JP2001276016A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】造影MRA計測において撮像タイミングのずれに
よる影響を低減しつつ、血管全体を高コントラストに描
出する。また、選択的に動脈像の描出を可能とする。 【解決手段】スライスエンコード数及び位相エンコード
数で規定されるｋ空間の各格子点に配置される計測点
を、原点を共有し、互いに複素共役関係にある２つの群
に分割し、順次計測する。目的血管の造影剤濃度が高く
なり始めた時点で第１群の計測を開始し、ここでは原点
からの距離が漸次的に近づくように計測点を高周波成分
から低周波成分に向かってサンプリング制御して濃度が
ピークとなる時点で原点近傍を計測し、第２群では逆に
その距離が漸次的に離れていくようにサンプル点を低周
波成分から高周波成分に向かってサンプリング制御す
る。これによって低周波成分を計測するときが造影剤濃
度ピークとなるようにする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴（以
下、NMRという）現象を利用して被検体の所望部位の断
層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に関し、特に血
管系の走行を描出する際に必要最小限の時間で、所望の
描出範囲と画質を確保することの可能な磁気共鳴イメー
ジング装置（以下、MRI装置という）に関するものであ
る。

【０００２】

【従来の技術】MRI装置は、NMR現象を利用して被検体中
の所望の検査部位における原子核スピン(以下単にスピ
ンと称す)の密度分布、緩和時間分布等を計測して、そ
の計測データから被検体の任意の断面を画像表示するも
のである。

【０００３】このMRI装置の撮像機能に、血流を描画す
る MRアンジオグラフィ(以下、MRAと略す)があり、MRA
には造影剤を使用しない方法と造影剤を使用する方法が
ある。造影剤を用いる方法としてはGd-DTPAなどのT1短
縮型の造影剤とグラジェントエコー系の短いTRのシーケ
ンスを組み合わせる方法が一般的である。この方法で
は、T1短縮型の造影剤を含む血流スピンが周囲組織より
短いT1を有しているために、高周波磁場による励起を短
い繰り返し時間TRで受けた場合に飽和が起こりにくく相
対的に他の組織より高信号を発することを利用し、造影
剤を含む血液に満たされた血管を他組織に対し高コント
ラストで描出するものである。造影剤が目的とする血管
内にとどまっている間に血管を含むVolumeのデータ(具
体的には三次元)の計測を行ない、得られた三次元画像
を重ね合わせて投影処理を行うことにより、血流を描画
する。ここで一般的には広範囲で高分解能の情報を得る
ために、三次元グラディエントエコー法を基本とするシ
ーケンスが用いられる。

【０００４】このような三次元造影MRAにおいて良好な
画像を得るためには、(1)造影剤の注入法、(2)撮像時間
およびタイミングが重要である。(1)については、造影
剤を撮像対象とする血管内に安定して高濃度を維持する
ように注入しなければならない。このため通常は自動注
入器を使用した急速注入が一般的に用いられる。

【０００５】(2)については、例えば動脈のみを分離し
選択的に撮像するためには、データ収集時に動脈におけ
る造影剤の濃度が高くなるように撮像タイミングを設定
する必要がある。特に画像のコントラストを支配してい
るk空間の中心部分(低周波領域)において造影剤濃度が
ピークに達するのが理想であり、使用するパルスシーケ
ンスのデータ収集法に応じてタイミングを設定する。

【０００６】データ収集法には、主にｋ空間の高周波側
一端から低周波領域を経て高周波側他端まで計測するシ
ーケンシャルオーダー（Sequential Order）と、ｋ空間
の低周波領域から交互に高周波両端に向かって計測する
セントリックオーダー（Centric Order）があり、一般
的にはセントリックオーダーが用いられている。三次元
計測のセントリックオーダーでは、位相エンコードルー
プ、スライスエンコードループを一方を外側、他方を内
側のループとし、そのどちらかあるいは両方をセントリ
ックオーダーで制御している。

