WO2013133391A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2013133391A1
WO2013133391A1 PCT/JP2013/056367 JP2013056367W WO2013133391A1 WO 2013133391 A1 WO2013133391 A1 WO 2013133391A1 JP 2013056367 W JP2013056367 W JP 2013056367W WO 2013133391 A1 WO2013133391 A1 WO 2013133391A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
scan
pulse
angle
refocusing
magnetic resonance
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/056367
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
宮崎　美津恵
ジェイ． ウィートン，アンドリュー
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Publication of WO2013133391A1 publication Critical patent/WO2013133391A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0263—Measuring blood flow using NMR
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
    • G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • Magnetic resonance imaging Magnetic Resonance Imaging
  • RF Radio Frequency
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of improving the fluid rendering ability.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a sequence control unit and an image generation unit.
  • the sequence controller excites the nuclear spin of the subject by applying an excitation pulse, and generates a first cardiac phase echo signal using a pulse sequence that continuously generates a plurality of echo signals by applying a subsequent refocusing pulse.
  • a first scan for collecting and a second scan for collecting echo signals of the second cardiac phase are executed.
  • the image generation unit generates an image of the fluid in the subject based on the echo signal.
  • the sequence control unit makes the flop angle of the refocusing pulse of the first scan different from the flop angle of the refocusing pulse of the second scan.
  • FIG. 1 is a high-level schematic block diagram of an MRI system according to an embodiment.
  • the MRI system according to the embodiment collects and processes MRI image data using an operator interface of FS-FBI (Flow Spoiled Fresh Blood Imaging).
  • the operator interface in embodiments allows multiple MRA parameters to be controlled independently for the systolic and diastolic MRI subsequences in the FBI.
  • the MRA parameters are, for example, “gradient flow-spoiler” and “RF refocusing angle” when an FSE (Fast Spin Echo) MRI acquisition sequence is used.
  • FIG. 2 is an MRA image demonstrating how NMR (Nuclear Magnetic Resonance) magnetization spins react when using different refocusing angles.
  • FIG. 1 is a high-level schematic block diagram of an MRI system according to an embodiment.
  • the MRI system according to the embodiment collects and processes MRI image data using an operator interface of FS-FBI (Flow Spoiled Fresh Blood Imaging).
  • the operator interface in embodiments allows
  • FIG. 3 is a diagram for schematically explaining the effect of the refocusing angle in the MRA image of the gate type 3D FSE (three-dimensional Fast Spin Echo).
  • FIG. 4 shows an image collected with a low refocusing angle.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a comparison between the case where the refocusing angle in the systole and the refocusing angle in the diastole are changed and the same in the FBI.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a comparison between the case where the refocusing angle in the systole and the refocusing angle in the diastole are changed and the same in the FBI.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a comparison between the case where the refocusing angle in the systole and the refocusing angle in the diastole are changed and the same in the FBI.
  • FIG. 7A schematically illustrates an exemplary GUI (Graphical User Interface) for facilitating independent control of gradient flow spoiler and refocusing angle for each of the systolic and diastolic MRI subsequences in FBI MRA.
  • FIG. 7B is a diagram schematically illustrating the relationship between the systolic and diastolic data collection windows and a schematic electrocardiogram (ECG) signal.
  • FIG. 8 is a diagram that schematically illustrates an example executable computer program control code structure used in the MRI system shown in FIG. 1, displaying the example GUI shown in FIG. 7A.
  • FIG. 8 is a diagram that schematically illustrates an example executable computer program control code structure used in the MRI system shown in FIG. 1, displaying the example GUI shown in FIG. 7A.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the sequence of the embodiment in which different intensity RO gradient flow spoiling pulses and different refocusing angles are used in the systolic and diastolic subsequences, respectively.
  • FIG. 10 is a diagram schematically showing a conventional technique of an FS (Flow-Spoiled) -FBI data collection sequence.
  • RO Read-Out
  • FIG. 11 is a diagram schematically showing the prior art of the FS-FBI data collection sequence.
  • systolic and diastolic images are collected using cardiac-triggered for the purpose of providing improved MRA (Magnetic Resonance Angiography).
  • systolic images and diastolic images are collected by an FS-FBI (Flow-Spoiled Fresh Blood Imaging) data collection sequence using FSE (Fast Spin Echo) method.
  • FS-FBI Flow-Spoiled Fresh Blood Imaging
  • the FSE method is a pulse sequence in which a nuclear spin of an object is excited by applying a high-frequency magnetic field pulse (excitation pulse), and a plurality of echo signals are continuously generated by applying a subsequent high-frequency magnetic field pulse (refocusing pulse). It is one of.
  • an excitation pulse having a flip angle of 90 ° is applied, and then a plurality of echo signals are collected while a refocusing pulse having a flip angle of 180 ° is repeatedly applied.
  • the flip angle of the refocusing pulse (referred to as the flop angle, refocusing angle, RF refocusing angle, etc. of the refocusing pulse) varies depending on the cardiac phase. Make it.
  • the present invention can be similarly applied to a FASE (Fast Asymmetric SE) method in which a half Fourier reconstruction is combined with an FSE method.
  • FASE Fast Asymmetric SE
  • FS-FBI is a slow blood flow in the FBI (Fresh Blood Imaging) method that draws blood vessels well by capturing high-speed blood flow pumped from the heart under ECG (electrocardiogram) synchronization.
  • a dephase pulse is applied to the gradient magnetic field pulse in the readout direction.
  • the dephasing pulse is added with the same polarity as the pulse body before and after the pulse body of the gradient magnetic field pulse in the readout direction, thereby promoting dephasing for the moving nuclear spin.
  • the dephasing pulse is referred to as an RO (Read-Out) gradient flow spoiler pulse, an RO gradient flow spoiler, a gradient flow spoiler, or the like.
  • the MRI data acquisition parameters for the diastolic and systolic MRI acquisition subsequences are controlled independently, and the RF (Radio Frequency) refocusing pulses have different flip angles.
  • the MRI system controller of this exemplary embodiment includes a GUI (Graphical User Interface), and this GUI uses RO (Read-Out) gradient flow spoiler pulses while using FSE MRI in FS-FBI MRA. The optimization of the intensity and the size of the RF refocusing pulse is promoted.
  • the system controller is automatically configured to use different values for the systolic and diastolic subsequence parameters during FS-FBI (even in the absence of such a flexible GUI, for example). May be.
  • the MRI system shown in FIG. 1 includes a cradle 10 (shown in cross-section) and various related system components 20 that are connected to each other. At least the gantry 10 is usually installed in a shield room.
  • One MRI system shown in FIG. 1 includes a static magnetic field B 0 magnet 12, G x , G y , and G z gradient magnetic field coil sets 14, and a large WBC (Whole body RF (Radio Frequency) coil) assembly 16.
  • WBC Whole body RF (Radio Frequency) coil
  • the relatively small surface RF coil 19 is installed closer to the ROI (Region Of Interest) of the subject in the imaging volume 18.
  • the surface RF coil 19 may be an array extending so as to surround the subject (in whole or in part).
  • a relatively small coil such as a surface coil, compared to a WBC may be placed on a body part (eg, arm, shoulder, elbow, wrist, knee, foot, chest, spine, etc.). Depending on the case, often customized.
  • One or more ECG electrodes 17 are attached to the subject to provide the ECG signal to the system 20.
  • This implements, for example, an ECG-synchronized MRI sequence that is synchronized to the desired part of the ECG cycle.
  • the MRI system control unit 22 includes an input / output port connected to the display unit 24, the keyboard / mouse 26, and the printer 28.
  • the display unit 24 may be a diverse touch screen that also includes control inputs.
  • the display unit 24 provides an FS-FBI GUI. This GUI facilitates independent control of the gradient flow spoiler and refocusing angle parameters for each of the systolic and diastolic ECG-synchronized MRI subsequences in FS-FBI.
  • the MRI system control unit 22 interfaces with the MRI sequence control unit 30.
  • the MRI sequence control unit 30 includes the G x , G y , and G z gradient magnetic field coil drivers 32 and the RF transmission unit 34 and the transmission / reception switch 36 (when the same RF coil is used for both transmission and reception). Are controlled in order.
  • the MRI sequence control unit 30 is a spare and diagnostic MRI data acquisition sequence that is already possible in the MRI sequence control unit 30 (for example, other already available in the repertoire of the MRI sequence control unit 30 (for example, Including a suitable program code structure 38 for executing (including FS-FBI) in conjunction with (conventional diagnostic) sequences.
  • the MRI system 20 includes an RF receiving unit 40 that supplies an input to the MRI data processing unit 42 so that processed image data to be output to the display unit 24 can be created. Further, the MRI data processing unit 42 may be configured to be able to access the image reconstruction program code structure 44 and the MAP and MRI image storage unit 46 (for example, according to the embodiment and the image reconstruction program code structure 44). To store the MRI data obtained in the process).
  • FIG. 1 shows a generalized representation of the MRI system program / data storage unit 50.
  • Program code structure stored in the MRI system program / data storage 50 (for example, FS-FBI that independently controls the parameters of the gradient flow spoiler and the refocusing angle for each of the systolic and diastolic MRI subsequences) Is stored on a computer readable storage medium accessible to the various data processing components of the MRI system.
  • the program storage 50 is divided into various computers of the processing computers of the system that have immediate needs for the program code structure so stored during normal operation, And at least a part may be directly connected (that is, instead of being normally stored in the MRI system control unit 22 or directly connected).
  • FIG. 1 is a very highly simplified view of a typical MRI system with some modifications to allow implementation of the embodiments described herein below. It is.
  • System components can be divided into various logic collection “boxes”, usually with a large number of digital signal processors (DSPs), ultra-compact processors, special purpose processing circuits (eg, high-speed A / D conversion, fast Fourier transform, array processing, etc.).
  • DSPs digital signal processors
  • ultra-compact processors special purpose processing circuits (eg, high-speed A / D conversion, fast Fourier transform, array processing, etc.).
  • Each of these processors is typically a clocked “state machine” that progresses from one physical state to another when each clock cycle (or a predetermined number of clock cycles) occurs. is there.
  • the physical state of the processing circuit eg, CPU (Central Processing Unit), registers, buffers, computing units, etc.
  • the physical state of a data storage medium eg, the bit storage portion of a magnetic storage medium
  • the array of computer readable accessible data value storage locations on the physical storage medium may have several pre-states (eg, all uniform “zero” values or all “1”). Value) to a new state.
  • Embodiments described below provide improved methods for performing MRI data collection and / or generating and displaying MR images.
  • NC-MRA Non-contrast-enhanced Magnetic Resonance Angiography
  • ECG-synchronous 3D FSE Fluorescence Echo
  • FBI NATIVE-SPACE, TRANCE
  • This class of NC-MRA methods has an effect on the FSE-specific sensitivity for flow-induced spin dephasing.
  • DA Dark Artery
  • BA Bright Artery
  • FIG. 10 is a conventional MRI sequence diagram showing the flow of preparation imaging collection.
  • the readout gradient magnetic field associated with a series of spin echoes is changed for successive acquisition periods.
  • the amplitude of the readout spoiler pulse (RO spoiler effective pulse) is expressed as a percentage indicating the increment with respect to the effective value of the readout gradient magnetic field pulse.
  • the area of the standard FSE non-spoiling readout gradient for the echo center is the amplitude of the “standard” gradient pulse of 100%.
