脈の流速をそれぞれVba,Vbvとすると、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)の上限値limit FOVbは、IR1で動脈を、IR2で静脈をそれぞれラベリングする場合は、
　　　FOVb＜limit FOVb＝MIN((Vba×TI1),(Vbv×TI2))　　　(8)
　となり、逆に、IR2で動脈を、IR1で静脈をそれぞれラベリングする場合は、
　　　FOVb＜limit FOVb＝MIN((Vba×TI2),(Vbv×TI1))　　　(9)
　となる。ここで、MIN(a,b)をa,bのいずれか小さい方をあらわす関数とする。一般的には、Vba＞Vbvであることから、静脈を最初にラベリングして、次に動脈をラベリングする順序が、流れ方向に広い撮像領域幅(FOVb)を確保する点で好ましく、最初に静脈を、IR2でラベリングする場合(TI1<TI2となる)には(8)式で、IR1でラベリングする場合(TI1>TI2となる)は(9)式で、それぞれlimit FOVbが決定される。
　以下、最初にIR1で静脈をラベリングし、次にIR2で動脈をラベリングする場合を説明する。この場合、待ち時間の関係は、limit TI＞TI1＞TI2となる。なお、動脈を最初にIR1又はIR2でラベリングすることも可能である。
　次に、本実施例のラベリング領域の設定について図10に基づいて説明する。図10は、下肢部における動脈(実線)801及び静脈(点線)802に対する、各IRパルスによるラベリング領域の設定例を示す。IR1(φ1＝180度)で静脈をラベリングするために、IR1によるラベリング領域1002を静脈に関して上流側(動脈に関して下流側)に設定し、IR2によるラベリング領域1001を動脈に関して上流側(静脈に関して下流側に設定し、ラベリング領域1001と1002の間に撮像領域(FOV)1003を設定する。操作者は、このように位置決め画像上で各ラベリング領域及び撮像領域を設定する。さらに、図10に示すように、操作者が、位置決め画像上でラベリング領域毎に、そのラベリングが対象とする流速を入力できるようにして、(8)(9)式に基づいて、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)が最適化されるようにしても良い。最適な流れ方向の撮像領域幅(FOVb)が求められて設定された後に、各ラベリング領域の位置と幅の調整が操作者による手動又は装置による自動で行われる。なお、逆に、IR1でラベリング領域1001を励起して動脈をラベリングし、IR2でラベリング領域1002を励起して静脈をラベリングしてもよい。
　次に、本実施例のパルスシーケンスを説明する。本実施例のパルスシーケンスは、前述の実施例1のパルスシーケンスと同様に、Main-ScanシーケンスとPre-Scanシーケンスとからなり、Pre-Scanシーケンスは前述の実施例1と同様なので詳細な説明は省略する。
　本実施例のMain-Scanシーケンスの一例を図11に示すシーケンスチャートを用いて説明する。図11に示すMain-Scanシーケンスは、フリップ角及び待ち時間の異なる2つのIRパルス(1101,1102)を有してなるRFプリパルス部1110と、計測シーケンス部551とからなる。計測シーケンス部551は前述の実施例1と同様なので詳細な説明を省略し、ここでは、RFプリパルス部1110について詳細に説明する。
　RFプリパルス部1110では、最初に、IR1(例えばフリップ角φ1＝180度)に該当するIRパルス1101とスライス傾斜磁場1103とが同時に印加されて図10のラベリング領域1002が励起され、静脈の血流がラベリングされる。この際のIRパルス1101は、スライス傾斜磁場1103で定まるラベリング領域1002の共鳴周波数と周波数帯域を有するSinc波とされる。そして、IRパルス1101の後にスポイル傾斜磁場パルス(1104-1～1104-3)が3軸に印加されて、IRパルス1101により180度未満に励起されて生成された横磁化が消失される。
　次に、IR2(例えばフリップ角φ2＝90度)に該当するIRパルス1102とスライス傾斜磁場1106とが同時に印加されてラベリング領域1001が励起され、動脈の血流がラベリングされる。この際のIRパルス1102は、スライス傾斜磁場1106で定まるラベリング領域1001の共鳴周波数と周波数帯域を有するSinc波とされる。そして、IRパルス1102の後にスポイル傾斜磁場パルス(1107-1～1107-3)が3軸に印加されて、IRパルス1102により生成された横磁化が消失される。
　なお、2つのスポイル傾斜磁場(1104,1107)は、軸毎に纏めて一つにして、1回で印加されてもよい。
　そして、IRパルス1101からの待ち時間がTI1であり、IRパルス1102からの待ち時間がTI2のタイミングで計測シーケンス部551の横磁化生成用RFパルス504が印加されて該計測シーケンス部551が開始する。
　次に、本実施例の処理フローを説明する。本実施例の処理フローは、前述の実施例1で説明した図7に示したフローチャートに基づく処理フローと同じであるが、一部のステップの処理内容が一部異なる。そこで、処理内容が異なる処理ステップのみを説明する。また、図12に、図7に示す処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。以下、図7の対応ステップ番号に「-2」をつけて本実施例の処理ステップであることを明確にする。