【０００７】しかしながら、この場合のセントリックオ
ーダーは、図１（ｂ）に示すようにk空間上の原点から
計測点（サンプリング点）の距離が変動し真のセントリ
ックオーダーではないため、体動の影響を受けやすく、
また動静脈の分離が不十分の場合があった。

【０００８】このような問題を解決する方法として ky-
kz空間において相対FOVをも考慮し、信号計測が進むに
従いk空間上の原点からの距離が徐々に離れていくよう
に制御するエリプティカルセントリックオーダリング
（Elliptical Centric Ordering）が提案されている
（図１（ｃ））（"Performance of an Ellipitical Cen
tric View Order for Signal Enhancement and Motion
Artifact Suppression in Breath-hold Three-Dimensio
nal Gradient Echo Imaging. Alan，et al. Magnetic R
esonance in Medicine 38:793-802,1997"）。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】このデータ収集法で
は、撮像時間の初めに画像のコントラストを決定する低
周波データを計測するので、目的とする血管の造影剤濃
度が増加したときに撮像を開始することにより選択的に
動静脈像を得ることが可能となった。

【００１０】しかしながら上述したセントリックオーダ
ーやエリプティカルセントリックオーダリングでは、画
像のコントラストを早期に決定でき選択的に動脈像を得
るのに有効であるものの、至適撮像タイミングがずれた
場合、造影剤濃度が薄い時間帯のときにのみ低周波情報
を取得してしまうために画質が劣化しやすいという問題
がある。特に計測開始が早すぎた場合、低周波領域のデ
ータは血管内が極めて低信号である時間帯にサンプリン
グされることになり、一方、高周波領域のデータは血管
内が高信号である時間帯にサンプリングされるため、直
流成分のないリンギングアーチファクトを発生させるこ
とになる。

【００１１】これに対しシーケンシャルオーダーでは計
測タイミングが少々ずれても画像に顕著なアーチファク
トが現れにくく安定した画像が取得できるが、前述のセ
ントリックオーダーと同様に被検体の体動に弱く、動静
脈分離も十分に行われないという問題があった。

【００１２】そこで本発明は、至適撮像タイミングのず
れによる画質への影響を軽減しつつ、短時間に目的とす
る血管全体を高コントラストで描出することができるMR
I装置を提供することを目的とする。また体動の影響を
受け難く、MRAにおいて動脈と静脈を分離して描出する
ことの可能なMRI装置を提供することを目的とする。さ
らに本発明はMRAに好適なデータ収集法を提供すること
を目的とする。

【００１３】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明においては、ky-kz空間の計測点を互いに複
素共役の関係にある２つの群に分けて計測し、最初に計
測する第１の群では原点から所定の距離の計測点を始点
とし原点からの距離が漸次減少するように原点に向かっ
て計測し、その後計測する第２の群では逆に原点から計
測点までの距離が漸次的に増加するデータ収集法を採用
する。

【００１４】即ち、本発明のMRI装置は、被検体の置か
れる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空
間にスライス方向、位相エンコード方向及び読み出し方
向の各傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検
体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために
高周波磁場を照射する送信系と、前記核磁気共鳴により
放出されるエコー信号を検出する受信系と、前記傾斜磁
場発生手段、送信系および受信系を制御する制御系と、
受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を
行なう信号処理系と、得られた画像を表示する手段とを
備え、前記制御系は、スライスエンコード及び位相エン
コードを付与する三次元シーケンスを実行し、この際、
スライスエンコード数および位相エンコード数で規定さ
れるｋ空間の計測点を、原点を共有し、互いに複素共役
の関係にある第１及び第２の群に分割し、第１の群では
原点から計測点までの距離が計測順に漸減し、第２の群
では原点から計測点までの距離が計測順に漸増するよう
に前記スライス方向および位相エンコード方向の傾斜磁
場発生手段を制御する。