  • the effective “amplitude” of a gradient pulse is actually represented by the area of the envelope of the pulse.
  • the amplitude of the readout gradient field is the same in the systolic or diastolic subsequence in any acquisition period.
  • FIG. 11 is a diagram showing in more detail one form of the conventional collection sequence shown in FIG. Specifically, FIG. 11 is derived from the first RF 90 ° spin nutation (or “excitation”) pulse followed by the RF 180 ° spin refocusing pulse and the patient in the FS-FBI MRI data acquisition sequence, The scattered RF spin echo signal is shown in more detail. FIG. 11 also shows readout gradient magnetic field pulses associated with each RF spin echo signal. Except for the first readout gradient pulse of the acquisition sequence, elements for flow spoiling are added to both sides of every readout gradient pulse.
  • ECG synchronization is used in detail to collect data for systolic periods for DA images and for diastole for BA images.
  • the amplitude of the flow spoiler pulse of the readout gradient magnetic field pulse was constant.
  • FS-FBI typically includes a dephase gradient pulse and a rephase gradient pulse for each of the systolic and diastolic images. Use different values. That is, the intensity of the dephase pulse is different from the intensity of the rephase pulse.
  • the intensity of the dephasing and rephasing pulses is typically controlled according to the flow rate of the fluid being imaged (eg, US Pat. No. 6,801,800 28: 24-38, FIG. 23A-B). See).
  • the effective amplitude of the optimal readout spoiler gradient pulse is optimized for many different conditions.
  • the effective amplitude is optimized on the one hand for healthy (younger) people and on the other hand for slightly older patients. It is also optimized for the various ROIs (Region Of Interest) shown as possible examples in the table below with or instead of such conditions (these preliminary illustrations for a given ETS) Note that the values of and other parameter values may be changed to different ETS values or different other parameter values).
  • phase encoding (PE) gradient flow spoiler may be applied.
  • PE phase encoding
  • some blood vessels may travel obliquely with respect to the RO direction.
  • a small amount of phase-encoded spoiler helps to depict the blood vessel.
  • the gradient flow spoiler is applied in the RO direction so as to coincide with the direction of blood movement.
  • the blood vessels of the lower limbs are not necessarily limited to the case of running in the vertical direction of FIG. Or traveling in an oblique direction.
  • a gradient flow spoiler may be applied in the PE direction in addition to the RO direction in order to produce the effect of flow spoiling.
  • a gradient flow spoiler is applied 1: 1 in the RO direction: PE direction
  • the effect of flow spoiling will occur in the 45 ° direction.
  • Most blood vessels run in the vertical direction. Therefore, it is desirable to make the intensity of the gradient flow spoiler applied in the PE direction sufficiently smaller than the intensity of the gradient flow spoiler applied in the RO direction.
  • the strength of the gradient flow spoiler applied in the PE direction may be made different between the systole and the diastole as is the case with the gradient flow spoiler applied in the RO direction.
  • Examples of some default parameter values that can be adopted for systolic and diastolic MRI subsequences in FS-FBI by FSE are shown in the exemplary GUI (Graphical User Interface) embodiment of FIG. 7A. ing. These parameter values are for some healthy volunteers in an MRI system with a main static magnetic field strength of 1.5 Tesla. In the case of a patient with a disease, for example, a value obtained by increasing the amplitude of the RO gradient flow spoiler pulse shown in FIG. 7A by about 10% is used as the initial value.
  • ⁇ FSE sensitivity to the flow can be adjusted by adjusting the refocusing angle.
  • the smaller the refocusing angle the higher the sensitivity of the FSE to the flow rate.
  • the fluid spin signal responds to the refocusing angle.
  • a high refocusing angle maintains the signal from the fluid spin (in a FBI subtraction image, thick (fast) vessels are good and thin (slow) vessels are bad).
  • a low refocusing angle loses the signal (in FBI subtraction images, fine (slow) blood vessels are good and thick (fast) blood vessels are bad).
  • FIG. 3 is a diagram showing the effect of the refocusing angle in the gate type 3D FSE.
  • the left column is BA (diastolic) data
  • the middle column is DA (systolic) data
  • the right column is a subtraction blood vessel image.
  • the upper row is a high refocusing angle
  • the middle row is a low refocusing angle
  • the lower row is a hybrid angle method (high refocusing angle in diastole and low refocusing angle in systole). It is.
  • Differences in the background grayscale indicate the effect of the refocusing angle and subsequent subtraction in the background texture.
  • the subtraction algorithm includes a configuration in which a bright signal is obtained for a thick, high-speed flow artery while a thin signal is used for a thin, low-speed artery (see the upper row in FIG. 3). . If a low refocusing angle is used ( ⁇ 120 °), the signal of the thick artery is weakened in the BA data, but the thin, slow artery is not significantly affected.
  • FIG. 3 conceptually shows the relationship for convenience of explanation.
  • the blood vessel depicted in each image of FIG. 3 is an “artery”, and the artery has a thick blood vessel (in the center of a cylindrical shape) and a thin blood vessel that branches from the blood vessel (the one that hangs down from side to side). And that it exists.
  • FIG. 3 shows three patterns of upper, middle, and lower stages.
  • the upper part shows a case where the same and high refocusing angle (for example, 160 ° or more) is used in the diastole and the systole.
  • the artery In diastole, the artery is relatively slow. Therefore, in the diastolic image (BA), the artery is depicted with a signal having high luminance in both the thick blood vessel and the thin blood vessel.
  • the systole the artery has a high speed for a thick blood vessel, but relatively slow for a branched thin blood vessel.
  • the artery is rendered with a signal having a low luminance for a thick blood vessel, but is rendered with a signal having a relatively high luminance for a thin blood vessel.
  • the signal of the thin blood vessel is subtracted, and the rendering ability of the thin blood vessel is lowered.
  • the middle row shows a case where the same and low refocusing angle (for example, 120 ° or less) is used in the diastole and the systole.
  • the artery is depicted as a thick blood vessel with a low luminance signal, while the thin blood vessel is not significantly affected.
  • the systolic image (DA) both a thick blood vessel and a thin blood vessel are drawn with a low luminance signal.
  • a hybrid type using a high refocusing angle in the diastole and using a low refocusing angle in the systole is proposed.
  • the upper diastolic image (BA) and the middle systolic image (DA) are subtracted, so that the ability to draw both thick and thin blood vessels is improved.
  • the drawing ability can be improved.
  • the hybrid angle algorithm maintained thick blood vessel contrast over the range of DA refocusing angles (100 ° to 160 °) (see upper row in FIG. 5).
  • the constant refocusing angle data shows a monotonic decrease in the femoral artery signal with decreasing refocusing angle.
  • the background signal remains consistently near zero.
  • the low DA refocusing angle hybrid data set (160 °: 120 ° and 160 °: 100 ° shown in FIG. 5) depicts small arterial details, similar to the constant refocusing angle data set (FIG. 4).
  • Hybrid angle method provides gated 3D FSE with blood vessel images that depict fine arterial details with low refocusing angle while maintaining signal in thick arteries. This increase in uniformity comes at a slight price with a slight increase in background signal.
  • the hybrid angle method also has the advantage of reducing SAR compared to a constant high refocusing angle.
  • This preliminary inspection focuses on evaluating the feasibility of using hybrid refocusing angles for gated 3D FSE. Based on this preliminary data, the 160 °: 120 ° combination reduces the risk of background signal penetration and provides fine arterial details.
  • Different refocusing angles maintain the signal across the entire fluid in the vessel (both fast and slow elements). For example, 180 °: 120 ° or 160 °: 120 ° does not have much background signal and maintains a good signal. Using 100 ° as the lower refocusing angle results in more vein and background signals. In general, these FBI results show small blood vessels very well and provide consistent performance even with classical FBI.
  • Two different sequences are independently selective in the user interface, a systolic subsequence with flow spoiling and a diastolic subsequence with flow compensation.
  • the user makes different choices about refocusing angles to control arterial and venous signals, and dephasing in the phase encoding direction (if necessary) as well as dephasing in the RO direction. Is allowed.
  • the two MRI sequences in a given FBI data collection ie, each of the systolic and diastolic acquisition window subsequences
  • a desired type of MRI data collection sequence such as bSSFP (balanced steady-state free-precession) or EPI (echo-planar imaging) can be selected by operator input.
  • This exemplary improved operator interface can allow two different MRA parameters to be selected independently for each of the subsequences (ie, systolic and diastolic acquisitions in FS-FBI).
  • the user-selective GUI is rather free to choose between the two subsequences.
  • This exemplary GUI can be independently selected for the desired flow spoiling and / or refocusing angle parameters used in the systolic and diastolic subsequences. This leads to improvements in both arterial and venous signal strength in FBI-related collections.
  • the conventional operator interface allows the operator to freely and independently select the two MRA sequence parameters in the FBI, systolic and diastolic, as the exemplary embodiment allows. I did not.
  • the exemplary embodiment improves the signal strength of the final FBI artery image after subtraction.
  • the exemplary GUI allows at least two different sequence parameters as an independent set for systolic and diastolic sequences in FS-FBI. For example, the two parameters are flow compensation in a diastolic scan and flow spoiling in a systolic scan.
  • Different amounts of flow spoiling in the systolic and diastolic sequences are associated with different readout gradient values and different refocusing angles in the systolic and diastolic scans (eg, relatively low rebound for systolic scans). Focusing angle (eg 120 ° -140 °) and a relatively high refocusing angle (eg 160 ° -180 °) for diastolic scans).
  • two sequence parameters for systolic and diastolic scans are optimized in the region of interest.
  • RO ⁇ 10%, 0% (diastolic, systolic)
  • RO 0%, + 10% (diastolic, systolic)
  • RO 0% and + 20% (diastolic phase, systolic phase)
  • the refocusing angle variation is 180 °, 150 ° (diastolic, systole) for the iliac region, and 180 °, 140 ° (diastolic, contraction) for the thigh.
  • the refocusing angle of the rib region is 180 °, 130 ° (diastolic, systolic).
  • RO 0% and + 10% (diastolic and systolic) in the iliac region
  • RO 0% and + 10% (diastolic and systolic) in the thigh.
  • RO 0% and + 20% (diastolic and systolic) are determined for the lower leg
  • RO 0% and + 25% (diastolic and systolic) are determined for the ribs.
  • Variations in the refocusing angle are as follows: the iliac region refocusing angle is 170 ° and 140 ° (diastolic and systolic), and the thigh and lower leg refocusing angles are 170 ° and 130 ° ( The refocusing angles of the rib region are 170 ° and 120 ° (diastolic and systolic).
  • Freely selectable parameters are provided in the exemplary FBI GUI.
  • Flow spoiling control independently controls the amount of gradient flow spoiling in each systole and diastole acquisition, and independent refocusing angle in each systole and diastole acquisition This can be achieved by controlling.
  • FIG. 7A shows an exemplary operator control GUI on the display screen of the MRI system controller.
  • the operator is given an initial selection of an MRI sequence type, such as an FSE type.
  • an MRI sequence type such as an FSE type.
  • the operator can choose different MRI sequence types, if necessary, for the systolic and diastolic data collection sequences utilized in the FS-FBI process.
  • GUI shown in FIG. 7A provides the operator with complete information regarding the magnitude of the RO gradient flow spoiler pulse and the magnitude of the refocusing angle for each of the systolic and diastolic acquisition subsequences. Offers independent and separate choices.