　ステップ701-2で、シーケンス実行部601は、図10に示すような位置決め画像を表示して、動脈の上流側のラベリング領域1001と、静脈の上流側のラベリング領域1002と、間の撮像領域1003の設定入力を受け付ける。そして、シーケンス実行部601は、操作者が設定入力した他の撮像条件と合わせて、撮像可能か否かをチェックし、撮像不可であればその旨を操作者に報知すると共に、ラベリング領域1001及び1002と撮像領域1003の位置及び幅の修正入力や、他の撮像条件についての撮像可能な条件を操作者に提示して該他の撮像条件の修正入力を受け付ける。そして最終的に撮像可能な撮像条件を確定し、この確定した撮像条件に基づいて、図11に示したMain-Scanシーケンスと図5(b)に示したPre-Scanシーケンスの実行に必要な各種制御データを具体的に計算する。特に、IRパルス1101及びスライス傾斜磁場1103、と、IRパルス1102及びスライス傾斜磁場1106と、をそれぞれ静脈用のラベリング領域1002と動脈用のラベリング領域1001を独立に励起するように、共鳴周波数及び周波数帯域を設定したSinc波形と傾斜磁場強度とする。
　ステップ702-2で、前述の実施例1のステップ702と同様の処理が行われる。この結果、低空間分解能の位相画像(第1の位相画像)1201が得られる。この第1の位相画像1201は、IRパルス1101とIRパルス1102によってそれぞれラベリングされた静脈と、動脈の血流部及び他の静止部と、の間の位相差以外の色々な位相誤差を纏めて含む。
　ステップ703-2で、前述の実施例1のステップ703と同様の処理が行われる。この結果、複素画像及びその絶対値画像1206と、該複素画像からその位相画像(第2の位相画像)1202とが得られる。
　ステップ704-2で、前述の実施例1のステップ704と同様の処理が行われる。即ち、位相差画像演算部604は、ステップ702-2で得られた第1の位相画像1201を、ステップ703-2で得られた第2の位相画像1202と同じ空間分解能の位相画像に変換した後に、第2の位相画像1202との差分処理1221を行い、位相差画像1203を得る。この位相差画像1203は、共鳴周波数のずれに起因した位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが除去されて、IRパルス1101後の短い待ち時間(TI1)によって生じた位相差のみが反映された位相画像となる。
　ステップ705-2で、前述の実施例1のステップ705と同様の処理が行われる。この結果、第1のマスク画像1208が得られる。
　ステップ706-2で、前述の実施例1のステップ706と同様の処理が行われる。即ち、マスク処理部605はステップ704-2で得られた位相差画像1203に、ステップ705-2で作成した第1のマスク画像1208を施して(1222)、位相差画像1203から背景領域(ノイズ領域)を除外し被検体領域のみを抽出した位相差画像1204とする。
　ステップ707-2で、前述の実施例1のステップ707と同様の処理が行われる。この結果、修正位相差画像においては、静止部及びIR2でラベリングされた血流部(動脈)の位相はゼロ、IR1でラベリングされた血流部(静脈)の位相はπとなる。
　ステップ708-2で、前述の実施例1のステップ708と同様の処理が行われる。
　ステップ709-2で、前述の実施例1のステップ709と同様の処理が行われる。この結果、第2のマスク画像1205が得られる。例えば、静脈、動脈、静止部の強度比をそれぞれ0:1:1と重み付けする第2のマスク画像1205とすることができる。つまり、第2のマスク画像1205は、静脈と動脈及び静止部との間の位相差に基づいて、静脈と動脈及び静止部との間のコントラストを強調するものとなる。
　ステップ710-2で、前述の実施例1のステップ710と同様の処理が行われる。即ち、コントラスト強調処理部607は、ステップ709-2で得た第2のマスク画像1205をステップ703-2で得られた絶対値画像1206に施す(1223)。これによりコントラスト強調画像1210が得られる。
　コントラスト強調画像1210においては、静止部に対して、ラベリングされた血流部(動脈及び静脈)が抑制された画像となる。具体的には、静脈802は位相差に基づく第2のマスク画像1205によって動脈及び静止部との間で0：1の強度比で重み付けられ、動脈801は絶対値画像1206における信号強度差に基づいて静止部との間で例えば0.5：1の強度比で重み付けられる。そして、これら両方の重み付けの結果として静脈、動脈、静止部の強度比がそれぞれ0:0.5:1で強調処理されたコントラスト強調画像1210となる。即ち、ラベリングされた血流部(動脈および静脈)と静止部との間のコントラストのみならず、動脈801と静脈802との間のコントラストも強調された画像となる。
　なお、絶対値画像1206と位相差画像(1203,1204)がそれぞれに動脈を強調した画像と静脈を強調した画像に対応しており、領域抽出が容易なため、動脈801と静脈802に任意の色付けをすることも可能である。