【００１５】計測点を２つの群に分割する場合、隣り合
う計測点は異なる群に属するように分割することが好ま
しい。尚、２つの群の計測点が互いに複素共役の関係に
あるという条件を満たすためには、原点の近傍において
一部隣り合う計測点が同一の群に属する必要がある。従
って本明細書において「隣り合う計測点は異なる群に属
するように分割する」とは、複素共役の関係にあるとい
う条件を満たし、且つ隣り合う計測点が異なる群に属す
るという条件が最大限満たされている状態をいう。

【００１６】本発明の三次元画像データ収集法は、被検
体の所定の領域を選択して励起し、少なくとも二方向に
エンコードする傾斜磁場を印加し、前記領域から生じる
エコー信号を計測するステップを前記傾斜磁場の強度を
変えながら複数回繰り返し、三次元画像データを収集す
るデータ収集方法において、前記二方向のエンコード傾
斜磁場強度で規定される計測空間の計測点を、原点を共
有し、互いに複素共役の関係で且つ隣り合う計測点は異
なる群に属するように第１及び第２の群に分割し、第１
及び第２の群について順次計測を行い、その際、最初に
計測される第１の群では、前記計測空間の原点から計測
点までの距離が計測順に漸減するように計測し、後で計
測される第２の群では前記計測空間の原点から計測点ま
での距離が計測順に漸増するように計測する。

【００１７】本発明のデータ収集方法によれば、図１
（a）に示すように原点からの距離変動のない計測を行
うことができ、最も低周波成分を計測する時点と目的と
する血管の信号強度が造影剤によってピークとなる時点
とを一致させることにより、目的血管を高コントラスト
で描出することができる。また低周波成分を計測する時
点と信号強度のピークに多少のずれがあっても、確実に
低周波成分を計測することができ、画像の劣化がない。
尚、図１（b）〜（d）に従来のセントリックオーダー、
エリプティカルセントリックオーダー、シーケンシャル
オーダーにおけるｋ空間原点からの距離変化を示す。

【００１８】本発明のデータ収集法の好適な態様によれ
ば、第１の群では、全計測点のうち、一部の計測点のみ
を計測し、第２の群では全計測点を計測することを特徴
とする。２つの群は複素共役の関係にあるので、一方の
群は一部の計測点を計測しなくても、計測しなかったデ
ータを他の群の計測データから推定することができる。
これにより一方の群の計測時間を短縮することができ
る。特に造影剤濃度が増加してピークまでの間に第１群
の計測を行う場合に、信号強度が低い不要なデータの計
測をなくすことができ、良好な画像を得ることができ
る。

【００１９】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例について添
付図面を参照して説明する。図２は本発明によるＭＲＩ
装置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の断層像を得るもの
で、静磁場発生磁石2と、磁場勾配発生系3と、シーケン
サ4と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、中央処
理装置(CPU)8とを備えている。

【００２０】静磁場発生磁石2は、被検体1の周りにその
体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発
生させるもので、被検体1の周りのある広がりをもった
空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方
式の磁場発生手段が配置されている。

【００２１】磁場勾配発生系3は、X,Y,Zの三軸方向に巻
かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル
を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシーケン
サ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源10を駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁
場Gx,Gy,Gzを被検体1に印加するようになっている。こ
の傾斜磁場の加え方により被検体1の特定のスライス又
はスラブを選択的に励起することができ、また計測空間
（ｋ空間）における計測点（サンプリング点）の位置、
計測順序を規定することができる。

【００２２】シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被
検体1の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、磁
場勾配発生系3、送信系5及び受信系6に送るようになっ
ている。シーケンサ４が制御する磁場勾配発生系3、送
信系5及び受信系6の動作タイミングはパルスシーケンス
と呼ばれ、ここではパルスシーケンスの一つとして三次
元血流撮像のためのシーケンスが採用される。シーケン
サ４の制御については後に詳述する。