  • the collection window in the diastole occurs in a period in which the blood pressure and the flow velocity are relatively low in the electrocardiographic cycle.
  • the systolic acquisition window is triggered to occur during periods of relatively high blood pressure and flow rate in the electrocardiographic cycle.
  • the operator can enter the desired parameter values of the RO gradient flow spoiler pulse intensity and refocusing angle for each of the systolic and diastolic MRI subsequences 702, 704, Options are provided at 706 and 708.
  • the GUI display screen is 710, 712, 714 (etc.) and includes ROI operator selection with initial values preset for gradient flow spoiler pulse intensity and refocusing angle.
  • the displayed systolic and diastolic parameter values are initial values for the iliac bone. If a femoral ROI is selected, different initial values are available to the operator. Similarly, a different set of initial values is provided for the rib area. Of course, even if an initial value is initially selected by selecting a particular ROI, the operator can still independently change any initial value at 716 if necessary.
  • the operator is given the option of a gradient flow spoiler pulse in the phase encoding direction, independent of systolic and / or diastolic subsequence acquisition.
  • the operator is given the option to save the current parameter value for future use (either an initial file name or a specific file name).
  • FIG. 8 is an illustrative flowchart showing a preferred computer program logic code structure for obtaining the exemplary GUI display screen shown in FIG. 7A.
  • the MRI system starts a tunable FS-FBI (The tunable FS-FBI) routine at 800 (ie, starts with a comprehensive operating system or the like, as will be appreciated by those skilled in the art), 802 Then, the GUI of the tunable FS-FBI control screen is displayed.
  • the MRI system enters a wait loop that waits at 804 until a region of interest and / or a type of MRI sequence is selected.
  • the MRI system determines, at 806, whether the operator wants to change the flow spoiling parameter and / or the refocusing angle parameter from the scheduled initial value.
  • the MRI system enters a wait loop until the desired change to the parameter value and / or type of MRI sequence is entered by the operator at 808. Upon completion of this, the MRI system determines at 810 whether additional PE direction flow spoiling is desired. If additional PE direction flow spoiling is desired, the MRI system enters a wait loop at 812 until the operator enters a PE direction collection window change during systole and / or diastole. . Upon completion of this, the MRI system returns control to the main path of the flowchart at 814 (of course, this processing is also entered when PE direction flow spoiling is not desired). Here, the MRI system determines whether the operator wants to save the current parameter value.
  • the MRI system enters a wait loop at 816 that waits for the desired file name to be entered by the operator instead of the initial file name. Upon completion of this, the MRI system saves the current parameter value at 818 and returns control to the main path of the flowchart again at 820 (of course, saving the current parameter value by the operator for future use purposes). This process is also entered when this is not desired).
  • the MRI system executes, at 820, a tuned FS-FBI data collection sequence (ie, capturing MRI subsequences for data collection windows in systole and diastole).
  • This data collection sequence is of the selected type using the currently specified flow spoiling parameter values and refocus angle parameter values (in accordance with convention, though via the GUI shown in FIG. 7A). Using the adjusted parameter selection entered by the operator).
  • the MRI system performs normal reconstruction of the DA image and the BA image, and executes the difference processing.
  • the MRI system displays the resulting FBI image at 824 and control returns to the calling system at 826.
  • the MRI system controller may use different flow spoiling parameter values and refocusing angle parameter values for the systolic and diastolic phases of the FS-FBI acquisition subsequence. Can be suitably programmed as well. This is applied regardless of whether or not the GUI for flexible control input shown in FIG. 7A is used. For example, depending on different FS-FBI situations (eg, patient type, ROI, patient age, patient medical condition, etc.), different systolic and diastolic flow spoiling parameter values and refocus angle The parameter value is predetermined. This determination is made automatically by the MRI system by command entry and / or by automatically detecting existing conditions.
  • FS-FBI situations eg, patient type, ROI, patient age, patient medical condition, etc.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining an MRI data collection sequence in the embodiment.
  • an MRA image of the thigh is collected.
  • the intensity of the gradient flow spoiler pulse applied in the RO direction is “+ 10%” in the systole and expanded.
  • the period is “0%”
  • the refocusing angle is “140 °” in the systole, and “180 °” in the diastole will be described.
  • the MRI sequence control unit 30 executes an electrocardiogram-synchronized FSE sequence and collects volume data for each systole and diastole in the cardiac phase. As shown in FIG. 9, for example, the MRI sequence control unit 30 executes a systolic subsequence and collects echoes for one slice encoding in 1TR (Repetition Time) using the ECG signal of the subject as a trigger signal. . The MRI sequence control unit 30 repeats this and collects systolic volume data. In this systolic subsequence, the MRI sequence control unit 30 controls each unit so that the refocusing angle is “140 °” and the intensity of the gradient flow spoiler pulse applied in the RO direction is “+ 10%”. To do.
  • the MRI sequence control unit 30 executes the diastolic subsequence and collects echoes for one slice encoding in 1TR using the ECG signal as a trigger signal.
  • the MRI sequence control unit 30 repeats this and collects volume data in the expansion period.
  • the MRI sequence controller 30 controls each part so that the refocusing angle is “180 °” and the intensity of the gradient flow spoiler pulse applied in the RO direction is “0%”. To do.
  • the systolic subsequence and the diastolic subsequence are continuously executed in this order without waiting time, but the embodiment is not limited thereto.
  • the systolic subsequence may be executed continuously without waiting time, or the systolic subsequence and the diastolic subsequence are executed separately. Also good.
  • the readout flow spoiler gradient magnetic field was changed as a function of the flow velocity, but the flow spoiler gradient magnetic field having the same strength was used for the collection windows in the systole and the diastole.
  • the operator uses different intensity readout flow spoiler gradients in the diastolic and systolic acquisition windows. For example, in the diastolic collection window, the readout flow spoiler is not effectively changed, while in the systolic collection window it is increased by 20%.
  • the operator can adjust the sub-acquisition parameters differently within a single FS-FBI sequence to maximize the signal difference between the systolic and diastolic images. About free.
  • FSE MRI sequences are used for FS-FBI, but other MRI data collection sequences are also available for the systolic and diastolic subsequences in the overall FS-FBI collection sequence.
  • the same type of MRI sequence is utilized for both the systolic and diastolic subsequences within a single FS-FBI acquisition sequence.
  • other types of MRI sequences such as bSSFP, EPI, etc. can be used.
  • the control parameters of these different MRI sequences may be different, and may be similar for the parameters of the FSE MRI data acquisition sequence such as RF excitation pulses, RF refocusing pulses, RO gradient flow spoiler pulses, etc.
  • GUI shown in FIG. 7A is for the systolic and diastolic subsequences that fit each type selected as the MRI data collection sequence utilized.
  • an independent parameter selection that adapts to
  • the exemplary embodiment is modified to use VFA (Variable Flip Angle) technology and / or to use different sweep patterns of VFA for each of the systolic and diastolic images. can do.
  • VFA Very Flip Angle
  • a constant refocusing flip angle is desirable when a diastolic trigger is used, while VFA technology is desirable for a systolic trigger.
  • a constant flip angle gives good bright blood diastolic images, VFAs are expected to promote flow spoiling effects in systolic images.
  • the gradient flow spoiler pulse is part of an exemplary FBI embodiment and is not required for all FBI implementations.
  • the MRI system may perform a first scan that collects echo signals of a first cardiac phase and a second scan that collects echo signals of a second cardiac phase. In this case, the MRI system may generate an image of the first cardiac phase and an image of the second cardiac phase and subtract them.
  • the sequence control unit collects echo signals corresponding to a plurality of cardiac phases by repeating the collection while changing the delay time from the trigger signal in a desired section of the cardiac cycle of the subject. For example, the sequence control unit executes sub-sequences having different cardiac phases, such as a sub-sequence for the first cardiac phase and a sub-sequence for the second cardiac phase, continuously without waiting time or separately. To do.
  • This desired section may be an arbitrary period such as a period of transition from the systole to the diastole, and is not limited to the systole or diastole.
  • the sequence control unit changes the flop angle in each of the collections corresponding to different cardiac phases. That is, the sequence control unit, for example, makes the fluid signal value obtained from the echo signal collected by the first scan lower than the fluid signal value obtained from the echo signal collected by the second scan.
  • the flop angle of the refocusing pulse of the first scan is made different from the flop angle of the refocusing pulse of the second scan.
  • the MRI system may change the intensity of the RO gradient flow spoiler in each acquisition corresponding to different cardiac phases, and may further apply a PE gradient flow spoiler.
  • the image generation unit generates images corresponding to a plurality of cardiac phases, and generates a fluid image by subtracting these images.
  • the image generation unit identifies a reference cardiac phase image among a plurality of cardiac phase images, and subtracts the reference cardiac phase image from each cardiac phase image. Also good.
  • the dynamics of the fluid can be observed by displaying these images as moving images.
  • the sequence control unit applies a refocusing pulse at a constant value and a low flop angle in the first scan, and applies a refocusing pulse at a constant value and a high flop angle in the second scan. is there.
  • a method of applying the refocusing pulse at a constant value is also referred to as CFA (Constant Flop Angle) or the like.
  • the sequence control unit applies a sweep pattern that changes the flop angle of the refocusing pulse in each of the first scan and the second scan, and changes the flop angle during the execution of the first scan; and This pattern is different from the sweep pattern that changes the flop angle during the execution of the second scan.
  • a method of applying the refocusing pulse while changing the flop angle is also referred to as VFA (Variable Flop Angle) or the like.
  • the sequence control unit applies the refracting pulse while changing the flop angle of the refocusing pulse during the execution of the first scan. This is a pattern to be applied. In any of the patterns, the order of the first scan and the second scan and whether to execute them continuously or separately can be changed as appropriate.
  • the MRI system 100 includes a sequence control unit (for example, the MRI sequence control unit 30) and an image generation unit (for example, the MRI data processing unit 42).
  • the sequence controller excites the nuclear spin of the subject by applying an excitation pulse, and generates a first cardiac phase echo signal using a pulse sequence that continuously generates a plurality of echo signals by applying a subsequent refocusing pulse.
  • a first scan for collecting and a second scan for collecting echo signals of the second cardiac phase are executed.
  • the image generation unit generates an image of the fluid in the subject based on the echo signal.
  • the sequence control unit makes the flop angle of the refocusing pulse of the first scan different from the flop angle of the refocusing pulse of the second scan.
  • sequence control unit compares the fluid signal value obtained from the echo signal collected by the first scan with the fluid signal value obtained from the echo signal collected by the second scan.
  • the flop angle of the refocusing pulse of the first scan is made different from the flop angle of the refocusing pulse of the second scan so as to be lower.
  • sequence control unit applies a refocusing pulse at a constant value and a low flop angle in the first scan, and applies a refocusing pulse at a constant value and a high flop angle in the second scan. Apply with.
  • sequence control unit applies a sweep that changes the flop angle of the refocus pulse in each of the first scan and the second scan, and changes the flop angle during the execution of the first scan.
  • the pattern is different from the sweep pattern that changes the flop angle during the execution of the second scan.
  • sequence control unit applies while changing the flop angle of the refocusing pulse during the execution of the first scan, and sets the refocusing pulse to a constant value and during the execution of the second scan. Apply at high flop angle.