　以上までが、本実施例の処理フローの説明である。なお、上記説明では、IR1で静脈802を位相差強調し、IR2で動脈801を信号強度差強調する場合を説明したが、IR1で動脈801をラベリングして位相差強調し、IR2で静脈802をラベリングして信号強度差強調しても良く、その場合も同様に処理することができる。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び流体強調画像取得法は、流体部が流れ方向の異なる第1の流体部(静脈)と第2の流体部(動脈)とを有し、RFプリパルス部は、フリップ角の異なる第1のRFプリパルス(IR1)と第2のRFプリパルス(IR2)とを有し、第1のRFプリパルスを第1の流体部の上流側の第1の領域(ラベリング領域1002)に印加して該第1の流体部をラベリングし、第2のRFプリパルスを第2の流体部の上流側の第2の領域(ラベリング領域1001)に印加して該第2の流体部をラベリングし、第1の領域と第2の領域の間の領域を撮像領域とし、第1の流体部と第2の流体部とを異なるコントラストにして、流体強調画像を取得する。これにより、撮像時間を延長することなく、流れ方向の異なる血流部(動脈と静脈)を静止部に対して異なるコントラストで強調できると共に、動脈と静脈との間も異なるコントラストで強調できるようになり、短時間で動脈と静脈、及び静止部を明瞭に識別できる画像を取得することが可能になる。つまり、動静脈を分離して描出することが可能となる。
　次に、本発明のMRI装置及び流体強調画像取得法の実施例3について説明する。本実施例は、2次元空間選択励起を用いてラベリングする。前述の実施例2のラベリングは、IRパルスとスライス傾斜磁場パルスとを組み合わせて、流れ方向に垂直に所定に幅の領域を励起することにより、その領域を通過する流体部をラベリングする方法であったが、ラベリング領域を通過する流体部の他に必要の無い静止部も励起されてしまう。そこで、実施例3では、流体部を選択的に励起する2次元空間選択励起を行う。さらに、位置の異なる流体部を、フリップ角の異なる2次元空間選択励起して、それぞれラベリングを行う。具体的には、一つに流体部には、2次元空間選択的なIR1を用いてラベリングし、他の一つの流体部には、2次元空間選択的なIR2を用いてラベリングを行う。なお、一つの血流部のみを2次元空間選択励起してラベリングしても良い。以下、流体部として動脈を例にして、図13～16を用いて本実施例を詳細に説明する。
　最初に、図13を用いて2次元空間選択励起の概要を説明する。図13は、xy平面上の形状のみが特定されたz方向に柱状領域を選択的に励起する例を示す。ここでは、xy平面上で特定される形状を円とする。RF,Gx，Gy,及びGzは、それぞれ、RFパルス、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、及びz方向の傾斜磁場の印加タイミングを示す。図13に示すように、RFパルス(2DRF)1301をx軸方向の振動傾斜磁場(Gx)1302およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)1303とともに印加する。これにより、z軸に平行なシリンダ形状の領域が選択的に励起される。このようにRFパルスと傾斜磁場パルスとを組み合わせて2次元空間選択励起を行う際に、その形状と位置及びフリップ角の調整は、RFパルスの周波数及び波形と、傾斜磁場パルスの波形とを制御して行う。以下、2次元空間選択励起を用いたラベリングを空間選択ラベリングという。なお、2次元空間選択励起の詳細は、(非特許文献2)に説明されているので、ここでの詳細な説明は省略する。
　次に、本実施例の空間選択ラベリングを行う領域の設定について図14に基づいて説明する。図14は、下肢部における左右の動脈801の各々に対する空間選択ラベリングを行う領域の設定例を示す。右側の動脈1401の上流領域の縦磁化をフリップ角φ1(例えば180度)で空間選択ラベリング(以下、2D-IR1という)を行い、左側の動脈の上流領域1402の縦磁化をフリップ角φ2(例えば90度)で空間選択ラベリング(以下、2D-IR2という)を行う。各空間選択ラベリングを行う領域は、xy平面内では略円形で、撮像平面(紙面)に垂直なz方向に柱状の領域である。したがって、実際にラベリングされる血流部は、血管と円柱状領域との交差部分となる。これにより、右側の動脈の血流部に対しては位相差強調を行い、左側の動脈の血流部に対しては信号強度差強調を行うことになる。なお、ラベリング順序はどちらが先でも良い。また、左側の動脈の血流部に対して2D-IR1を印加して位相差強調を行い、右側の動脈の血流部に対して2D-IR2を印加して信号強度差強調を行っても良い。
　また、待ち時間(TI)の条件については、フリップ角φ1で空間選択ラベリングを行う2D-IR1の待ち時間(TI)をlimit TIより短くする必要があり、(2)式の制限に従う。他方、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)1403の条件は、2番目に印加される空間選択ラベリングに対応する待ち時間によって、以下の(10)式により定まる。
　　FOVb＜limit FOVb＝MIN((2D-IR1のTI1),(2D-IR2のTI2))×Vba　　(10)
　さらに、図14に示すように、操作者が、位置決め画像上でラベリング領域毎に、そのラベリングが対象とする流速を入力できるようにして、(8)(9)式に基づいて、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)が最適化されるようにしても良い。