【００２３】送信系5は、シーケンサ4から送り出される
高周波パルスにより被検体1の生体組織を構成する原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を
照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増
幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波
発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ４の
命令にしたがって変調器12で振幅変調し、この振幅変調
された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被
検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給する
ことにより、電磁波が被検体1に照射されるようになっ
ている。

【００２４】受信系6は、被検体1の生体組織の原子核の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検
出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と
直交位相検波器16とA/D変換器17とから成る。上記送信
側の高周波コイル14aから照射された電磁波による被検
体1の応答の電磁波(NMR信号)は被検体1に近接して配置
された高周波コイル14bで検出される。検出されたエコ
ー信号は、増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D
変換器17に入力されディジタル量に変換され、さらにシ
ーケンサ4からの命令によるタイミングで直交位相検波
器16によりサンプリングされた二系列の収集データとさ
れ、信号処理系7に送られる。

【００２５】信号処理系7は、CPU8と、磁気ディスク18
及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のディスプレ
イ20とから成り、CPU8でフーリエ変換、補正係数計算像
再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるい
は複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像
化してディスプレイ20に断層像として表示するようにな
っている。なお、図２において、送信側及び受信側の高
周波コイル14a、14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周
りの空間に配置された静磁場発生磁石2の磁場空間内に
設置されている。

【００２６】次に本発明のMRI装置における血流撮像機
能について説明する。既に述べたようにシーケンス４
は、所定のパルスシーケンス、ここでは三次元MRAシー
ケンス、に従い磁場勾配発生系3、送信系5及び受信系6
の動作タイミングを制御する。このパルスシーケンスは
CPU8に備えられたメモリに予めプログラムとして組み込
まれており、他のパルスシーケンスと同様、使用者が撮
影の目的に応じて適宜選択することにより実行すること
ができる。即ち、CPU8の入力装置を介して造影剤を用い
たMRAが選択されると、シーケンス４はCPU8によって制
御され、三次元MRAシーケンスを実行する。

【００２７】このパルスシーケンスは、例えば図３に示
すように、グラディエントエコー法を基本とするシーケ
ンスで、三次元MRAシーケンスに一般的なものである。
即ち、領域選択傾斜磁場Gsと同時に高周波磁場パルスRF
を印加して目的血管を含む領域（スラブ）を励起した
後、スライス方向の傾斜磁場パルスGe1および位相エン
コード方向の傾斜磁場パルスGe2を印加し、次いで読み
出し傾斜磁場Gr印加するとともにその極性を反転させて
エコー信号を計測する。高周波磁場パルスRFからエコー
信号計測までをスライス方向の傾斜磁場Ge1および位相
エンコード方向の傾斜磁場Ge2の磁場強度を変えなが
ら、所定の繰り返し時間TRで繰り返し、三次元データを
得る。

【００２８】スライス方向および位相エンコード方向の
エンコード数は両方向の画像分解能を決めるもので、計
測時間等を考慮して予め設定されている。例えば位相エ
ンコード方向のエンコード数は128、256など、スライス
方向は10〜30などに設定されている。またこのスライス
方向および位相エンコード方向のエンコード数によって
ｋ空間（ｋｙ−ｋｚ）が規定される。即ち図３のシーケ
ンスにおいて、スライス方向の傾斜磁場強度のある値Ge
1(Gz)と位相エンコード方向の傾斜磁場強度のある値Ge2
(Gy)のときに計測された信号は、Gz、Gyに対応するｋ空
間の格子点、（ky,kz）に配置されることになる。

【００２９】例えば図３に示す三次元MRAシーケンス自
体はMRAにおいて一般的なものであるが、本実施例が採
用するこのシーケンスでは、データ収集法が従来のセン
トリックオーダー或いはエリプティカルセントリックオ
ーダリングとは異なる。