  • sequence control unit includes a flop angle of the refocusing pulse of the first scan and a refocusing pulse of the second scan according to a difference in fluid flow velocity in the first and second cardiac phases. Different from the flop angle.
  • the image generation unit generates a first image obtained from the echo signal collected by the first scan and a second image obtained from the echo signal collected by the second scan. A difference image between the first image and the second image is generated.
  • sequence control unit further varies the intensity of the gradient flow spoiler pulse in the readout direction of the first scan and the intensity of the gradient flow spoiler pulse in the readout direction.
  • sequence control unit further applies the gradient flow spoiler pulse in the phase encoding direction with an intensity smaller than the intensity of the gradient flow spoiler pulse in the readout direction.
  • the MRI system 100 further includes a display control unit (for example, the MRI data processing unit 42).
  • the display control unit displays a GUI (Graphical User Interface) that can separately input the flop angle setting of the refocusing pulse of the first scan and the flop angle setting of the refocusing pulse of the second scan.
  • GUI Graphic User Interface
  • the display control unit displays a GUI that can accept the specification of the region of interest, and displays the initial value of the flop angle corresponding to the region of interest when the designation of the region of interest is received.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、シーケンス制御部（３０）と、画像生成部（４２）とを備える。シーケンス制御部は、励起パルスの印加によって被検体の原子核スピンを励起し、続く再収束パルスの印加によって複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスを用いて、第１心位相のエコー信号を収集する第１スキャン及び第２心位相のエコー信号を収集する第２スキャンを実行する。画像生成部は、前記エコー信号に基づき、前記被検体内の流体の画像を生成する。また、シーケンス制御部は、前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
　磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging））は、静磁場に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア（Larmor）周波数の高周波（ＲＦ（Radio　Frequency））磁場パルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ（Magnetic　Resonance）信号から画像を再構成する撮像法である。この磁気共鳴イメージングの分野において、造影剤を用いずに血管像を収集する手法として、非造影ＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）が知られている。
米国特許第６，８０１，８００号明細書
　本発明が解決しようとする課題は、流体の描出能を向上することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、画像生成部とを備える。シーケンス制御部は、励起パルスの印加によって被検体の原子核スピンを励起し、続く再収束パルスの印加によって複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスを用いて、第１心位相のエコー信号を収集する第１スキャン及び第２心位相のエコー信号を収集する第２スキャンを実行する。画像生成部は、前記エコー信号に基づき、前記被検体内の流体の画像を生成する。シーケンス制御部は、前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムのハイレベル概略ブロック図である。実施形態に係るＭＲＩシステムは、ＦＳ－ＦＢＩ（Flow　Spoiled　Fresh　Blood　Imaging）のオペレータインタフェースを用いてＭＲＩ画像データを収集し、処理する。実施形態におけるオペレータインタフェースは、複数のＭＲＡパラメータを、ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期のＭＲＩサブシーケンス用に独立に制御することを許容する。ＭＲＡパラメータとは、例えば、ＦＳＥ（Fast　Spin　Echo）　ＭＲＩ収集シーケンスを用いた場合の「グラディエントフロースポイラー（gradient　flow-spoiler）」及び「ＲＦリフォーカシングアングル（refocusing　angle）」である。 図２は、ＮＭＲ（Nuclear　Magnetic　Resonance）磁化スピンが、異なるリフォーカシングアングルを用いた場合にどのように反応するかを実証するＭＲＡ画像である。 図３は、ゲート型３Ｄ　ＦＳＥ（three-dimensional　Fast　Spin　Echo）のＭＲＡ画像におけるリフォーカシングアングルの効果を概略的に説明するための図である。 図４は、低いリフォーカシングアングルによって収集された画像を示す図である。 図５は、ＦＢＩにおいて、収縮期のリフォーカシングアングルと拡張期のリフォーカシングアングルとを変えた場合と、同一にした場合との比較を説明するための図である。 図６は、ＦＢＩにおいて、収縮期のリフォーカシングアングルと拡張期のリフォーカシングアングルとを変えた場合と、同一にした場合との比較を説明するための図である。 図７Ａは、ＦＢＩ　ＭＲＡにおける収縮期及び拡張期ＭＲＩサブシーケンスのそれぞれに対するグラディエントフロースポイラー及びリフォーカシングアングルの独立制御を促進するための例示的なＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を概略的に示す図である。 図７Ｂは、収縮期及び拡張期のデータ収集ウィンドウと概略的なＥＣＧ（electrocardiogram）信号との関連を概略的に示す図である。 図８は、図７Ａに示す例示的なＧＵＩを表示する、図１に示すＭＲＩシステムにおいて用いられる、例示的な実行可能なコンピュータプログラム制御コード構造を概略的に示す図である。 図９は、収縮期及び拡張期のサブシーケンスそれぞれにおいて、異なる強度のＲＯグラディエントフロースポイリングパルス、及び、異なるリフォーカシングアングルが用いられる、実施形態のシーケンスを説明するための図である。 図１０は、ＦＳ（Flow-Spoiled）－ＦＢＩデータ収集シーケンスの従来技術を概略的に示す図である。ここでは、連続的なＦＳ－ＦＢＩデータ収集シーケンスにおいて、異なる強度を有するＲＯ（Read-Out）グラディエントフロースポイリングパルスが用いられている。もっとも、収縮期サブシーケンスと、拡張期サブシーケンスとでは、同じ強度を有する。 図１１は、ＦＳ－ＦＢＩデータ収集シーケンスの従来技術を概略的に示す図である。
　例示的な実施形態において、改良されたＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）を提供する目的で、心電同期（cardiac-triggered）を用いて収縮期画像及び拡張期画像が収集される。また、例示的な実施形態において、ＦＳＥ（Fast　Spin　Echo）法を用いたＦＳ－ＦＢＩ（Flow-Spoiled　Fresh　Blood　Imaging）データ収集シーケンスによって、収縮期画像及び拡張期画像が収集される。
　ここで、ＦＳＥ法は、高周波磁場パルス（励起パルス）の印加によって被検体の原子核スピンを励起し、続く高周波磁場パルス（再収束パルス）の印加によって複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスの１つである。典型的なＦＳＥ法では、まず、フリップ角９０°の励起パルスが印加され、続いて、フリップ角１８０°の再収束パルスが繰り返し印加されながら、複数のエコー信号が収集される。なお、以下に説明するように、本実施形態においては、再収束パルスのフリップ角（再収束パルスのフロップ角、リフォーカシングアングル、ＲＦリフォーカシングアングル等と称される）を心位相に応じて異ならせる。また、以下では、ＦＳＥ法を用いた実施形態を説明するが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＦＳＥ法にハーフフーリエ再構成を組み合わせたＦＡＳＥ（Fast　Asymmetric　ＳＥ）法にも同様に適用することができる。
　また、ＦＳ－ＦＢＩは、ＥＣＧ（electrocardiogram）同期下で心臓から拍出された高速の血流を捕捉することによって良好に血管を描出するＦＢＩ（Fresh　Blood　Imaging）法において、より低速の血流を描出するために、読み出し方向の傾斜磁場パルスに、ディフェーズパルスを印加するようにしたものである。ディフェーズパルスは、読み出し方向の傾斜磁場パルスのパルス本体の時間的前後に、パルス本体と同極性で付加されることで、移動している原子核スピンに対してディフェージングを促進するものである。なお、本実施形態において、ディフェーズパルスは、ＲＯ（Read-Out）グラディエントフロースポイラーパルス、ＲＯグラディエントフロースポイラー、グラディエントフロースポイラー等と称される。
　ここで、例示的な実施形態において、拡張期及び収縮期のＭＲＩ収集サブシーケンス用のＭＲＩデータ収集パラメータは独立に制御され、ＲＦ（Radio　Frequency）リフォーカシングパルスは、異なるフリップアングル（flip　angle）とされる。例えば、この例示的な実施形態のＭＲＩシステムコントローラは、ＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を含み、このＧＵＩが、ＦＳ－ＦＢＩ　ＭＲＡにおいてＦＳＥ　ＭＲＩを用いている間のＲＯ（Read-Out）グラディエントフロースポイラーパルスの強度や、ＲＦリフォーカシングパルスの大きさの最適化を促進する。勿論、システムコントローラは、（例えば、そのような柔軟なＧＵＩが無い場合にも）ＦＳ－ＦＢＩの間、収縮期及び拡張期のサブシーケンスパラメータに異なる値を使用するように、自動的に構成されてもよい。
　図１に示すＭＲＩシステムは、架台部１０（断面図で示す）と、互いに接続される様々な関連のシステム構成要素２０とを含む。少なくとも架台部１０は、通常シールドルーム内に設置される。図１に示す１つのＭＲＩシステムは、静磁場Ｂ0磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ傾斜磁場コイルセット１４と、大きなＷＢＣ（Whole　body　ＲＦ（Radio　Frequency）コイル）アセンブリ１６との実質的に同軸円筒状の配置を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、被検体テーブル１１によって支持された被検体９の胸部を取り囲むように示されたイメージングボリューム１８がある。
　比較的小さな表面ＲＦコイル１９は、イメージングボリューム１８中の被検体のＲＯＩ（Region　Of　Interest）に、より接近して設置される。表面ＲＦコイル１９は、被検体を（全体的に若しくは部分的に）取り囲むように広がるアレイでもよい。当業者であれば分かるように、ＷＢＣに比較して、表面コイルのような比較的小さいコイルは、体の部位（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、足、胸、脊椎等）に応じて、しばしばカスタマイズされる。
　１つ若しくはそれ以上のＥＣＧ電極１７（又は、例えば、公知技術の末梢信号等の他のトリガ信号を取得するもの）が、システム２０にＥＣＧ信号を提供するために、被検体に装着される。これは、例えば、心電周期の所望の一部に同期する、心電同期ＭＲＩシーケンスを実現する。
　ＭＲＩシステム制御部２２は、表示部２４、キーボード／マウス２６、及びプリンタ２８に接続される入力／出力ポートを備える。言うまでもなく、表示部２４は、制御入力もまた備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。例示的な実施形態において、表示部２４は、ＦＳ－ＦＢＩのＧＵＩを提供する。このＧＵＩは、ＦＳ－ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期の心電同期ＭＲＩサブシーケンスのそれぞれに対する、グラディエントフロースポイラー及びリフォーカシングアングルのパラメータについて、独立制御を促進するものである。
　ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０とインタフェース接続する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ３２、並びに、ＲＦ送信部３４及び送信／受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信及び受信の両方に使用されている場合）を順に制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、既にＭＲＩシーケンス制御部３０にて可能な、予備用の、及び、診断用のＭＲＩデータ取得シーケンス（例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０のレパートリーにおいて既に利用可能な他の（例えば、従来の診断用の）シーケンスと併せてＦＳ－ＦＢＩを含む）を実行するための適切なプログラムコード構造３８を含む。