　次に、本実施例のパルスシーケンスを説明する。本実施例のパルスシーケンスは、前述の実施例1のパルスシーケンスと同様に、Main-ScanシーケンスとPre-Scanシーケンスとからなり、Pre-Scanシーケンスは前述の実施例1と同様なので詳細な説明は省略する。本実施例のMain-Scanシーケンスは、前述の実施例2と同様に、フリップ角及び待ち時間の異なる2つの空間選択ラベリング部(1501,1502)を有してなるRFプリパルス部1510と、計測シーケンス部551とからなる。計測シーケンス部551は前述の実施例1、2と同様なので詳細な説明を省略し、ここでは、RFプリパルス部1510について図15示すシーケンスチャートを用いて詳細に説明する。
　RFプリパルス部1510では、最初に右側の動脈の上流領域1401を空間選択ラベリングするための2D-IR1(1501)を実行し、次に、左側の動脈の上流領域1402を空間選択ラベリングするための2D-IR2(1502)を実行する。各空間選択ラベリング(1501,1502)における、RF、Gs,Gp,Grは、それぞれ図13で示したRF,Gz,Gx,Gyの波形を有して、それぞれの対応する励起領域及びフリップ角に調整された波形を有する。そして、2D-IR1(1501)からの待ち時間がTI1であり、2D-IR2(1502)からの待ち時間がTI2のタイミングで計測シーケンス部551の横磁化生成用RFパルス504が印加されて該計測シーケンス部551が開始する。
　さらに、前述の実施例2で説明した図11に示すRFプリパルス部1110と同様に、2D-IR1(1501)の後にスポイル傾斜磁場パルス(1104-1～1104-3)が3軸に印加されて、2D-IR2(1502)の後にスポイル傾斜磁場パルス(1107-1～1107-3)が3軸に印加されて、それぞれ生成された横磁化が消失される。なお、本実施例においても、2つのスポイル傾斜磁場(1104,1107)は、軸毎に纏めて一つにして、1回で印加されてもよい。
　次に、本実施例の処理フローを説明する。本実施例の処理フローは、前述の実施例1で説明した図7に示したフローチャートに基づく処理フローと同じであるが、一部のステップの処理内容が一部異なる。そこで、処理内容が異なる処理ステップのみを説明する。また、図16に、図7に示す処理フローの各ステップを実施して得られる結果の一例を示す。以下、図7の対応ステップ番号に「-3」をつけて説明する。
　ステップ701-3で、シーケンス実行部601は、図14に示すような位置決め画像を表示して、動脈の上流側の右側ラベリング領域1401と左側ラベリング領域1402及び撮像領域1403の設定入力を受け付ける。そして、シーケンス実行部601は、操作者が設定入力した他の撮像条件と合わせて、撮像可能か否かをチェックし、撮像不可であればその旨を操作者に報知すると共に、右側ラベリング領域1401と左側ラベリング領域1402及び撮像領域1403の位置や幅(直径)の修正入力や、他の撮像条件についての撮像可能な条件を操作者に提示して該他の撮像条件の修正入力を受け付ける。そして最終的に撮像可能な撮像条件を確定し、この確定した撮像条件に基づいて、図15に示したMain-Scanシーケンスと図5(b)に示したPre-Scanシーケンスの実行に必要な各種制御データを具体的に計算する。特に、各空間選択ラベリング(1501,1502)がそれぞれ右側ラベリング領域1401と左側ラベリング領域1402を励起するよう、各RF,Gs,Gp,Grを設定する。
　ステップ702-3で、前述の実施例1のステップ702と同様の処理が行われる。この結果、低空間分解能の位相画像(第1の位相画像)1601が得られる。この第1の位相画像1601は、空間選択ラベリング(1501,1502)によってそれぞれラベリングされた動脈の左側と右側の血流部と他の静止部との間の位相差以外の色々な位相誤差を纏めて含む。
　ステップ703-3で、前述の実施例1のステップ703と同様の処理が行われる。この結果、複素画像及びその絶対値画像1606と、該複素画像からその位相画像(第2の位相画像)1602とが得られる。
　ステップ704-3で、前述の実施例1のステップ704と同様の処理が行われる。即ち、位相差画像演算部604は、ステップ702-3で得られた第1の位相画像1601を、ステップ703-3で得られた第2の位相画像1602と同じ空間分解能の位相画像に変換した後に、第2の位相画像1602との差分処理1621を行い、位相差画像1603を得る。この位相差画像1603は、共鳴周波数のずれに起因した位相誤差とハードウェアの不完全性に起因した位相誤差とが除去されて、空間選択ラベリング1501後の短い待ち時間(TI1)によって生じた位相差のみが反映された位相画像となる。
　ステップ705-3で、前述の実施例1のステップ705と同様の処理が行われる。この結果、第1のマスク画像1608が得られる。
　ステップ706-3で、前述の実施例1のステップ706と同様の処理が行われる。即ち、マスク処理部605はステップ704-3で得られた位相差画像1603に、ステップ705-3で作成した第1のマスク画像1608を施して(1622)、位相差画像1603から背景領域(ノイズ領域)を除外し被検体領域のみを抽出した位相差画像1604とする。