【００３０】この方法では、ky-kz空間（以下、単にｋ
空間という）の格子点、即ち計測点を２つの群に分割
し、これら２つの群を順次計測する。計測点を２つの群
に分割する場合、１）２つの群は原点を共有し、２つの
群に属する計測点が互いに複素共役の関係にあること、
２）ｋ空間において隣接する計測点が異なる群に属する
ことが必要である。

【００３１】図４に上述のデータ収集法の単純化した一
例として、スライスエンコード数が８、位相エンコード
数が８である８＊８マトリックスのｋ空間を示す。この
マトリクスには64の格子点（計測点）が存在し、これら
格子点は図中、左側に示す第１群と右側に示す第２群に
分割されている。これら２つの群に属する格子点は互い
に複素共役の関係にあり、隣接する格子点は異なる群に
属する。但し、複素共役の関係を満たすために、原点の
近傍においては、隣接する格子点は一つの群に属するこ
とになる。

【００３２】これら２つの群のうち最初に計測する第１
の群では、k空間上の原点0からの距離が大きい点から計
測を開始し、その後漸次原点0に近づくようにサンプリ
ング点を高周波成分から低周波成分に向かってサンプリ
ング制御する。また第２の群では、逆に原点０或いはそ
の近傍から、原点０からの距離が漸次離れていくように
サンプリング点を低周波成分から高周波成分に向かって
サンプリング制御する。

【００３３】図中、丸で囲まれた数字はデータ収集順序
を示す。同じ数字の計測点には序列がなく、それらのう
ちのいずれから計測してもよいことを示している。最初
に計測を開始する第１群では原点（番号33が付された格
子点）から最も遠い格子点（番号1）、即ち最も高周波
成分から計測を開始し、次に番号2の格子点、番号3の格
子点というように順次原点まで計測を行う。続いて第２
群の計測を行い、ここでは原点に最も近い格子点（番号
34）、即ち低周波成分から計測を開始し、順次原点から
離れる順序で計測を行う。

【００３４】次にこのようなデータ収集法を採用した上
記MRI装置による造影MRAの一実施例を図５を参照して説
明する。まず被検体を静磁場磁石内の計測空間に配置
し、目的とする血管を含む撮像領域を決定し、タイミン
グ撮像を行なう。タイミング撮像はテストインジェクシ
ョン法によって行なう。この方法では、少量の造影剤
(約1〜2ml)をテスト注入して、図５に示すように、対象
部位における時間―信号曲線を得、そこから造影剤の到
達時刻（信号強度がピークとなる時刻）t1を計測し、こ
の結果を基にして本撮像を行なうタイミングを決定する
方法である。タイミング撮像の方法としては、このテス
トインジェクション法の他に、造影剤の到達に関してモ
ニタ領域内で特定の部位にROIを設定し、同部位の信号
変化を捉え、設定した閾値を超えた時点で自動的に撮像
が始まる方法やフルオロスコピーと呼ばれる短時間撮
像、表示の繰り返しによって目的とする血管をリアルタ
イムで観察し適切な信号上昇がえられた時点で撮像を開
始する方法があり、これらの方法を採用することも可能
であるが、テストインジェクション法は造影剤を本撮像
に先行して使用することにより、正確にタイミングを測
定することができるので好適である。

【００３５】タイミング撮像の後、図５（ｂ）に示すよ
うに本撮像を行なう。本撮像は造影剤注入後の撮像のみ
を行ってもよいが、好適には造影剤注入前と造影注入後
の画像を撮像する。造影前と造影後の撮像は、同一条件
で同一スライスまたはスラブ位置について連続的に行な
う。撮像シーケンスは図３に示すような短TRの三次元グ
ラディエントエコー法を基本とするシーケンスである。
この場合、血流を撮像対象としているので、流れによる
ディフェイズをリフェイズするための傾斜磁場即ちグラ
ディエントモーメントヌリング(Gradient Moment Nulli
ng)を付加してもよいが、これは必須ではなく、TR/TE短
縮のためにはむしろ単純なグラディエントエコーとする
のが好ましい。