　ＭＲＩシステム２０は、表示部２４に出力する処理された画像データを作成できるように、ＭＲＩデータ処理部４２に入力を供給するＲＦ受信部４０を含む。また、ＭＲＩデータ処理部４２を、画像再構成プログラムコード構造４４及びＭＡＰ及びＭＲＩ画像記憶部４６にアクセスできるように構成してもよい（例えば、実施形態及び画像再構成プログラムコード構造４４に従った処理で得られたＭＲＩデータを格納するために）。
　また、図１は、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０を一般化した描写を示す。ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０に格納されるプログラムコード構造（例えば、収縮期及び拡張期のＭＲＩサブシーケンスのそれぞれに対して、グラディエントフロースポイラー及びリフォーカシングアングルのパラメータを独立に制御するＦＳ－ＦＢＩ用に）は、ＭＲＩシステムの様々なデータ処理構成要素にアクセス可能なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に格納される。当業者であれば分かるように、プログラム格納部５０は、正常運転時にそのように格納されたプログラムコード構造に対して直近の必要性を有するシステムの処理コンピュータのうちの様々なコンピュータに分割し、且つ少なくとも一部を直結してもよい（即ち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり、直結したりする代わりに）。
　実際、当業者であれば分かるように、図１の描写は、本明細書で後述する実施形態を実行できるように若干の変更を加えた一般的なＭＲＩシステムの非常に高度に簡素化した図である。システム構成要素は、様々な論理収集の「ボックス」に分割でき、通常、多数のデジタル信号処理装置（ＤＳＰ（Digital　Signal　Processors））、超小型演算処理装置、特殊用途向け処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換、高速フーリエ変換、アレイ処理用等）を含む。これら処理装置のそれぞれは、通常、各クロックサイクル（又は所定数のクロックサイクル）が発生すると、物理データ処理回路がある物理的状態から別の物理的状態へ進むクロック動作型の「状態機械」である。
　動作中に、処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、レジスタ、バッファ、計算ユニット等）の物理的状態が、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルへ漸進的に変化するだけでなく、連結されているデータ格納媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット格納部）の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から別の状態へ変わる。例えば、ＭＲＩ再構成プロセスの終了時、物理的記憶媒体のコンピュータ読み取り可能なアクセス可能データ値格納場所のアレイは、いくつかの事前の状態（例えば、全部一律の「ゼロ」値又は全部「１」値）から新しい状態に変わる。その新しい状態では、そのようなアレイの物理的場所の物理的状態は、最小値と最大値との間で変動し、現実世界の物理的事象及び状況（例えば、撮像ボリューム空間内の被検体内部の解剖学的な構造）を表現する。当業者であれば分かるように、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表し且つ構成もする。つまり、命令レジスタの中に順次読み込まれてＭＲＩシステム２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたとき、動作状態の特定シーケンスが発生して、ＭＲＩシステム内中に移行されるコンピュータ制御プログラムコードの特定構造が構成される。
　以下に示す実施形態は、ＭＲＩデータ収集の実行、及び／又は、ＭＲ画像を生成、表示するための改良法を提供するものである。
　心電同期３Ｄ　ＦＳＥ（Fast　Spin　Echo）をベースとした技術（FBI、NATIVE-SPACE、TRANCE）を用いたＮＣ－ＭＲＡ（Non-contrast-enhanced　Magnetic　Resonance　Angiography）は、末梢部位のＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）アプリケーションとして利用されてきた。ＮＣ－ＭＲＡ法のこのクラスは、フローによって引き起こされるスピンディフェージングについて、ＦＳＥ固有の感度に効果をもたらす。一般に、ＤＡ（Dark　Artery）スキャンは、血液の流速が最も速い収縮期の間に収集され、ＢＡ（Bright　Artery）スキャンは、動脈の流れが比較的遅い拡張期の間に収集される。ＢＡ画像データからＤＡ画像データを画素毎に差分することによって、静止した背景信号がキャンセルされ、血管像が生成される。
　図１０は、従来のＭＲＩシーケンス図であり、準備イメージング収集の流れを示す。ここでは、ＦＳＥによるＭＲＩデータ収集シーケンスにおいて、異なるフロースポイリング（flow-spoiling）効果の画像群を得るために、一連のスピンエコーに関連する読み出し傾斜磁場が、連続する収集周期に対して変更される。読み出しスポイラーパルス（RO　spoiler　effective　pulse）の振幅（magnitude）は、読み出し傾斜磁場パルスの有効値に対する増分を示すパーセンテージで表現される。ここでは、エコーセンターに対する標準的なＦＳＥのノンスポイリング読み出し傾斜磁場の面積を１００％の「標準」傾斜磁場パルスの振幅とする。当業者であれば分かるように、傾斜磁場パルスの有効な「振幅」は、実際はパルスの包絡線の面積によって表される。しかしながら、従来技術のアプローチにおいて、読み出し傾斜磁場の振幅は、どの収集周期においても、収縮期若しくは拡張期のサブシーケンスでは、同一である。
　図１１は、図１０に示す従来の収集シーケンスの一つの形態をより詳細に示す図である。具体的には、図１１は、ＦＳ－ＦＢＩのＭＲＩデータ収集シーケンスにおいて、最初の、ＲＦ９０°スピンニューテーション（即ち「励起」）パルス、続く、ＲＦ１８０°スピンリフォーカシングパルス、及び、患者から生じ、散在するＲＦスピンエコー信号を、より詳細に示す。また、図１１は、各ＲＦスピンエコー信号に関連する読み出し傾斜磁場パルスを示す。収集シーケンスの最初の読み出し傾斜磁場パルスを除き、全ての読み出し傾斜磁場パルスの両サイドに、フロースポイリングのための要素が付加される。
　即ち、当業者であれば分かるように、ＦＳ－ＦＢＩにおいては、ＤＡ画像用に収縮期にデータを収集し、ＢＡ画像用に拡張期にデータを収集するために、心電同期が細かく利用される。ここで、どのような収集シーケンス全体においても、読み出し傾斜磁場パルスのフロースポイラーパルスの振幅は、一定であった。
　また、当業者であれば分かるように、ＦＳ－ＦＢＩは、典型的には、収縮期及び拡張期の画像それぞれについて、ディフェーズ（dephase）傾斜磁場パルスと、リフェーズ（rephase）傾斜磁場パルスとでは、異なる値を用いる。即ち、ディフェーズパルスの強度は、リフェーズパルスの強度と異なる。ディフェーズパルス及びリフェーズパルスの強度は、典型的には画像化される流体の流速に従って制御される（例えば、米国特許第６，８０１，８００号の２８：２４－３８，ＦＩＧ．２３Ａ－Ｂを参照）。
　最適な読み出しスポイラー傾斜磁場パルスの有効な振幅は、多くの異なる条件に応じて最適化される。例えば、有効な振幅は、一方では、健康な（若い）人向けに最適化され、また他方では、やや年配の患者向けに最適化される。また、かかる条件とともに若しくはかかる条件に代えて、以下に示すテーブルに考え得る例として示される様々なＲＯＩ（Region　Of　Interest）向けにも、最適化される（所与のＥＴＳに対するこれらの予備の例示の値やその他のパラメータ値は、異なるＥＴＳ値や異なる他のパラメータ値に変更され得ることに注意されたい）。：
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　ＲＯグラディエントフロースポイラーに加えて、ある程度の位相エンコード（ＰＥ（Phase　Encode））グラディエントフロースポイラーを印加してもよい。ＲＯ方向や位相エンコード方向に関する血管の向きに応じて、いくつかの血管は、ＲＯ方向に対して斜めに走行している可能性がある。この場合、少量の位相エンコードのスポイラーは、血管を描出することに役立つ。
　即ち、グラディエントフロースポイラーは、血液の動きの方向に一致するように、ＲＯ方向に印加されるが、例えば下肢の血管は、必ずしも図２の縦方向に走行している場合に限られず、横方向や斜めの方向に走行している場合もある。このような血管についても、フロースポイリングの効果を生じさせるため、グラディエントフロースポイラーを、ＲＯ方向に加えてＰＥ方向に印加してもよい。もっとも、グラディエントフロースポイラーを、ＲＯ方向：ＰＥ方向に１：１で印加すると、４５°の方向にフロースポイリングの効果が生じてしまう。また、殆どの血管は縦方向に走行している。そこで、ＰＥ方向に印加するグラディエントフロースポイラーの強度を、ＲＯ方向に印加するグラディエントフロースポイラーの強度に比較して、十分に小さくすることが望ましい。なお、ＰＥ方向に印加するグラディエントフロースポイラーの強度についても、ＲＯ方向に印加するグラディエントフロースポイラーの強度と同様、収縮期と拡張期とで異ならせてもよい。
　ＦＳＥによるＦＳ－ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期のＭＲＩサブシーケンス用に採用可能ないくつかの初期設定のパラメータ値の例が、図７Ａの例示的なＧＵＩ（Graphical　User　Interface）の実施形態に示されている。これらのパラメータ値は、メインの静磁場強度が１．５テスラ（Tesla）のＭＲＩシステムにおける、何人かの健康なボランティア向けの値である。病気を伴う患者向けの場合には、例えば、図７Ａに示されるＲＯグラディエントフロースポイラーパルスの振幅を１０％ほど増加した値が、初期値として用いられる。
　フローに対するＦＳＥの感度は、リフォーカシングアングルを調整することで調整可能である。一般に、リフォーカシングアングルが小さければ小さいほど、流速に対するＦＳＥの感度は高くなる。図２に実証するように、流体のスピンの信号は、リフォーカシングアングルに対して反応する。高いリフォーカシングアングルは、流体のスピンからの信号を維持する（ＦＢＩサブトラクション画像において、太い（速い）血管は、良く、細い（遅い）血管は、悪い）。一方で、低いリフォーカシングアングルは、信号を失う（ＦＢＩサブトラクション画像において、細い（遅い）血管は、良く、太い（速い）血管は、悪い）。
　図３は、ゲート型３Ｄ　ＦＳＥにおけるリフォーカシングアングルの効果を示す図である。左の列は、ＢＡ（拡張期）データ、真中の列は、ＤＡ（収縮期）データ、右の列は、サブトラクション血管像である。また、上段の行は、高いリフォーカシングアングル、中段の行は、低いリフォーカシングアングル、下段の行は、ハイブリッドアングルの手法（拡張期では、高いリフォーカシングアングル、収縮期では、低いリフォーカシングアングル）である。背景のグレースケールにおける違いは、背景組織におけるリフォーカシングアングル及びそれに続くサブトラクションの効果を示している。
　高いリフォーカシングアングル（１６０°＋）を用いると、ＢＡデータでは輝度の高い動脈を生じるが、ＤＡデータ、特に、動脈のブランチの低速の流れでは、より動脈の信号をリフォーカスする。このように、サブトラクションアルゴリズムは、太く、高速の流れの動脈については明るい信号とする一方で、細く、低速の流れの動脈については弱い信号とする構成を含む（図３の上段の行を参照）。仮に、低いリフォーカシングアングル（＜１２０°）が用いられると、ＢＡデータにおいて、太い動脈の信号は弱まるが、細く、低速の動脈は、それほど影響を受けない。ＤＡスキャンにおいては、小さい動脈ですら、高速の流れと低いリフォーカシングアングルとの組み合わせの影響を受けて暗い。このように、低いリフォーカシングアングルは、細いブランチの動脈においては明るい信号を、太い動脈においては弱い信号を伴うアルゴリズムを生じる（図３の中段の行を参照）。
　全ての組織の信号がリフォーカシングアングルの選択によって影響を受けるが、ＦＳＥの動きに対する感度に起因して、動脈の信号は、静脈や背景の信号に比較して、リフォーカシングアングルの影響をより大きく受ける。それ故、背景信号を増やすことなく、動脈のブランチ全体にわたって変わらないコントラストを得られるように、ＤＡ収集と、ＢＡ収集とで、異なるリフォーカシングアングルを用いることを提案する（図３の下段の行を参照）。
　図３を用いてリフォーカシングアングルと、各心位相の画像と、その差分画像との関係について、改めて説明する。なお、図３は、説明の便宜上、その関係を概念的に示すものである。まず、図３の各画像において描出されている血管は、「動脈」であり、動脈に、太い血管（中央の円柱状のもの）と、そこから枝分かれする細い血管（左右に垂れ下がっているもの）とが存在することを示している。
　図３では、上段・中段・下段の３つのパターンが示されている。上段は、拡張期と収縮期とで、同一、且つ高いリフォーカシングアングル（例えば１６０°以上）が用いられた場合を示す。拡張期において、動脈は、比較的低速である。よって、拡張期画像（ＢＡ）において、動脈は、太い血管及び細い血管のいずれも、輝度の高い信号で描出される。一方、収縮期において、動脈は、太い血管は高速であるが、枝分かれした細い血管では、比較的低速となる。このため、収縮期画像（ＤＡ）において、動脈は、太い血管については輝度の低い信号で描出されるが、細い血管については、比較的輝度の高い信号で描出される。この結果、拡張期画像（ＢＡ）と収縮期画像（ＤＡ）との差分画像においては、細い血管の信号が差し引かれてしまい、細い血管の描出能が低くなってしまう。
　中段は、拡張期と収縮期とで、同一、且つ低いリフォーカシングアングル（例えば１２０°以下）が用いられた場合を示す。拡張期画像（ＢＡ）において、動脈は、太い血管は、輝度の低い信号で描出される一方で、細い血管は、それ程影響を受けない。一方、収縮期画像（ＤＡ）においては、太い血管も細い血管も、輝度の低い信号で描出される。この結果、拡張期画像（ＢＡ）と収縮期画像（ＤＡ）との差分画像においては、枝分かれした細い血管の信号のみが、比較的高い輝度で描出されてしまう。
　そこで、実施形態では、下段に示すように、拡張期では、高いリフォーカシングアングルを用い、収縮期では、低いリフォーカシングアングルを用いるハイブリッド型を提案する。この場合、上段の拡張期画像（ＢＡ）と、中段の収縮期画像（ＤＡ）とが差し引かれることになるので、太い血管の描出能も細い血管の描出能も向上し、全体として、血管の描出能を向上することができる。