　ステップ707-3で、前述の実施例1のステップ707と同様の処理が行われる。この結果、修正位相差画像においては、静止部及び2D-IR2でラベリングされた左側動脈の血流部の位相はゼロ、2D-IR1でラベリングされた右側動脈の血流部の位相はπとなる。
　ステップ708-3で、前述の実施例1のステップ708と同様の処理が行われる。
　ステップ709-3で、前述の実施例1のステップ709と同様の処理が行われる。この結果、第2のマスク画像1605が得られる。例えば、右側動脈、左側動脈、静止部の強度比をそれぞれ0.5:1:1と重み付けする第2のマスク画像1605とすることができる。
　ステップ7010-3で、前述の実施例1のステップ710と同様の処理が行われる。即ち、コントラスト強調処理部607は、ステップ709-3で得た第2のマスク画像1605をステップ703-3で得られた絶対値画像1606に施す(1623)。この第2のマスク画像1605を用いた、即ち位相差画像1603に基づいた重み付け処理(1623)がコントラスト強調処理であり、このコントラスト強調処理によりコントラスト強調画像1610が得られる。
　コントラスト強調画像1610においては、静止部に対して、ラベリングされた左右の動脈が抑制された画像となる。具体的には、右側の動脈部は位相差に基づく第2のマスク画像1605によって静止部との間で0.5:1の強度比で重み付けられ、左側の動脈部は絶対値画像1606における信号強度差に基づいて、静止部との間で0:1の強度比で重み付けられる。そして、これら両方の重み付けの結果として右側の動脈部、左側の動脈部、静止部の強度比がそれぞれ0.5:0:1でそれぞれ強調処理されたコントラスト画像1610となる。即ち、ラベリングされた両動脈と他の静止領域との間のコントラストのみならず、左右の動脈801間のコントラストも強調された画像となる。
　なお、絶対値画像1606と位相差画像(1603,1604)がそれぞれに左側動脈を強調した画像と、右側動脈を強調した画像に対応しており、領域抽出が容易なため、左右の動脈を任意の色付けをすることも可能である。つまり、左右の動脈を分離した画像を得ることが可能である。
　以上までが、本実施例の処理フローの説明である。なお、上記説明では、空間選択ラベリング1501で右側動脈を位相差強調し、空間選択ラベリング1502で左側動脈を信号強度差強調する場合を説明したが、空間選択ラベリング1501で左側動脈を位相差強調し、空間選択ラベリング1502で右側動脈を信号強度差強調する場合も同様に処理することができる。また、左右の動脈の内のいずれか一方のみを2次元空間選択励起してラベリングし、該動脈のみのコントラスト強調画像を得ても良い。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び流体強調画像取得法は、RFプリパルスを、2次元空間選択励起を行うRFパルスとし、撮像領域の上流側の流体部の少なくとも一部と交差する領域に2次元空間選択励起を行うRFパルスを印加して、該流体部の少なくとも一部をラベリングする。流体部は第1の流体部(右側の動脈)と第2の流体部(左側の動脈)とを有して、これらを異なるコントラストで描出する場合には、RFプリパルスは、2次元空間選択励起を行うフリップ角の異なる第1のRFプリパルス(2D-IR1)と第2のRFプリパルス(2D-IR2)とを有し、第1のRFプリパルスを、撮像領域の上流側の第1の流体部の少なくとも一部と交差する領域に印加し、第2のRFプリパルスを、撮像領域の上流側の第2の流体部の少なくとも一部と交差する領域に印加する。これにより、撮像時間を延長することなく、左右の動脈を静止部に対して異なるコントラストで強調できると共に、左右の動脈間も異なるコントラストで強調できるようになり、短時間で左右の動脈、及び静止部を明瞭に識別できる画像を取得することが可能になる。
　次に、本発明のMRI装置及び流体強調画像取得法の実施例4を説明する。本実施例は、RFプリパルス部が2つのRFプリパルスを有してなり、最初のRFプリパルスを流体部の上流側の第1の領域に印加し、負方向にフリップされた縦磁化がnullにT1回復するタイミングで、第2のRFプリパルスを第1の領域に隣接する下流側の第2の領域に印加する。そして、撮像領域は、第2の領域内に設定される。前述の各実施例は、血流部の縦磁化を負方向の状態にしてエコー信号を計測するものであったが、本実施例は、逆に撮像領域における静止部の縦磁化を負方向の状態にしてエコー信号を計測する。本実施例は、流速が遅く、撮像領域内にラベリングした流体が十分に流れ込まないことが想定される場合に特に有効となる。
　以下、RFプリパルスをIRパルスとして、流体部として血流を例にして、図17,18を用いて、本実施例を詳細に説明する。図17は、下肢部における動脈(実線)801及び静脈(点線)802に対する、ラベリング領域の設定例を示す。図18は、本実施例の、RFプリパルス部(RF)の各IRパルスの印加タイミングと、この各タイミングに合わせて第1の領域における流体部と第2の領域における静止部の縦磁化の挙動とをそれぞれ示す図である。