【００３６】パルスシーケンスの繰り返し時間TRおよび
マトリクスサイズ（スライスエンコード数及び位相エン
コード数）並びに加算数が決まると撮像時間Ｔが決まる
ので、上記タイミング撮像で得られた目的とする血管の
造影剤到達時刻t1を基に、目的とする血管に造影剤が到
達した時にky-kz空間の低周波領域のデータ計測が行わ
れるように、撮像開始時刻t2（造影剤を注入してから撮
像を開始するまでの時間）を設定する。撮像はまず第１
群の計測を開始し、続いて第２群の計測を行なう。この
場合、シーケンサ４は先に計測する第１群ではスライス
方向傾斜磁場パルスと位相エンコード方向の傾斜磁場パ
ルスをともに高周波成分から低周波成分を順に計測する
ように制御し、またその後に計測する第２群では低周波
成分から高周波成分の順に計測するように制御する。こ
うして造影後の三次元画像データを得る。

【００３７】これと同じ手順で造影前についても三次元
画像データを得ておけば、これらの差分を取ることによ
り、血管のみの三次元データを得ることができる。差分
処理は、例えば三次元内のスライス位置の一致するスラ
イス間でそれぞれ複素差分することにより行う。差分は
絶対値の差分でもよい。このように造影前後の画像間で
差分処理を行なって血管以外の組織を除去する方法は3D
MR-DSA(Digital Subtraction Angiography)と呼ばれ公
知の手法であり、本発明において必須ではないが、特に
血管以外の組織とのコントラストを十分に得られにくい
細い血管の描出に好適である。

【００３８】さらに差分処理後の三次元データを、冠状
断、矢状断、軸横断等、任意の方向に投影することによ
り立体的に観察できる。投影の手法としては公知の最大
値投影法(Maximum Intensity Projection)等を採用する
ことができる。またボリュームレンダリングのような擬
似的三次元表示処理を行うことも可能であり、差分後の
データを使用してるため単純な全スライス積分処理を行
うことも可能である。

【００３９】このように本発明の造影MRAによれば、目
的とする血管に造影剤が到達し目的血管を流れる血液の
信号強度が最も高くなった時点でｋ空間の低周波成分を
計測することとなり、動脈の画像を高いコントラストで
描画できる。しかも図５に示すように造影剤到達時刻t1
を挟んで両側に低周波成分を計測する時間帯が存在する
ので、タイミング撮像と本撮像との間のわずかな条件の
違い等によって両者の造影剤到達時刻t1にずれが生じた
場合にも、画質の劣化が殆どない高品質の画像を得るこ
とができる。

【００４０】尚、以上の実施例では、データ収集法とし
ては第１群と第２群のいずれも群に属する全計測点を計
測する場合を説明したが、図５（ｃ）に示すように第１
群は所定の高周波成分の計測を省き、短時間で低周波成
分の計測を行うデータ収集法を採用してもよい。

【００４１】このようなデータ収集法の一例を図６に示
す。図６でも、スライスエンコード数が８、位相エンコ
ード数が８である８＊８マトリックスのｋ空間を例示し
た。この実施例でも図４に示す実施例と同様の条件でｋ
空間を２つの群に分割しているが、ここでは最初に計測
する第１群では所定の高周波成分の計測を行わず、低周
波成分のみを計測する。図示する実施例ではｋ空間の格
子点のうち低周波領域の４＊４マトリックスに存在する
格子点のみが計測される。まずこれら低周波領域の格子
点のうち原点（番号９の格子点）からの距離が一番遠い
格子点を始点とし、番号２の格子点、番号３の格子点の
順に、原点まで計測する。

【００４２】第２群では、図４に示す実施例と同様に原
点に隣接する格子点（番号10）から計測し、原点から離
れる順序で最高周波成分まで第２群に属する格子点全体
を計測する。