　この技術を説明するために、ＩＲＢ承認の下、３Ｔのホールボディリサーチシステムを用いて、男性ボランティアの末梢構造のデータを収集した。末梢脈波をトリガとし、次のパラメータを用いて、パーシャルフーリエの３Ｄ　ＦＳＥによるコロナル画像を得た。ＴＥ＝６０ｍｓ、ＴＲ＝３ＲＲ、エコー間隔＝５．０ｍｓ、リードアウトＢＷ＝６５１Ｈｚ／ｐｉｘｅｌ、２ショット、ＥＴＬ＝７６、マトリックス＝２５６×２５６、ＦＯＶ（Field　Of　View）＝３５×３５ｃｍ、４０の３．０ｍｍ　パーティション。ＤＡデータ及びＢＡデータは、中断（interruption）なしの１つの連続的な（continuous）収集として、収集された。３Ｄ　ＦＳＥデータは、次のＢＡ：ＤＡのリフォーカシングアングルの組み合わせについて、７回繰り返して得られた。１６０°：１６０°、１４０°：１４０°、１２０°：１２０°、１００°：１００°、１６０°：１４０°、１６０°：１２０°、１６０°：１００°。
　ハイブリッドアングルのアルゴリズムは、ＤＡのリフォーカシングアングル（１００°から１６０°）の範囲にわたり、太い血管のコントラストを維持した（図５の上段の行を参照）。ＢＡとＤＡとの間の差が大きくなればなるほど、背景信号の侵入は、特に、ＦＯＶのエッジ付近で大きくなる。コンスタントのリフォーカシングアングルのデータ（図５の下段の行を参照）は、リフォーカシングアングルの減少に伴い、大腿骨の動脈の信号の単調な減少を示す。コンスタントリフォーカシングアングルのセットでは、背景信号は、一貫してゼロ付近を維持している。細かいゲージの動脈、特に、腓骨及び前脛骨動脈のブランチでは、低いリフォーカシングアングルのセットであるほど、より可視化される（図４を参照）。低いＤＡリフォーカシングアングルハイブリッドデータセット（図５に示す１６０°：１２０°及び１６０°：１００°）は、コンスタントのリフォーカシングアングルのデータセット（図４）と同等に、小さい動脈の細部を描く。
　ハイブリッドアングル法は、太い動脈において信号を維持する一方で、低いリフォーカシングアングルにより細かい動脈の細部を描出する血管像を、ゲート型３Ｄ　ＦＳＥによって提供する。均一性におけるこの増加は、背景信号のわずかな増加というわずかな代償でもたらされる。また、ハイブリッドアングル法には、コンスタントな高いリフォーカシングアングルに比較して、ＳＡＲを減らすといったアドバンテージもある。
　この予備の検査は、ゲート型３Ｄ　ＦＳＥに対してハイブリッドリフォーカシングアングルを用いることの実現可能性を評価することに着目している。この予備のデータに基づいて、１６０°：１２０°の組み合わせが、背景信号の侵入のおそれを低くし、細かい動脈の細部を提供する。
　図６は、最大１８０°のリフォーカシングアングルで４ＲＲ間隔で収集された同様の結果を示す（ＲＲ＝６５０ｍｓ及び４ＲＲが、１８０°を達成するために必要であった）。
　異なるリフォーカシングアングルは、血管内の流体全体（速い要素及び遅い要素の両方）にわたり、信号を維持する。例えば、１８０°：１２０°、若しくは、１６０°：１２０°は、背景信号がそれほど多くなく、良い信号を維持する。低い方のリフォーカシングアングルとして１００°を用いると、静脈及び背景の信号が多くなる。一般に、これらのＦＢＩの結果は、クラシカルなＦＢＩでさえ、小さな血管をとても良く示し、一定のパフォーマンスを提供する。
　ＦＳ－ＦＢＩにおいて、収縮期及び拡張期のスキャンは、典型的には、フロースポインリングやリフォーカシングアングル等について、同一のサブシーケンスのパラメータ値を用いて収集されていた。これは、動脈の血液の信号強度の点から、これらのサブトラクションについては、多少次善にしたものである。
　この状況を改善するために、改善されたオペレータ制御を提案する。フロースポイリングを伴う収縮期のサブシーケンス、及び、フロー補償（compensation）を伴う拡張期のサブシーケンスの２つの異なるシーケンスが、ユーザーインタフェースにおいて、独立に選択的である。ユーザは、動脈及び静脈の信号をコントロールするためのリフォーカシングアングルや、ＲＯ方向でディフェージングするのみならず、（必要であれば）位相エンコード方向においてもディフェージングすることについて、異なる選択をすることが許容されている。所与のＦＢＩデータ収集における２つのＭＲＩシーケンス（即ち、収縮期及び拡張期収集ウィンドウサブシーケンスのそれぞれ）は、勿論、同じタイプであるべきである。しかしながら、ＭＲＩシーケンスのタイプは、ｂＳＳＦＰ（balanced　steady-state　free-precession）や、ＥＰＩ（echo-planar　imaging）等のように、所望のタイプのＭＲＩデータ収集シーケンスが、オペレータ入力によって選択可能である。
　この例示的な改善されたオペレータインタフェースは、サブシーケンス（即ち、ＦＳ－ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期の収集）のそれぞれについて、２つの異なるＭＲＡパラメータを独立に選択させることができる。ユーザ選択的なＧＵＩは、２つのサブシーケンスにおいてむしろ自由に選択させる。この例示的なＧＵＩは、収縮期及び拡張期のサブシーケンスにおいて用いられる所望のフロースポイリング及び／又はリフォーカシングアングルのパラメータについて、独立に選択可能である。これは、ＦＢＩ関連の取集において、動脈及び静脈の両方の信号強度を改善することにつながる。
　従来のオペレータインタフェースは、オペレータに対して、ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期の２つのＭＲＡシーケンスパラメータを、自由且つ独立に選択させることを、例示的な実施形態が許容しているようには、許容していなかった。例示的な実施形態は、サブトラクション後の最終的なＦＢＩ動脈画像の信号強度を改善する。例示的なＧＵＩは、ＦＳ－ＦＢＩにおける収縮期及び拡張期のシーケンスに対する独立のセットとして、少なくとも２つの異なるシーケンスパラメータを許容する。例えば、２つのパラメータは、拡張期スキャンにおけるフロー補償及び収縮期スキャンにおけるフロースポイリングである。収縮期及び拡張期シーケンスにおけるフロースポイリングの異なる量は、収縮期及び拡張期のスキャンにおける異なる読み出し傾斜磁場の値や、異なるリフォーカシングアングルに関連する（例えば、収縮期スキャン用の比較的低いリフォーカシングアングル（例えば、１２０°－１４０°）、及び、拡張期スキャン用の比較的高いリフォーカシングアングル（例えば、１６０°－１８０°）のように）。
　例えば、収縮期及び拡張期スキャン用の２つのシーケンスパラメータは、関心領域において最適化される。例えば、腸骨領域では、ＲＯ＝－１０％、０％（拡張期、収縮期）となるように、大腿部では、ＲＯ＝０％、＋１０％（拡張期、収縮期）となるように、腓骨では、ＲＯ＝０％、＋２０％（拡張期、収縮期）となるように決定される。また、リフォーカシングアングルのバリエーションは、腸骨領域のリフォーカシングアングルは、１８０°、１５０°（拡張期、収縮期）、大腿部のリフォーカシングアングルは、１８０°、１４０°（拡張期、収縮期）、腓骨領域のリフォーカシングアングルは、１８０°、１３０°（拡張期、収縮期）である。また、例えば、腸骨領域では、ＲＯ＝０％、＋１０％（拡張期、収縮期）となるように、大腿部では、ＲＯ＝０％、＋１０％（拡張期、収縮期）となるように、下腿部は、ＲＯ＝０％、＋２０％（拡張期、収縮期）、腓骨では、ＲＯ＝０％、＋２５％（拡張期、収縮期）となるように決定される。また、リフォーカシングアングルのバリエーションは、腸骨領域のリフォーカシングアングルは、１７０°、１４０°（拡張期、収縮期）、大腿部や下腿部のリフォーカシングアングルは、１７０°、１３０°（拡張期、収縮期）、腓骨領域のリフォーカシングアングルは、１７０°、１２０°（拡張期、収縮期）である。
　自由に選択可能なパラメータは、例示的なＦＢＩのＧＵＩにおいて提供される。フロースポイリングコントロールは、収縮期及び拡張期の収集のそれぞれにおいて、傾斜磁場のフロースポイリングの量を独立にコントロールすること、及び、収縮期及び拡張期の収集のそれぞれにおいて、リフォーカシングアングルを独立にコントロールすることによって、達成される。
　図７Ａは、ＭＲＩシステムコントローラの表示画面上の例示的なオペレータコントロールＧＵＩを示す。７００では、オペレータは、ＦＳＥタイプのような、ＭＲＩシーケンスタイプの初期の選択を与えられる。しかしながら、オペレータは、ＦＳ－ＦＢＩプロセスで利用される収縮期及び拡張期のデータ収集シーケンスに対して、必要であれば、異なるＭＲＩシーケンスのタイプを選ぶことができる。
　次に、図７Ａに示すＧＵＩは、オペレータに、収縮期の収集サブシーケンス及び拡張期の収集サブシーケンスのそれぞれについて、ＲＯグラディエントフロースポイラーパルスの強度、及び、リフォーカシングアングルの大きさに関して、完全に独立した別々の選択を提供している。
　図７Ｂに示すように、拡張期の収集ウィンドウは、心電周期において、血圧及び流速が比較的低い期間に発生する。一方、収縮期の収集ウィンドウは、心電周期において、血圧及び流速が比較的高い期間に発生するようにトリガをかけられる。図７Ａの例では、オペレータが、収縮期及び拡張期のＭＲＩサブシーケンスのそれぞれについて、ＲＯグラディエントフロースポイラーパルスの強度、及び、リフォーカシングアングルの所望のパラメータ値を入れられるように、７０２、７０４、７０６、及び７０８でオプションが与えられる。
　必要であれば、ＧＵＩ表示画面は、７１０、７１２、７１４（等）で、グラディエントフロースポイラーパルスの強度、及び、リフォーカシングアングルについてプリセットされた初期値を有する、ＲＯＩのオペレータ選択を含む。図７Ａに示すように、表示された収縮期及び拡張期のパラメータ値は、腸骨用の初期値である。仮に大腿部のＲＯＩが選ばれると、オペレータには、異なる初期値が利用可能となる。同様に、腓骨領域についても、異なる初期値のセットが提供される。勿論、特定のＲＯＩが選ばれることによって初期値が最初に選択されたとしても、オペレータは、なお、必要であれば、７１６で、どの初期値についても独立に変更することができる。７１８では、オペレータは、収縮期及び／又は拡張期のサブシーケンス収集に対して独立に、位相エンコード方向のグラディエントフロースポイラーパルスのオプションを与えられている。７２０では、オペレータは、将来の利用のために、現在のパラメータ値を保存するためのオプションが与えられる（初期のファイル名か、特定のファイル名）。
　図８は、図７Ａに示される例示的なＧＵＩ表示画面を得るための、好適なコンピュータプログラムロジックコード構造を示す図解のフローチャートである。ＭＲＩシステムは、８００で、チューナブルＦＳ－ＦＢＩ（The　tunable　FS-FBI）ルーチンを開始し（即ち、当業者であれば分かるように、包括的なオペレーティングシステム若しくは同様のものから開始し）、８０２で、チューナブルＦＳ－ＦＢＩの制御画面のＧＵＩを表示する。ＭＲＩシステムは、８０４で、関心領域、及び／又は、ＭＲＩシーケンスの種別が選択されるまで待機する待機ループに入る。続いて、ＭＲＩシステムは、８０６で、フロースポイリングのパラメータ、及び／又は、リフォーカシングアングルのパラメータについて、オペレータによって、予定された初期値からの変更が望まれるか否かを判定する。変更が望まれる場合、ＭＲＩシステムは、８０８で、オペレータによって、パラメータ値、及び／又は、ＭＲＩシーケンスの種別に対する所望の変更が入力されるまで、待機ループに入る。これを完了すると、ＭＲＩシステムは、８１０で、追加的なＰＥ方向フロースポイリングが望まれるか否かを判定する。追加的なＰＥ方向フロースポイリングが望まれる場合、ＭＲＩシステムは、８１２で、オペレータによって、収縮期、及び／又は、拡張期におけるＰＥ方向の収集ウィンドウの変更が入力されるまで、待機ループに入る。これを完了すると、ＭＲＩシステムは、８１４で、フローチャートのメインパスに制御を戻す（勿論、ＰＥ方向フロースポイリングが望まれない場合にも、この処理に入る）。ここでは、ＭＲＩシステムは、オペレータによって、現在のパラメータ値の保存が望まれるか否かを判定する。望まれる場合、ＭＲＩシステムは、８１６で、オペレータによって、初期のファイル名が入力される代わりに所望のファイル名が入力されるまで待機する待機ループに入る。これを完了すると、ＭＲＩシステムは、８１８で、現在のパラメータ値を保存し、８２０で、再び、フローチャートのメインパスに制御を戻す（勿論、将来の利用の目的でオペレータによって現在のパラメータ値の保存が望まれない場合にも、この処理に入る）。
　ＭＲＩシステムは、８２０で、チューンされた、ＦＳ－ＦＢＩデータ収集シーケンス（即ち、収縮期及び拡張期におけるデータ収集ウィンドウのためのＭＲＩサブシーケンスを取り込んでいる）を実行する。このデータ収集シーケンスは、現に指定されたフロースポイリングのパラメータ値、及び、リフォーカスアングルのパラメータ値を用いる、選択された種別のものである（慣例に従い、もっとも、図７Ａに示すＧＵＩを介してオペレータによって入力された、調整されたパラメータの選択を用いて）。
　その後、ＭＲＩシステムは、８２２で、ＤＡ画像及びＢＡ画像の通常の再構成を行い、差分処理を実行する。そして、ＭＲＩシステムは、８２４で、結果としてのＦＢＩ画像を表示し、８２６で、制御は、呼び出しシステムに戻る。
　勿論、当業者であれば分かるように、ＭＲＩシステムコントローラは、ＦＳ－ＦＢＩの収集サブシーケンスの収縮期及び拡張期について、異なるフロースポイリングのパラメータ値、及び、リフォーカシングアングルのパラメータ値を用いるように、好適に同様にプログラミングされることができる。図７Ａに示す柔軟性のある制御入力のためのＧＵＩを用いる場合、用いない場合のいずれにおいても、適用される。例えば、異なるＦＳ－ＦＢＩの状況（例えば、患者のタイプ、ＲＯＩ、患者の年齢、患者の病状等）に応じて、異なる収縮期及び拡張期のフロースポイリングのパラメータ値、及び、リフォーカスアングルのパラメータ値が予め決定される。この決定は、コマンド入力によって、及び／又は、存在する状況を自動的に検出することによって、ＭＲＩシステムにより自動的に行われる。
　図９は、実施形態におけるＭＲＩデータ収集シーケンスを説明するための図である。図９においては、例えば大腿部のＭＲＡ画像を収集することを想定し、そのパラメータ値の一例として、ＲＯ方向に印加されるグラディエントフロースポイラーパルスの強度は、収縮期が「＋１０％」、拡張期が「０％」、リフォーカシングアングルは、収縮期が「１４０°」、拡張期が「１８０°」の例を説明する。
　例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、心電同期型のＦＳＥシーケンスを実行し、心位相のうち収縮期及び拡張期のそれぞれについて、ボリュームデータを収集する。図９に示すように、例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、収縮期サブシーケンスを実行し、被検体のＥＣＧ信号をトリガ信号とする１ＴＲ（Repetition　Time）に、１スライスエンコード分のエコーを収集する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、これを繰り返し、収縮期のボリュームデータを収集する。この収縮期サブシーケンスにおいて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、リフォーカシングアングルが「１４０°」、また、ＲＯ方向に印加されるグラディエントフロースポイラーパルスの強度が「＋１０％」となるように、各部を制御する。