　最初に、図17を用いて各ラベリング領域の設定について説明する。最初のフリップ角φ1(例えば180度)で血流をラベリングするIRパルス1801による第1のラベリング領域1701が上流側に設定され、次のフリップ角φ2(例えば180度)で血流をラベリングするIRパルス1802による第2のラベリング領域1702が、第1のラベリング領域1701に隣接する下流側に設定される。そして、撮像領域(FOV)1703が、第2のラベリング領域1702内に設定され、該第2のラベリング領域1702の少なくとも一部を撮像領域1703とする。図17では、撮像領域1703がラベリング領域1702中に設定された例を示す。操作者は、このように位置決め画像上で各ラベリング領域及び撮像領域を設定する。さらに、位置決め画像上で操作者が、ラベリング領域毎に、そのラベリングが対象とする流速を入力できるようにして、(8)(9)式に基づいて、流れ方向の撮像領域幅(FOVb)が最適化できるようにしても良い。最適な流れ方向の撮像領域幅(FOVb)が求められて設定された後に、各ラベリング領域の位置と幅の調整が操作者による手動又は装置による自動で行われる。
　次に、本実施例のパルスシーケンスを説明する。本実施例のパルスシーケンスは、前述の実施例1のパルスシーケンスと同様に、Main-ScanシーケンスとPre-Scanシーケンスとからなり、Pre-Scanシーケンスは前述の実施例1と同様なので詳細な説明は省略する。また、Main-Scanシーケンスは、RFプリパルス部のみが異なり、計測シーケンス部は前述の実施例と同様なので、以下、図18を用いてRFプリパルス部のみを詳細に説明する。本実施例のRFプリパルス部1810は、2つのIRパルス(1801,1802)を有して成り、第1のIRパルス1801で第1のラベリング領域1701を励起し、次いで第2のIRパルス1802で第2のラベリング領域1702を励起する。
　ラベリング領域1701に第1のIRパルス1801を印加後、血流の縦磁化がnullになるまで時間TI1だけ待ち、その後、第2のラベリング領域1702に対して第2のIRパルス1802を印加する。その結果、第2のIRパルス1802の印加直後は、第2のラベリング領域及び撮像領域1703に流れ込んだ血流の縦磁化はnull状態のままとなるが、第2のラベリング領域の他の静止部の縦磁化は180度反転して負方向の状態となる。その後さらに、TI2時間待つことで、第1のラベリング領域1701でラベリングされた血流がさらに撮像領域1703内に流れ込むと共に、縦磁化がT1回復して正方向の状態となる。他方、待ち時間(TI2)を、第2のラベリング領域における他の静止部の縦磁化がnullにT1回復する前までの時間であって、負方向を維持する時間とする。従って、第2のIRパルス1802から待ち時間(TI2)後の、計測シーケンス部551の横磁化生成RFパルス504の直前では、撮像領域1703における他の静止部の縦磁化は負方向に反転したままの状態になる。このような縦磁化状態で計測シーケンス部551により撮像領域1703からエコー信号を計測し、該エコー信号から再構成された画像においては、血流部と他の静止部の横磁化の位相をπ異ならせることができる。さらに、待ち時間(TI2)は、撮像領域1703の静止部の縦磁化が負方向を維持している時間であれば任意でよく、そのため、撮像パラメータの設定自由度を高くすることができる。
　計測シーケンス部551によりエコー信号を計測した後の処理は、前述の実施例1と同様なので、詳細な説明は省略する。ただし、本実施例では、撮像領域における静止部の縦磁化を負方向の状態にしてエコー信号を計測するので、前述のステップ704で得られる位相差画像においては静止部の位相がπとなるが、前述のステップ707の修正位相差画像においては、静止部の位相が基準に修正されるので、最終的には、前述の各実施例と同様に、修正位相差画像においては、静止部の位相はゼロ、ラベリングされた血流部の位相はπとなる。従って、ステップ708以降の処理は同様になる。
　以上説明したように、本実施例のMRI装置及び流体強調画像取得法は、RFプリパルス部は、第1のRFプリパルス(IRパルス1801)と第2のRFプリパルス(IRパルス1802)とを有し、第1のRFプリパルスを流体部の上流側の第1の領域(第1のラベリング領域1701)に印加して流体部をラベリングし、第2のRFプリパルスを第1の領域の下流側に隣接する第2の領域(第2のラベリング領域1702)に印加し、第2の領域の少なくとも一部を撮像領域とする。そして、第1のRFプリパルスにより負方向にフリップされた流体部の縦磁化がnullにT1回復するタイミングで第2のRFプリパルスを印加し、第2のRFプリパルスにより負方向にフリップされた第2の領域の静止部の縦磁化が負方向を維持する時間内に、計測シーケンス部により撮像領域からのエコー信号を計測する。これにより、遅い流速であっても、撮像時間を延長することなく、血流部を他の静止部に対してコントラストを強調した画像を得ることが可能になる。
　以上、本発明の各実施例を説明したがが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。
　前述の各実施例の説明では、Pre-Scanにより位相誤差を抽出する例を説明したが、高度に調整されたMRI装置においては、位相誤差が少ないので、Pre-Scanの必要が無い場合もあり得るので、Pre-Scanを省略して、Main-Scanのみの実施でも本発明は成立する。即ち、高度に調整されたMRI装置においては、Main-Scanデータから得た位相画像に直接第1のマスク画像を施して得た位相画像に基づいて第2のマスク画像を得ても良い。