【００４３】この場合、第１群のうち計測されなかった
高周波領域のデータは、第１群と第２群の複素共役性に
基づき推定することができる。未計測データの推定方法
は、公知のハーフフーリエ再構成法に基づく方法を採用
することができる。図７はこれらの処理を模式的に示し
たものである。計測データをまず周波数エンコード方向
（ｋｘ方向）に一次元フーリエ変換し、三次元ハイブリ
ッド空間の実計測データを得る。この実計測データから
三次元推定データを得て、実計測データと推定データと
を合成することによりハイブリッド空間データを得る。
このハイブリッド空間データを二次元フーリエ変換する
ことにより三次元画像データを得る。

【００４４】これによりデータ点数を削減しても空間分
解能を劣化させることがない。この実施例でも、図４に
示すデータ収集法と同様に目的とする血管に造影剤が到
達し目的血管を流れる血液の信号強度が最も高くなった
時点でｋ空間の低周波成分を計測することとなり、動脈
の画像を高いコントラストで描画できる。

【００４５】また一般に図７に示すように造影剤注入
後、造影剤濃度（信号強度）は急激に上昇するので、最
も低周波成分を計測する時点を信号強度のピークに合わ
せ、かつ造影剤到達前の不要な信号の計測を避けるため
には、ピーク前の計測が短い本実施例が好適である。

【００４６】撮像法（データ収集法）の違いによる動静
脈分離の違いをシミュレーションした結果を図８及び図
９に示す。このシミュレーションは、動脈および静脈の
模擬血管を用い、これに流速40cm/s、動脈静脈還流時間
７秒、注入速度2cc/sで造影剤を流入し、これを異なる
撮像法で撮像したものである。図８は、上記条件におけ
る信号強度を示し、最初に動脈からの信号のピークが見
られ、遅れて静脈からの信号のピークが現れる。また図
９(a)は本発明の撮像法による画像、同図(b)はエリプテ
ィカルセントリックオーダーによる画像である。

【００４７】図からわかるように、エリプティカルセン
トリックオーダーでは動脈の他に静脈も画像化してしま
い、動静脈分離が完全でないのに対し、本発明の撮像法
では動脈のみを高コントラストで描画できる。

【００４８】尚、以上の実施例では三次元MRAシーケン
スとしてグラディエントエコー法によるシーケンスを例
示したが、１回の励起で複数のエコー信号を計測するEP
I(Echo Planer Imaging)法や分割型のEPIなども採用す
ることができる。

【００４９】さらにｋ空間におけるデータ収集は、図４
や図６に示すような矩形のマトリクッスに限らず、図１
０に示すように原点を中心とする円（楕円）内のデータ
を収集することも可能である。図中、実線で示す第１の
群では、k空間上の原点0からの距離が大きい点から計測
を開始し、その後漸次原点0に近づくようにサンプリン
グ点を高周波成分から低周波成分に向かってサンプリン
グ制御する。また第２の群では、逆に原点０或いはその
近傍から、原点０からの距離が漸次離れていくようにサ
ンプリング点を低周波成分から高周波成分に向かってサ
ンプリング制御する。

【００５０】この場合にも図４および図６に示す実施例
と同様の効果を得ることができる。またこの場合にも必
要に応じて第１群の高周波成分の計測を省略することが
できる。

【００５１】

【発明の効果】以上説明したように本発明のMRI装置に
よれば、ky-kz空間の計測点を互いに複素共役の関係に
ある２つの群に分割し、第１群、第２群の順に計測し、
その際第１群ではk空間上の原点からの距離が漸次的に
近づくようにサンプル点を高周波成分から低周波成分に
向かってサンプリング制御し、第２群では逆にその距離
が漸次的に離れていくようにサンプル点を低周波成分か
ら高周波成分に向かってサンプリング制御するようにし
たので、撮像タイミングのずれによる影響を低減し、従
来の造影MRAで問題となっていた造影タイミングに依存
したアーチファクトの発生や、動静脈の重なりを防ぎ、
血管描出能を向上することが可能となる。また、最初に
計測する第１群の計測点数を少なくすることにより、不
要な信号の計測とそれによる画像の劣化をなくし、しか
も撮像時間の短縮を図ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明によるMRI装置が採用するデータ収集法
および従来のデータ収集法を説明する概略図