　また、続いて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、拡張期サブシーケンスを実行し、同じくＥＣＧ信号をトリガ信号とする１ＴＲに１スライスエンコード分のエコーを収集する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、これを繰り返し、拡張期のボリュームデータを収集する。この拡張期サブシーケンスにおいて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、リフォーカシングアングルが「１８０°」、また、ＲＯ方向に印加されるグラディエントフロースポイラーパルスの強度が「０％」となるように、各部を制御する。
　なお、図９においては、収縮期サブシーケンスと、拡張期サブシーケンスとが、この順で、待ち時間なしに連続的に実行される例を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、拡張期サブシーケンスを実行した後、収縮期サブシーケンスが待ち時間なしに連続して実行されてもよいし、あるいは、収縮期サブシーケンスと、拡張期サブシーケンスとが、別々に実行されてもよい。
　従来、読み出しフロースポイラー傾斜磁場は、流速の関数として変更されていたが、収縮期及び拡張期の収集ウィンドウについては、同一の強度のフロースポイラー傾斜磁場が用いられていた。ここで、改良されたＧＵＩでは、オペレータは、拡張期及び収縮期の収集ウィンドウにおいて、異なる強度の読み出しフロースポイラー傾斜磁場を用いる。例えば、拡張期の収集ウィンドウにおいて、読み出しフロースポイラーは、効果的な変更を受けず、一方で、収縮期の収集ウィンドウにおいては、２０％増の値とされる。
　従来の技術では、異なる患者に対しては、異なるリフォーカシングアングル、及び、異なる強度の読み出しフロースポイラーを用いることがあった。リフォーカシングアングル及び読み出しフロースポイラーの強度が独立にコントロールされる、同じＦＳ－ＦＢＩ収集スキャン（収縮期及び拡張期のサブ収集ウィンドウを本質的に含む）内では、収縮期及び拡張期の収集の両方について、同一の読み出しフロースポイラーのパラメータ値及びリフォーカスアングルのパラメータ値が要求されていた。しかしながら、いまや、オペレータは、収縮期のサブ収集について１２０°のリフォーカシングアングルを選択し、拡張期のサブ収集について１６０°のリフォーカシングアングルを選択することができる。端的に言えば、この改良されたオペレータコントロールＧＵＩは、単一のＦＳ－ＦＢＩデータ収集シーケンス内の収縮期及び拡張期のサブ収集ウィンドウに、異なる読み出しフロースポイラー及びリフォーカシングアングルの値が用いられることを許容する。
　端的に言えば、オペレータは、収縮期画像と拡張期画像との間の信号の差を最大にするように、単一のＦＳ－ＦＢＩシーケンスの中でサブ収集のパラメータを異なるように調節することについて自由である。
　ひとつの実施形態では、部分的なフロー補償（例えば、ＲＯスポイラー＝－１０％）若しくはノンスポイラー（例えば、ＲＯスポイラー＝０％）を提供する読み出し傾斜磁場が、他のシチュエーションにおいてはフロースポイリング（例えば、ＲＯスポイラー＝＋１０％）を伴う拡張期ウィンドウ用に利用されてもよい。例えば、腸骨のように流れが速いところでは、拡張期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝＋１０％、収縮期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝０％を利用することができる。大腿部領域では、拡張期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝０％、収縮期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝＋１０％を利用することができる。腓骨領域では、拡張期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝＋１０％、収縮期ウィンドウ間にはＲＯスポイラー＝＋２０％を利用することができる。
　典型的には、ＦＳＥ　ＭＲＩシーケンスが、ＦＳ－ＦＢＩに用いられるが、他のＭＲＩデータ収集シーケンスも、ＦＳ－ＦＢＩ収集シーケンス全体における収縮期及び拡張期のサブシーケンスについては、利用可能である。勿論、単一のＦＳ－ＦＢＩ収集シーケンスの中における収縮期及び拡張期のサブシーケンス両方については、同じタイプのＭＲＩシーケンスが利用される。例えば、ｂＳＳＦＰ、ＥＰＩ等、他のタイプのＭＲＩシーケンスが利用可能である。いずれにしても、これらの異なるＭＲＩシーケンスの制御パラメータは、異なるかもしれないし、ＲＦ励起パルスや、ＲＦリフォーカシングパルス、ＲＯグラディエントフロースポイラーパルス等のＦＳＥ　ＭＲＩデータ収集シーケンスのパラメータについて、似ているかもしれない。当業者であればわかるように、その場合には、図７Ａに示す例示的なＧＵＩは、利用されるＭＲＩデータ収集シーケンスとして選ばれたタイプそれぞれに適合する、収縮期及び拡張期のサブシーケンス用に適応する独立のパラメータ選択を含むように、変更される。
　例示的な実施形態は、収縮期及び拡張期画像のそれぞれについて、ＶＦＡ（Variable　Flip　Angle）技術を利用するように、及び／又は、ＶＦＡの異なるスイープパターン（sweep　pattern）を利用するように、変更することができる。例えば、拡張期のトリガが用いられると、一定のリフォーカシングフリップアングルが望ましいが、一方で、収縮期のトリガでは、ＶＦＡ技術が望ましい。一定のフリップアングルが、良い明るい血液の拡張期画像を与える一方で、ＶＦＡは、収縮期画像において、フロースポイリング効果を促進させることが期待される。
　当業者であればわかるように、グラディエントフロースポイラーパルスは、例示的なＦＢＩの実施形態の一部であり、全てのＦＢＩの実施に必要なものではない。
　また、上述した実施形態においては、収縮期に収集されたエコー信号から生成された収縮期画像と、拡張期に収集されたエコー信号から生成された拡張期画像とを差分する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。ＭＲＩシステムは、第１心位相のエコー信号を収集する第１スキャン及び第２心位相のエコー信号を収集する第２スキャンを実行してもよい。また、この場合、ＭＲＩシステムは、第１心位相の画像及び第２心位相の画像を生成し、これらを差分してもよい。
　例えば、シーケンス制御部は、被検体の心周期のうちの所望の区間について、トリガ信号からの遅延時間を変えながら収集を繰り返すことによって、複数の心位相に対応するエコー信号を収集する。例えば、シーケンス制御部は、第１心位相用のサブシーケンス、第２心位相用のサブシーケンス等、心位相の異なるサブシーケンスを、待ち時間なしに連続して実行するか、あるいは、別々に実行する。この所望の区間は、例えば収縮期から拡張期へと移行する期間等の任意の期間でよく、収縮期や拡張期に限られない。
　このとき、シーケンス制御部は、異なる心位相に対応する収集それぞれにおいて、フロップ角を異ならせる。即ち、シーケンス制御部は、例えば、第１スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値が、第２スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値に比較して低くなるように、第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。その他、上述した実施形態と同様、ＭＲＩシステムは、異なる心位相に対応する収集それぞれにおいて、ＲＯグラディエントフロースポイラーの強度を変更してもよいし、更に、ＰＥグラディエントフロースポイラーを印加してもよい。
　なお、例えば、画像生成部は、複数の心位相に対応する画像をそれぞれ生成し、これらの画像を差分することで、流体の画像を生成する。この場合、例えば、画像生成部は、複数の心位相の画像のうち、基準となる心位相の画像を特定し、各心位相の画像から、この基準となる心位相の画像をそれぞれ差分してもよい。これらの画像が動画表示されることによって、流体の動態を観察することができる。
　なお、フロップ角の組合せのパターンには、少なくとも、以下のものがある。例えば、シーケンス制御部が、第１スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ低フロップ角で印加し、第２スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加するパターンである。再収束パルスを一定の値で印加する手法を、ＣＦＡ（Constant　Flop　Angle）等とも称する。
　また、例えば、シーケンス制御部が、第１スキャン及び第２スキャンのそれぞれにおいて再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、且つ、第１スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンと、第２スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンとを異ならせるパターンである。再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加する手法を、ＶＦＡ（Variable　Flop　Angle）等とも称する。
　また、例えば、シーケンス制御部が、第１スキャンの実行中は、再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、第２スキャンの実行中は、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加するパターンである。なお、いずれのパターンにおいても、第１スキャンと第２スキャンとの順序や、連続して実行するか、別々に実行するかは、適宜変更可能である。
　上述してきたように、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、シーケンス制御部（例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０）と、画像生成部（例えば、ＭＲＩデータ処理部４２）とを備える。シーケンス制御部は、励起パルスの印加によって被検体の原子核スピンを励起し、続く再収束パルスの印加によって複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスを用いて、第１心位相のエコー信号を収集する第１スキャン及び第２心位相のエコー信号を収集する第２スキャンを実行する。画像生成部は、エコー信号に基づき、被検体内の流体の画像を生成する。ここで、シーケンス制御部は、第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、第１スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値が、第２スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値に比較して低くなるように、第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、第１スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ低フロップ角で印加し、第２スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加する。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、第１スキャン及び第２スキャンのそれぞれにおいて再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、且つ、第１スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンと、第２スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンとを異ならせる。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、第１スキャンの実行中は、再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、第２スキャンの実行中は、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加する。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、第１心位相及び第２心位相における流体の流速の違いに応じて、第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせる。
　また、ある実施形態に係る画像生成部は、第１スキャンによって収集されたエコー信号から得られた第１画像と、第２スキャンによって収集されたエコー信号から得られた第２画像とを生成し、第１画像と第２画像との差分画像を生成する。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、更に、第１スキャンのリードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度と、リードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度とを異ならせる。
　また、ある実施形態に係るシーケンス制御部は、更に、リードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度に比較して小さい強度により、位相エンコード方向のグラディエントフロースポイラーパルスを印加する。
　また、ある実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、表示制御部（例えば、ＭＲＩデータ処理部４２）を更に備える。表示制御部は、第１スキャンの再収束パルスのフロップ角の設定と、第２スキャンの再収束パルスのフロップ角の設定とを、別々に入力可能なＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示する。
　また、ある実施形態に係る表示制御部は、関心領域の指定を受け付け可能なＧＵＩを表示し、関心領域の指定を受け付けると、該関心領域に対応するフロップ角の初期値を表示する。
　以上述べた少なくともひとつの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、することができる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (11)