　101　被検体、102　静磁場発生磁石、103　傾斜磁場コイル、104　送信RFコイル、105　RF受信コイル、106　信号検出部106、107　信号処理部、108　全体制御部、109　傾斜磁場電源、110　RF送信部、111　計測制御部、112　ベッド、113　表示・操作部、114　演算処理部、115　記憶部

Claims (19)

  1. 　所定のパルスシーケンスに基づいて、流体部を含む被検体の撮像領域からエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    　前記エコー信号を用いて、前記流体部と静止部との間でコントラストを強調した画像を取得する演算処理部と、
    を有してなる磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記パルスシーケンスは、前記流体部の縦磁化を負方向に励起して該流体部をラベリングするRFプリパルスを備えるRFプリパルス部と、該ラベリングされた流体部が流れ込んだ撮像領域からエコー信号を計測する計測シーケンス部と、を有して成り、
    　前記演算処理部は、前記画像の位相情報に基づいて、前記流体部と前記静止部との間のコントラストを強調した流体強調画像を取得する
    　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において、
    　前記計測制御部は、前記撮像領域よりも上流側の領域に前記RFプリパルスを印加して前記流体部をラベリングし、該ラベリングされた流体部の縦磁化がnull以上に回復する前に、前記計測シーケンス部を実行する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記RFプリパルスは、縦磁化をα(90＜α＜270)度に励起するIRパルスを含み、
    　前記計測シーケンス部は、縦磁化をβ(0＜β≦90)度に励起して横磁化を生成する横磁化生成RFパルスを含む
    　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において、
    　前記計測制御部は、前記RFプリパルス部における前記IRパルスと、前記計測シーケンス部における前記横磁化生成RFパルスと、の間の待ち時間(TI)を、該IRパルスにより前記ラベリングされた流体部の縦磁化が負方向の状態を維持する時間とする
    　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において、
    　前記計測制御部は、前記ラベリングされた流体部と前記静止部とで、前記横磁化生成RFパルスの印加直後の横磁化の位相をπ異ならせて、前記エコー信号の計測を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記計測シーケンス部で計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像に基づいて、該画像の画素毎の重み係数を決定し、該重み係数を用いて前記流体強調画像を取得する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、
    　前記計測シーケンス部のみで計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像と、前記RFプリパルス部と前記計測シーケンス部とで計測されたエコー信号を用いて再構成された画像の位相画像と、の位相差画像に基づいて前記画素毎の重み係数を決定し、
    　前記重み係数の分布を表すマスク画像を作成し、
    　前記マスク画像を前記再構成された画像の絶対値画像に画素毎に掛け合わせて、前記流体強調画像を取得する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記演算処理部は、前記位相差画像において、前記流体部の位相を[0～1]の値に、前記他の静止部の位相を[1]に変換して前記重み係数とする
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記流体部は流れ方向の異なる第1の流体部と第2の流体部とを有し、
    　前記RFプリパルス部は、フリップ角の異なる第1のRFプリパルスと第2のRFプリパルスとを有し、
    　前記計測制御部は、前記第1のRFプリパルスを前記第1の流体部の上流側の第1の領域に印加して該第1の流体部をラベリングし、前記第2のRFプリパルスを前記第2の流体部の上流側の第2の領域に印加して該第2の流体部をラベリングし、前記第1の領域と前記第2の領域の間の領域を前記撮像領域とし、
    　前記演算処理部は、前記第1の流体部と前記第2の流体部とを異なるコントラストにして、前記流体強調画像を取得する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第1のRFプリパルスは、フリップ角φ1(90＜φ１＜270)度のIRパルスであり、
    　前記第2のRFプリパルスは、フリップ角φ2(0＜φ２≦90)度のIRパルスであり、
    　前記計測制御部は、前記第1の流体部の縦磁化がnull以上に回復する前に、前記計測シーケンス部を実行し、
    　前記演算処理部は、前記第1の流体部を前記位相情報に基づいてコントラスト強調を行い、前記第2の流体部を前記静止部との信号強度の差に基づいてコントラスト強調を行う
    　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において、
    　前記RFプリパルスは、2次元空間選択励起を行うRFパルスであり、
    　前記計測制御部は、前記撮像領域の上流側の流体部の少なくとも一部と交差する領域に2次元空間選択励起を行うRFパルスを印加して、該流体部の少なくとも一部をラベリングする
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記流体部は第1の流体部と第2の流体部とを有し、
    　前記RFプリパルスは、前記2次元空間選択励起を行うフリップ角の異なる第1のRFプリパルスと第2のRFプリパルスとを有し、
    　前記計測制御部は、前記第1のRFプリパルスを、前記撮像領域の上流側の前記第1の流体部の少なくとも一部と交差する領域に印加し、前記第2のRFプリパルスを、前記撮像領域の上流側の前記第2の流体部の少なくとも一部と交差する領域に印加する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記RFプリパルス部は、第1のRFプリパルスと第2のRFプリパルスとを有し、
    　前記計測制御部は、前記第1のRFプリパルスを前記流体部の上流側の第1の領域に印加して前記流体部をラベリングし、前記第2のRFプリパルスを前記第1の領域の下流側に隣接する第2の領域に印加し、前記第2の領域の少なくとも一部を前記撮像領域とする
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項13記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記第1のRFプリパルスにより負方向にフリップされた流体部の縦磁化がnullにＴ１回復するタイミングで前記第2のRFプリパルスを印加し、前記第2のRFプリパルスにより負方向にフリップされた第2の領域の静止部の縦磁化が負方向を維持する時間内に、前記計測シーケンス部により前記撮像領域からのエコー信号の計測を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　所定のパルスシーケンスに基づいて、流体部を含む被検体の撮像領域からエコー信号の計測を制御する計測ステップと、
    　前記エコー信号を用いて、前記流体部と静止部との間でコントラストを強調した画像を取得する演算処理ステップと、
    を有してなる流体強調画像取得法であって、
    　前記パルスシーケンスは、前記流体部の縦磁化を負方向に励起して該流体部をラベリングするRFプリパルスを備えるRFプリパルス部と、該ラベリングされた流体部が流れ込んだ撮像領域からエコー信号を計測する計測シーケンス部と、を有して成り、
    　前記演算処理ステップでは、前記画像の位相情報に基づいて、前記流体部と前記静止部との間のコントラストを強調した画像を取得する
    　ことを特徴とする流体強調画像取得法。
  16. 　請求項15記載の流体強調画像取得法において、
    　前記計測ステップでは、前記撮像領域よりも上流側の領域に前記RFプリパルスが印加されて、前記流体部の縦磁化がnullに回復する前に、前記計測シーケンス部が実行される
    　ことを特徴とする流体強調画像取得法。
  17. 　請求項16記載の流体強調画像取得法において、
    　前記流体部は方向の異なる第1の流体部と第2の流体部とを有し、
    　前記RFプリパルス部は、フリップ角の異なる第1のRFプリパルスと第2のRFプリパルスとを有し、
    　前記計測ステップでは、前記第1のRFプリパルスが前記第1の流体部の上流側の第1の領域に印加されて該第1の流体部がラベリングされ、前記第2のRFプリパルスが前記第2の流体部の上流側の第2の領域に印加されて該第2の流体部がラベリングされ、前記第1の領域と前記第2の領域の間の領域が前記撮像領域とされ、
    　前記演算処ステップでは、前記第1の流体部と前記第2の流体部とを異なるコントラストにして、前記流体強調画像が取得される
    　ことを特徴とする流体強調画像取得法。
  18. 　請求項16記載の流体強調画像取得法において、
    　前記RFプリパルスは、2次元空間選択励起を行うRFパルスであり、
    　前記計測ステップでは、前記撮像領域の上流側の流体部の少なくとも一部と交差する領域に2次元選択励起を行うRFパルスが印加されて、該流体部の少なくとも一部がラベリングされる
    　ことを特徴とする流体強調画像取得法。
  19. 　請求項15記載の流体強調画像取得法において、
    　前記RFプリパルス部は、第1のRFプリパルスと第2のRFプリパルスとを有し、
    　前記計測ステップは、前記第1のRFプリパルスが前記流体部の上流側の第1の領域に印加されて前記流体部がラベリングされ、前記第2のRFプリパルスが前記第1の領域の下流側に隣接する第2の領域に印加され、前記第2の領域の少なくとも一部が前記撮像領域とされる
    　ことを特徴とする流体強調画像取得法。
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