【図２】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す
ブロック図

【図３】本発明のMRI装置が実行する造影MRA計測のパル
スシーケンスの一実施例を示す図

【図４】本発明によるk空間のデータ収集順序の一実施
例を模式的に示す図

【図５】本発明のMRI装置によるMRA撮像を説明する図

【図６】本発明によるk空間のデータ収集順序の他の実
施例を模式的に示す図

【図７】図６のデータ収集法を適用した画像再構成法を
説明する図

【図８】本発明のMRI装置によるMRA撮像を評価するため
のシミュレーションを示す図

【図９】本発明のMRI装置によるMRA撮像および従来法に
よるMRA撮像をシミュレーションした結果を示す図

【図１０】本発明によるk空間のデータ収集順序の他の
実施例を模式的に示す図

【符号の説明】

１…被検体 ２…磁場発生装置 ３…磁場勾配発生系 ４…シーケンサ ５…送信系 ６…受信系 ７…信号処理系 ８…CPU ９…傾斜磁場コイル 14a、…送信側の高周波コイル 14b…受信側の高周波コイル

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体の置かれる空間に静磁場を発生する
   静磁場発生手段と、前記空間にスライス方向、位相エン
   コード方向及び読み出し方向の各傾斜磁場を与える傾斜
   磁場発生手段と、前記被検体の生体組織の原子核に核磁
   気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系
   と、前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出
   する受信系と、前記傾斜磁場発生手段、送信系および受
   信系を制御する制御系と、受信系で検出したエコー信号
   を用いて画像再構成演算を行なう信号処理系と、得られ
   た画像を表示する手段とを備えた磁気共鳴イメージング
   装置において、 前記制御系は、スライスエンコード及び位相エンコード
   を付与する三次元シーケンスを実行し、この際、スライ
   スエンコード数および位相エンコード数で規定されるｋ
   空間の計測点を、原点を共有し、互いに複素共役の関係
   にある第１及び第２の群に分割し、第１の群では原点か
   ら計測点までの距離が計測順に漸減し、第２の群では原
   点から計測点までの距離が計測順に漸増するように前記
   スライス方向および位相エンコード方向の傾斜磁場発生
   手段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。
2. 【請求項２】前記ｋ空間の計測点は、隣り合う計測点は
   異なる群に属するように分割されることを特徴とする請
   求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 【請求項３】被検体の所定の領域を選択して励起し、少
   なくとも二方向にエンコードする傾斜磁場を印加し、前
   記領域から生じるエコー信号を計測するステップを前記
   傾斜磁場の強度を変えながら複数回繰り返し、三次元画
   像データを収集するデータ収集方法において、 前記二方向のエンコード傾斜磁場強度で規定される計測
   空間の計測点を、原点を共有し、互いに複素共役の関係
   で且つ隣り合う格子点は異なる群に属するように第１及
   び第２の群に分割し、 第１及び第２の群について順次計測を行い、 その際、最初に計測される第１の群では、前記計測空間
   の原点から計測点までの距離が計測順に漸減するように
   計測し、後で計測される第２の群では前記計測空間の原
   点から計測点までの距離が計測順に漸増するように計測
   することを特徴とするデータ収集方法。
4. 【請求項４】前記第１の群では、全計測点のうち、一部
   の計測点のみを計測し、第２の群では全計測点を計測す
   ることを特徴とする請求項３記載のデータ収集方法。