  1. 　励起パルスの印加によって被検体の原子核スピンを励起し、続く再収束パルスの印加によって複数のエコー信号を連続的に発生させるパルスシーケンスを用いて、第１心位相のエコー信号を収集する第１スキャン及び第２心位相のエコー信号を収集する第２スキャンを実行するシーケンス制御部と、
    　前記エコー信号に基づき、前記被検体内の流体の画像を生成する画像生成部とを備え、
    　前記シーケンス制御部は、
    　前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記シーケンス制御部は、前記第１スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値が、前記第２スキャンによって収集されたエコー信号から得られる流体の信号値に比較して低くなるように、前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記シーケンス制御部は、前記第１スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ低フロップ角で印加し、前記第２スキャンにおいて、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加することを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記シーケンス制御部は、前記第１スキャン及び前記第２スキャンのそれぞれにおいて再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、且つ、前記第１スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンと、前記第２スキャンの実行中にフロップ角を変化させるスイープパターンとを異ならせることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記シーケンス制御部は、前記第１スキャンの実行中は、再収束パルスのフロップ角を変化させながら印加し、前記第２スキャンの実行中は、再収束パルスを、一定の値且つ高フロップ角で印加することを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記シーケンス制御部は、前記第１心位相及び前記第２心位相における前記流体の流速の違いに応じて、前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角とを異ならせることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記画像生成部は、前記第１スキャンによって収集されたエコー信号から得られた第１画像と、前記第２スキャンによって収集されたエコー信号から得られた第２画像とを生成し、前記第１画像と前記第２画像との差分画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記シーケンス制御部は、更に、前記第１スキャンのリードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度と、前記リードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度とを異ならせることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記シーケンス制御部は、更に、リードアウト方向のグラディエントフロースポイラーパルスの強度に比較して小さい強度により、位相エンコード方向のグラディエントフロースポイラーパルスを印加することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　前記第１スキャンの再収束パルスのフロップ角の設定と、前記第２スキャンの再収束パルスのフロップ角の設定とを、別々に入力可能なＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示する表示制御部を更に備えたことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　前記表示制御部は、関心領域の指定を受け付け可能なＧＵＩを表示し、関心領域の指定を受け付けると、該関心領域に対応する前記フロップ角の初期値を表示することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
PCT/JP2013/056367 2012-03-08 2013-03-07 磁気共鳴イメージング装置 WO2013133391A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/415,188 US9414765B2 (en) 2012-03-08 2012-03-08 Fresh blood imaging (FBI) with independently controlled MRI data acquisition parameters for diastolic and systolic MRI acquisition sub-sequences
US13/415,188 2012-03-08

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013133391A1 true WO2013133391A1 (ja) 2013-09-12

Family

ID=49113524

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/056367 WO2013133391A1 (ja) 2012-03-08 2013-03-07 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US9414765B2 (ja)
JP (1) JP6154161B2 (ja)
WO (1) WO2013133391A1 (ja)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8855392B2 (en) * 2009-08-12 2014-10-07 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and synchronous measurement method
US9983286B2 (en) * 2014-06-23 2018-05-29 Toshiba Medical Systems Corporation SAR reduction in fast advanced spin echo (FASE) or single-shot fast spin echo (SS-FSE) imaging
JP6517031B2 (ja) * 2015-02-05 2019-05-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001061812A (ja) * 1999-08-31 2001-03-13 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2007111513A (ja) * 2005-09-22 2007-05-10 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP2011143241A (ja) * 2009-12-18 2011-07-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
WO2011090089A1 (ja) * 2010-01-22 2011-07-28 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像撮像方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4891594A (en) * 1988-08-19 1990-01-02 Resonex, Inc. Method of optimizing flip angles in MRI for unequal delay times
US6043655A (en) * 1997-01-09 2000-03-28 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging utilizing the time of flight effect
US6801800B2 (en) 1999-11-29 2004-10-05 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using ECG-prep scan
US9700220B2 (en) * 2006-04-25 2017-07-11 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5269342B2 (ja) * 2006-04-25 2013-08-21 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP5361234B2 (ja) * 2007-04-25 2013-12-04 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US8334691B2 (en) * 2009-11-19 2012-12-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Ultra fast magnetic resonance imaging method and apparatus for non-contrast agent MR angiography using electrocardiograph or pulse triggered half fourier turbo spin echo-based acquisition with variable flip angle evolution and high resolution
US8818491B2 (en) * 2010-04-22 2014-08-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for non-contrast enhanced MR anatomical imaging
US8760161B2 (en) * 2011-02-21 2014-06-24 General Electric Company System and method for enhanced contrast MR imaging

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001061812A (ja) * 1999-08-31 2001-03-13 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2007111513A (ja) * 2005-09-22 2007-05-10 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP2011143241A (ja) * 2009-12-18 2011-07-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
WO2011090089A1 (ja) * 2010-01-22 2011-07-28 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像撮像方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20130234707A1 (en) 2013-09-12
US9414765B2 (en) 2016-08-16
JP2013184063A (ja) 2013-09-19
JP6154161B2 (ja) 2017-06-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10058257B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP6656826B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6073570B2 (ja) 磁気共鳴イメージングシステム及び方法
JP5575722B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US20080081987A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus
JP5269342B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
WO2012067123A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
JP2010063871A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN104814737B (zh) 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
JP6625353B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2012050169A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
US8760161B2 (en) System and method for enhanced contrast MR imaging
WO2012102338A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及びそれを用いた血管撮像方法
JP6154161B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
EP2572638A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US9151815B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US10684343B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2007111513A (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP5689595B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13758251

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13758251

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP