JP4249215B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置及び磁気共鳴イメージング方法に関するものである。また特に高速スピンエコー（ＦＳＥ：Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を実施する磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関するものである。

磁気共鳴イメージング装置などの画像診断装置は、被検体の断層面についてのスライス画像を撮影する装置として知られており、医療用途、産業用途などのさまざまな分野において利用されている。

たとえば、磁気共鳴イメージング装置を用いてスライス画像を撮像する際においては、まず、静磁場が形成された空間内に被検体を収容し、生体である被検体内のプロトン（ｐｒｏｔｏｎ）のスピンの方向を、静磁場の方向へ整列させて、磁化ベクトルを得た状態にする。

その後、ＲＦコイルから共鳴周波数の電磁波を被検体に照射することにより、核磁気共鳴現象を発生させて被検体のプロトンの磁化ベクトルを変化させる。そして、磁気共鳴イメージング装置は、元の磁化ベクトルへ戻る被検体のプロトンからの磁気共鳴信号をプローブコイル（受信コイル部）で受信し、その受信した磁気共鳴信号に基づいてスライス画像を生成する（例えば、特許文献１を参照）。

ところで、被検体の中には、血流などの流れがあり、磁気共鳴イメージング装置において、血流信号の磁気共鳴信号の強度を抑制することによって低輝度で描出する場合がある。そのために、Ｄｏｕｂｌｅ ＩＲ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法として知られるように、スライス非選択ＩＲパルスを用いてコイル感度内の信号を反転させた後に、目的スライス部にスライス選択ＩＲパルスを用いて目的スライス部以外の信号を反転させ、磁気共鳴信号の収集を行って目的スライス部以外の信号を無信号化するものがある。

また、Ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｅｄ ＦＢＩ法として知られているように、ＦＢＩ法（Ｆｒｅｓｈ Ｂｌｏｏｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）（例えば、特許文献２を参照）において、リードアウト方向のスポイリングパルスを使用することにより、血管の動脈・静脈の分離を可能とするものがある。

特開２００５−２７０３０４号公報 特開２０００−５１４４号公報

Ｄｏｕｂｌｅ ＩＲ法では、所定の厚さの目的スライス部にスライス選択ＩＲパルスを送信するものであるため、例えば３次元イメージングを行う場合には、所定の厚さ以上の広い部位について血流を低輝度で描出することが困難である。

また、Ｆｌｏｗ−ｓｐｏｉｌｅｄ ＦＢＩ法では、スポイリングパルスの定量性について調整ができないため、トリガパルスが発生してから実際の撮影を始める遅延時間を最適化する際および、スポイリングパルスの勾配を調整する際に、プレパレーションスキャンが本スキャンの前に必要となる。

また、本スキャンにおいて磁気共鳴信号を収集する際にも、スポイリングパルスを被検体に送信するので、高速スピンエコー法を採用する場合は、各エコーを得るために印加されるパルスの間隔（エコースペース）が広がってしまい、高速撮影の障害になる問題があった。さらに、ＦＳＥ法において、エコートレインの初期では、スポイリングパルスによる血流の磁気共鳴信号のスポイリングが不十分なこともあった。

そこで、本発明が解決しようとする課題は、特に高速スピンエコー法を実施する磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法において、被検体中の血流などの流れを低輝度で容易に描出でき、また、高速撮影が可能なものを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために本発明は、被検体が収容される空間に静磁場を形成する静磁場形成部と、静磁場内の被検体に１回の繰り返し時間内において、一の励起ＲＦパルスを送信した後、複数の反転ＲＦパルスを複数回送信し、前記被検体のスピンを励起する送信部と、前記被検体に勾配磁場を印加し、前記反転ＲＦパルスによって励起されたスピンからの磁気共鳴信号をエンコードする勾配磁場印加部と、前記勾配磁場によりエンコードされた前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、前記データ収集部により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、を有する磁気共鳴イメージング装置であって、前記勾配磁場印加部は、前記被検体に送信される複数のＲＦパルスの送信インターバル時間内に極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加する。

好適に、前記勾配磁場印加部は、前記速度エンコード勾配パルスを前記データ収集部が磁気共鳴信号を収集する前に印加する。より好適には、前記勾配磁場印加部は、前記複数の反転ＲＦパルスに対し、前記速度エンコード勾配パルスを複数回前記被検体に印加する。

前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスは、前記被検体内の流れのスピンの横磁化をスポイルさせる。

具体的には、前記被検体内の流れは血流である。

好ましくは、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの方向は少なくとも１軸以上の方向である。

より好ましくは、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの面積は各軸毎に異なる。

前記勾配磁場印加部が前記被検体に印加する前記速度エンコード勾配パルスの面積を入力する操作部を有する、ようにしてもよい。

さらに、前記画像生成部は、前記勾配磁場印加部が極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加した状態、及び、印加しない状態、において前記データ収集部が収集した磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の画像を生成する。

好ましくは、前記勾配磁場印加部は、前記血流の拍動性に応じて、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加する状態、及び、印加しない状態を生成する。

また本発明は、静磁場内の被検体に１回の繰り返し時間内において、一の励起ＲＦパルスを送信した後、複数の反転ＲＦパルスを複数回送信するステップと、前記被検体に勾配磁場を印加し、前記ＲＦパルスによって励起されたスピンからの磁気共鳴信号をエンコードするステップと、前記勾配磁場によりエンコードされた前記磁気共鳴信号を収集するステップと、前記収集した磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成するステップと、を有する磁気共鳴イメージング方法であって、前記被検体に送信される複数のＲＦパルスの送信インターバル時間内に極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップを含む。

好適に、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップは、前記磁気共鳴信号を収集するステップの前に実施する。

前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップにおいて、前記被検体内の流れのスピンの横磁化がスポイルされる。

好ましくは、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップにおいて、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの方向は少なくとも１軸以上の方向とする。

より好ましくは、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの面積は各軸毎に異なる。

好適には、前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップにおいて、前記傾斜磁場の面積を前記被検体内の流れの速さに応じて調整する。

さらに、前記磁気共鳴信号を収集するステップの前に、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加させないステップをさらに含み、前記被検体の画像を生成するステップにおいて、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加するステップ、及び、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加させないステップ、のそれぞれ後の前記磁気共鳴信号を収集するステップにおいて収集した磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成する。

本発明の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では、勾配磁場印加部が、前記データ収集部が磁気共鳴信号を収集する前に、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加させ、流れのスピンをスポイルさせる。

本発明の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では、被検体中の血流などの流れを低輝度で容易に描出でき、また、高速スピンエコー法を採用しているので高速撮影が可能となる。

以下、本発明に係る１実施形態を図１〜図７に基づいて説明する。

（装置構成）
図１は、本発明にかかる実施形態１において、磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す構成図である。

図１に示すように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、スキャン部２と、操作コンソール部３とを有する。

スキャン部２について説明する。

スキャン部２は、図１に示すように、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、クレードル１５と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４とを有している。スキャン部２は、静磁場が形成された撮影空間Ｂ内において、被検体ＳＵのスピンを励起するように被検体ＳＵにＲＦパルスを送信すると共に、そのＲＦパルスが送信された被検体ＳＵに勾配パルスを送信することによって、被検体ＳＵにおいて発生する磁気共鳴信号をイメージングデータとして得るイメージングシーケンスＩＳを実施する。

スキャン部２の各構成要素について、順次、説明する。

静磁場マグネット部１２は、たとえば、永久磁石により構成されており、被検体ＳＵが収容される撮影空間Ｂに静磁場を形成する。ここでは、静磁場マグネット部１２は、被検体ＳＵの体軸方向に対して垂直な方向に静磁場方向が沿うように静磁場を形成する。なお、静磁場マグネット部１２は、超伝導磁石により構成されていてもよい。

勾配コイル部１３は、静磁場が形成された撮影空間Ｂに勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に空間位置情報を付加する。ここでは、勾配コイル部１３は、静磁場方向に沿ったｚ方向と、ｘ方向と、ｙ方向との互いに直交する３軸方向に対応するように３系統からなる。これらは、撮像条件に応じて、周波数エンコード方向と位相エンコード方向とスライス選択方向として、それぞれに勾配パルスを印加することによって勾配磁場を形成する。

具体的には、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵのスライス選択方向に勾配磁場を印加し、ＲＦコイル部１４がＲＦパルスを送信することによって励起させる被検体ＳＵのスライスを選択する。また、勾配コイル１３は、被検体ＳＵの位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を位相エンコードする。そして、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの周波数エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を周波数エンコードする。

また、勾配コイル部１３は、周波数エンコードを行うための勾配磁場を発生させる他、以下で説明するように、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスも発生させ、被検体ＳＵ内の流れのある組織のスピンの横磁化を分散させる。被検体ＳＵ内の流れのある組織のスピンの横磁化を分散させるためには、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの強度、発生時間を個々に設定する。

ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、被検体ＳＵのイメージング領域を囲むように配置される。ＲＦコイル部１４は、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成される撮影空間Ｂ内において、電磁波であるＲＦパルスを被検体ＳＵに送信して高周波磁場を形成し、被検体ＳＵのイメージング領域におけるプロトンのスピンを励起する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体ＳＵ内のプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。

また、ＲＦコイル部１４は、以下で説明するようにＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を実施するため、一回の繰り返し時間ＴＲ内において、静磁場方向を軸として（ラーモア周波数で回転する回転座標系を示す。）所望のスライス内の磁気モーメントをｚ軸の周りにα（例えばπ／２）だけ回転させる１つの励起ＲＦパルスと、複数の反転ＲＦパルスを被検体ＳＵに対して送信する。

クレードル１５は、被検体ＳＵを載置する台を有する。クレードル１５は、制御部３０からの制御信号に基づいて、撮影空間Ｂの内部と外部との間を移動する。

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮影空間Ｂ内にＲＦパルスを送信させて高周波磁場を形成する。ＲＦ駆動部２２は、制御部３０からの制御信号に基づいて、ゲート変調器を用いてＲＦ発振器からの信号を所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調した後に、そのゲート変調器により変調された信号を、ＲＦ電力増幅器によって増幅してＲＦコイル部１４に出力し、ＲＦパルスを送信させる。

勾配駆動部２３は、制御部３０からの制御信号に基づいて、勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮影空間Ｂ内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、３系統の勾配コイル部１３に対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。

データ収集部２４は、制御部３０からの制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集する。ここでは、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号をＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として位相検波器が位相検波する。その後、Ａ／Ｄ変換器を用いて、このアナログ信号である磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して出力する。

操作コンソール部３について説明する。

操作コンソール部３は、図１に示すように、制御部３０と、画像生成部３１と、操作部３２と、表示部３３と、記憶部３４とを有する。

操作コンソール部３の各構成要素について、順次、説明する。

制御部３０は、コンピュータと、コンピュータに所定のデータ処理を実行させるプログラムとを有しており、各部を制御する。ここでは、制御部３０は、操作部３２からの操作データが入力され、その操作部３２から入力される操作データに基づいて、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とのそれぞれに、所定のスキャンを実行させる制御信号を出力し制御を行う。そして、これと共に、画像生成部３１と表示部３３と記憶部３４とへ、制御信号を出力し制御を行う。

画像生成部３１は、コンピュータと、そのコンピュータを用いて所定のデータ処理を実行するプログラムとを有しており、制御部３０からの制御信号に基づいて、画像を生成する。ここでは、画像生成部３１は、スキャン部２がスキャンを実行することによって得られた磁気共鳴信号をローデータとし、被検体ＳＵについての画像を再構成する。そして、画像生成部３１は、その生成した画像を表示部３３に出力する。

操作部３２は、キーボードやポインティングデバイスなどの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作データが入力され、その操作データを制御部３０に出力する。

表示部３３は、ＣＲＴなどの表示デバイスにより構成されており、制御部３０からの制御信号に基づいて、表示画面に画像を表示する。たとえば、表示部３３は、オペレータによって操作部３２に操作データが入力される入力項目についての画像を表示画面に複数表示する。また、表示部３３は、被検体ＳＵからの磁気共鳴信号に基づいて生成される被検体ＳＵの画像についてのデータを画像生成部３１から受け、表示画面にその画像を表示する。

記憶部３４は、メモリにより構成されており、各種データを記憶している。記憶部３４は、その記憶されたデータが必要に応じて制御部３０によってアクセスされる。

（動作）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置１を使用して被検体ＳＵの撮影を行う場合のパルスシーケンスを図２に示した。
図２におけるパルスシーケンスは、ＦＳＥ法を実施する例を示したものである。

図２において、ＲＦは、ＲＦパルスを送信する時間軸であり、Ｇは、勾配パルスを印加する時間軸を示しており、それぞれは、横軸が時間ｔであって、縦軸がパルス強度を示している。ここでは、Ｇは、スライス選択方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向の少なくとも一つの時間軸である。

図２に示すように、ＦＳＥ法を実施するために、まず、ＲＦ駆動部２２により駆動されたＲＦコイル部１４によって、フリップアングルα0＝９０°の励起ＲＦパルスＲＦexが発生される。そして、α0＝９０°の励起ＲＦパルスＲＦexを発生させた後、同様にして、ＲＦ駆動部２２により駆動された、ＲＦコイル部１４によって、一回の繰り返し時間ＴＲ内において、α1〜α7＝１８０°の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を発生される。

最初の励起ＲＦパルスＲＦexの後に、７回の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を発生させることで磁気共鳴信号を７エコー分作らせ、それぞれの磁気共鳴信号で独立した位相エンコードが勾配駆動部２３によって駆動された勾配コイル部１３によって行われる。位相エンコードが行われたそれぞれの磁気共鳴信号は、データ収集部２４に収集される。

ただし、図２におけるパルスシーケンスの時間軸において、励起パルスＲＦexが発生された以降の所定の時間は、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを勾配コイル部１３が発生する時間として割り当てられる。この時間は、いわゆるエコートレイン初期の両極性傾斜磁場エコー（ＢＧＥＴ：Ｂｉｐｏｌａｒ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ Ｔｒａｉｎ）時間であり、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内は、データ収集部２４において、被検体ＳＵからの磁気共鳴信号の収集は行わない。

図２のパルスシーケンスに示したように、励起ＲＦパルスＲＦexを発生した後、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内において、勾配駆動部２３によって駆動された勾配コイル部１３によって極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5が被検体ＳＵに印加される。また、各速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5は、各ＲＦパルスの送信インターバル時間内において印加される。
すなわち、まず、速度エンコード勾配パルスＧｖ1は、励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1の送信インターバル時間内に印加される。そして同様にして、他の速度エンコード勾配パルスＧｖ2〜Ｇｖ5も各反転ＲＦパルスＲＦreの送信インターバル時間内に印加される。

図２のパルスシーケンスにおいては、速度エンコード勾配パルスＧｖは合計５パルス分発生される。速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5は、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5を印加する中心時点を軸にして時間軸において互いに反対の極性であって同じ時間積分値の両極性パルスとなっている。

図２において、励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7は、被検体ＳＵに送信される。ここで、被検体ＳＵ内には、流れのある血流と、静止していると考えられる組織が存在する。被検体ＳＵに対して励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信する際の位相φは静止している組織を基準にして、励起ＲＦパルスＲＦexに対してφ＝０°、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7に対してφ＝９０°に夫々設定されている。これは、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7の不完全さ（回転角１８０°からのずれ）が積算されて２番目以降の磁気共鳴信号が小さくなってしまうのを防ぐためである。

こういった位相の設定の条件は、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7の位相を励起ＲＦパルスＲＦexの位相に対してπ／２だけずれた一定の位相に定めるＣＰＭＧ （Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）の条件である。ここでは、静止している組織からの磁気共鳴信号はＣＰＭＧ条件を満たしている。

一方で、被検体ＳＵ内において、流れのある血流の場合では、血管内の血液が向きを絶えず変化させながら流れている。そのため、血流の磁気共鳴信号は図２に示したパルスシーケンスにおいて５パルス分発生した速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5の影響を受ける。

すなわち、血流については、励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre4のそれぞれが送信された後、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5がそれぞれ印加されている。そのため、励起ＲＦパルスＲＦexに対してはφ＝θ0°（θ0は任意の角度），反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre4に対しては、φ＝θ0＋θi（ｉ＝１〜５）°（θi＝ｉ×θa）の位相が設定される。

上記の関係のように、例えば、θiについては、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5の発生順位によって線形に増加するように変化させる。そのためには、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5の強度を発生順位によって増加させていく。かかる変化のため、血液についてのスピンの横磁化は分散していく。そのため、血流からの磁気共鳴信号はＣＰＭＧ条件を満たさないことになり、血流からの磁気共鳴信号の強度が小さくなる。血流からの磁気共鳴信号の強度が小さくなることで、表示部３３に表示される被検体中の血流などの流れは、低輝度で描出される。特に速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5は複数回発生しているので、血液についてのスピンの横磁化の分散はいっそう大きくなる。

速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5の印加が完了し、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間が経過した後、被検体ＳＵからの磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する。そして、データ収集部２４がＲＦコイル部１４が受信した磁気共鳴信号の収集を行う。データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行う時間は、データ取得エコー（ＤＡＥＴ：Ｄａｔａ Ａｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｅｃｈｏ Ｔｒａｉｎ）時間として割り当てられる。

データ取得エコーＤＡＥＴ時間において、データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行うシーケンスについて説明する。データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行うシーケンスは、通常の磁気共鳴イメージング装置の磁気共鳴信号の収集を行うシーケンスと同様である。すなわち、励起ＲＦパルスを発生する際に、スライス選択傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加え、各反転ＲＦパルスに対応した磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する際は、段階的に変化させた位相エンコード傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加えるとともに、周波数エンコード用の傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加える。

図２に示したパルスシーケンスにおいて、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード用の傾斜磁場のかけ方は周知のＦＳＥ法を実施する場合と同様であるため、図示を省略する。

ここで、７つの反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7によって得られる７つの磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信するのは、データ取得エコーＤＡＥＴ時間内において行われる。磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信している際に、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5が発生していると、正常なスピンエコー信号を受信することができない。しかし、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5を発生するのは、データ取得エコーＤＡＥＴ時間の前の、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内において行われるので、ＲＥコイル部１４が受信した磁気共鳴信号は正常なスピンエコー信号となる。さらに、磁気共鳴信号の受信をデータ取得エコーＤＡＥＴ時間まで待つことにより、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内において、血液についてのスピンの横磁化が分散するのに十分な時間を確保することができる。

しかも、被検体ＳＵに対して血液についてのスピンの横磁化を分散させる複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5が加えられ、血液についてのスピンの横磁化の分散が十分に完了したデータ取得エコーＤＡＥＴ時間に磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信するので、被検体ＳＵ中の血液の流れを低輝度で、画像生成部３１において描出させることができる。もちろん、ＦＳＥ法を実施しているので、高速撮影も可能となる。

図２に示したパルスシーケンスに対して、位相エンコード傾斜磁場の作用をさらに説明するため、図３に示したパルスシーケンスを参照する。
ＲＦは、ＲＦパルスを送信する時間軸であり、Ｇは、勾配パルスを印加する時間軸を示しており、それぞれは、横軸が時間ｔであって、縦軸がパルス強度を示している。ここでは、Ｇは、勾配パルスを印加する時間軸であって、スライス選択方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向の少なくとも一つの時間軸である。なお、Ｇの軸においてスライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード用の傾斜磁場の図示は周知の方法であるため、省略してある。

図３に示すように、ＦＳＥ法を実施するために、まず、ＲＦ駆動部２２により駆動されたＲＦコイル部１４によって、フリップアングルα0＝９０°の励起ＲＦパルスＲＦexが送信される。ここで、図２のパルスシーケンスでは、α0＝９０°の励起ＲＦパルスＲＦexを送信した後、一回の繰り返し時間ＴＲ内において、α1〜α7＝１８０°の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を印加させていた。図３のパルスシーケンスでは、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内に送信する反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre3については、励起エコーの強度を増すため、α1＝π×（3/6），α2＝π×（4/6），α3＝π×（5/6）とする。この場合は、図２のパルスシーケンスとは異なり、完全なＣＰＭＧ法ではない。そして、データ取得エコーＤＡＥＴ時間内に送信する反転ＲＦパルスＲＦre4〜ＲＦre7については、α4〜α7＝π×２とする。

こうして、最初の励起ＲＦパルスＲＦexの後に、７回の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信することで磁気共鳴信号を７エコー分作らせ、それぞれの磁気共鳴信号で独立した位相エンコードが勾配駆動部２３によって駆動された勾配コイル部１３によって行われる。位相エンコードが行われたそれぞれの磁気共鳴信号は、データ収集部２４に収集される。

図３のパルスシーケンスに示したように、励起ＲＦパルスＲＦexを送信した後、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内において、勾配駆動部２３によって駆動された勾配コイル部１３によって極性を互いに反転させた複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ3が被検体ＳＵに印加される。さらに、図２に示したパルスシーケンスの場合と同様に、各速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ3は、各ＲＦパルスの送信インターバル時間内において印加される。

図３において、励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7は、被検体ＳＵに送信される。被検体ＳＵに対して励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信する際の位相φは静止している組織を基準にして、励起ＲＦパルスＲＦexに対してφ＝０°、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7に対してφ＝９０°に夫々設定されている。すなわち、静止している組織の磁気共鳴信号は、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ3の影響を受けない。

一方で、被検体ＳＵ内において、流れのある血流は、血管内の血液が向きを絶えず変化させながら流れている。そのため、血流の磁気共鳴信号は図３に示したパルスシーケンスにおいて３パルス分印加した速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ3の影響を受ける。

すなわち、血流については、励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre3がそれぞれ、送信された後、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ3がそれぞれ印加されている。そのため、励起ＲＦパルスＲＦexに対してはφ＝０°，反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre3に対しては、φ＝π／２＋θi（ｉ＝１〜３）°（θi＝ｉ×θa）の位相が設定される。このように、血流についてのφの大きさは変化するため、血液についてのスピンの横磁化は分散していく。

静止している組織の磁気共鳴信号と、血流の磁気共鳴信号のスピンの横磁化の分散について説明するため、図４を参照する。図４は、図３のパルスシーケンスのデータ取得エコーＤＡＥＴ時間のＡ時点において取得された磁気共鳴信号の横方向（ｘ方向とｙ方向）の磁化Ｍｘ，Ｍｙの分布、すなわち横磁化の分布を例示したものである。図４において横磁化の分布は点線で表され、矢印は横磁化のベクトルである。

図４（ａ）は静止している組織の磁気共鳴信号の横磁化の分布を示したものであり、Ｍｙ＝０．７６を中心に楕円形状をしたものとなる。すなわち、Ｍｘ軸を起点として角度を測った場合に９０°を中心とした位置に横磁化が分布している。

次に、血流についての横磁化の分布を考える。図４（ｂ）は上記φ＝π／２＋θi（ここではｉ＝１）において、θ1＝πのときの横磁化の分布であり、同図（ｃ）は、θ1＝２πのときの横磁化の分布である。
図４（ｂ）では、横磁化は半月状に分布し、図４（ｃ）では横磁化は、Ｍｙ＝０．２０を中心にしずく形状に分布している。特に、図４（ｃ）の場合では、横磁化はＭｘ，Ｍｙのあらゆる方向に分布し、その位相が３６０°分散したものとなっている。

図５（ａ）は、図３に示したパルスシーケンスにおいて設定された被検体の組織の位相θVENCと、データ取得エコーＤＡＥＴ時間のＡ時点において取得された磁気共鳴信号の強度（Ｉecho）の関係を示したものである。また、図５（ｂ）は、θVENCと、磁気共鳴信号の位相（φecho）の関係を示したものである。

図５（ａ）において、磁気共鳴信号の強度（Ｉecho）は、θVENC（たとえば、θVENC＝θ1）＝２πになると、急激にその強度が低下していることがわかる。すなわち、図４（ｃ）に示したように、血液についてのスピンの横磁化の位相が３６０°分散することによって、血流からの磁気共鳴信号が小さくなるのである。

図６は、図１に示した磁気共鳴イメージング装置１を使用して被検体ＳＵの撮影を行う場合の別のパルスシーケンスを示すものである。
図６において、図２に示したパルスシーケンスと異なる点は、図２では、勾配パルスを印加する時間軸Ｇが１軸だけ示されていたのに対し、図６では、勾配パルスを送信する時間軸が、Ｇx，Ｇy，Ｇzの３軸が示されていることである。図６の場合では、例えば、Ｇxの時間軸は、周波数エンコード方向の時間軸に対応し、Ｇyは位相エンコード方向の時間軸に対応し、Ｇzはスライス選択方向の時間軸に対応している。

図６において示したパルスシーケンスでは、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内において、Ｇx，Ｇy，Ｇzの３軸の全てで、極性を互いに反転させた複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzを被検体ＳＵに印加させる。速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzの印加は、勾配駆動部２３によって駆動された勾配コイル部１３によって行われる。
また、各速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzは、図６に示された各ＲＦパルス（励起ＲＦパルスＲＦex、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre5）の送信インターバル時間内において印加される。

図２において示したパルスシーケンスにおいては、速度エンコード勾配パルスＧは、その振幅を印加順位によって増加させていくものであった。一方で、図６において示したパルスシーケンスにおいては、複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzのうち、その振幅が印加順位によって増加させていくものも含まれているものもあれば、減少させていくものや、ランダムに振幅が変化するものがある。

なお、図２において例示したパルスシーケンスと同様にして、図６のパルスシーケンスにおいても、１回の繰り返し時間ＴＲ内において送信される最初の励起ＲＦパルスＲＦexの後に、７回の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信することで磁気共鳴信号を７つ作らせＦＳＥ法を実施できるようにする。また、被検体ＳＵに対して励起ＲＦパルスＲＦexと反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信する際の位相φは静止している組織を基準にして、励起ＲＦパルスＲＦexに対してφ＝０°、反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7に対してφ＝９０°に夫々設定されている。

複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzの印加が完了し、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間が経過した後、被検体ＳＵからの磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する。そして、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信した磁気共鳴信号の収集を行う。データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行う時間は、データ取得エコーＤＡＥＴ時間として割り当てられる。

データ取得エコーＤＡＥＴ時間において、データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行う。磁気共鳴信号の収集は、図６に示したパルスシーケンスにおいても通常の磁気共鳴イメージング装置の磁気共鳴信号の収集を行うシーケンスと同様である。すなわち、励起ＲＦパルスを送信する際に、Ｇzの軸上でスライス選択傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加え、各反転ＲＦパルスに対応した磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する際は、段階的に変化させたＧyの軸上で位相エンコード傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加えるとともに、Ｇxの軸上で周波数エンコード用の傾斜磁場を被検体ＳＵに対して加える。

なお、図６に示したパルスシーケンスにおいて、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード用の傾斜磁場のかけ方は周知のＦＳＥ法を実施する場合と同様であるため、図示を省略する。

図２のパルスシーケンスと同様にして、図６のパルスシーケンスにおいても、７回の反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7を送信することによって得られる７つの磁気共鳴信号について、ＲＦコイル部１４が受信するのは、データ取得エコーＤＡＥＴ時間内において行われるので、ＲＥコイル部１４が受信した磁気共鳴信号に速度エンコード勾配の影響を考える必要はない。

さらに、図２のパルスシーケンスの場合では、速度エンコード勾配パルスＧｖは一軸の方向にのみ加えられていたのに対して、図６のパルスシーケンスでは、速度エンコード勾配パルスはＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzの３軸の方向に加えられている。そのため、被検体ＳＵ内においてあらゆる方向に血流のスピンの横磁化を分散させることができ血流からの磁気共鳴信号が弱まる。そのため、被検体ＳＵ中の血液の流れをより一層低輝度で、画像生成部３１において描出させることができるようになる。なお、複数回の速度エンコード勾配パルスＧｖx，Ｇｖy，Ｇｖzの面積はそれぞれ、時間軸方向において不規則に変化させているので、血流のスピンの横磁化の分散がより行われやすい。

図７は、図１に示した磁気共鳴イメージング装置１を使用して被検体ＳＵの撮影を行う場合のさらに別のパルスシーケンスを示すものである。
図７において示したパルスシーケンスでは、図２において示したパルスシーケンスの場合と異なり、勾配パルスを印加する時間軸を示すＧにおいて、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内に５パルス分の両極性パルスからなる速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5を被検体ＳＵに印加させるシーケンス１（ｓｅｑ１）に、速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5を被検体ＳＵに印加させないシーケンス２（ｓｅｑ２）が加わっている。なお、各速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5は、各ＲＦパルスの送信インターバル時間内において印加される。

シーケンス１及びシーケンス２においては共に、励起ＲＦパルスＲＦexと７つの反転ＲＦパルスＲＦre1〜ＲＦre7が、被検体ＳＵに送信されＦＳＥ法を実施できるようにする。そして、各シーケンス１及びシーケンス２のデータ取得エコーＤＡＥＴ時間においてそれぞれ、データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集が行われる。

シーケンス１においてデータ収集部２４が収集した磁気共鳴信号には、被検体ＳＵに対して血液についてのスピンの横磁化が分散された磁気共鳴信号が含まれているのに対し、シーケンス２においてデータ収集部２４が収集した磁気共鳴信号には、血液についてのスピンの横磁化が分散された磁気共鳴信号が含まれていない。

そのため、画像生成部３１が磁気共鳴信号に基づいて被検体ＳＵについての画像を再構成する際は、血液についてのスピンの横磁化が分散された磁気共鳴信号が含まれる磁気共鳴信号から血液についてのスピンの横磁化が分散された磁気共鳴信号が含まれていない磁気共鳴信号のサブストラクトを行うことによって画像の再構成を行うことができる。

例えば、血液が動脈を流れている場合には、血液の流れが速いので、両極性パルスからなる速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5が動脈の血液に加わることによって、動脈の血液についてのスピンの横磁化の分散が特に大くなる。そのため、シーケンス１とシーケンス２の磁気共鳴信号のサブストラクトを行うことによって再構成された画像には、動脈の画像のみが表示されるようにすることができる。

さらに、シーケンス１は心周期の収縮期において実施し、シーケンス２は心周期の拡張期において実施するようにタイミングを合わせることができる。収縮期においては、動脈を流れる血液の流れの速さが速いため、収縮期に速度エンコード勾配パルスＧｖ1〜Ｇｖ5を印加するシーケンス１を実施することで、動脈の血液についてのスピンの横磁化の分散をさらに大きくすることができる。そのため、シーケンス１とシーケンス２の磁気共鳴信号のサブストラクトを行うによって再構成された画像には、動脈の画像のみが一層明瞭に表示されるようにすることができる。なお、画像の再構成の心周期と同期させるためには、磁気共鳴イメージング装置に心拍計を設け、被検体ＳＵの心拍を計測すればよい。

図２，図３，図６に示したパルスシーケンスにおいて、両極性傾斜磁場エコーＢＧＥＴ時間内に、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを印加させていたが、速度エンコード勾配パルスの振幅や周期を任意に設定することができる。これにより、速度エンコード勾配パルスのパルス面積を変更できるので、血流の磁気共鳴信号の横磁化の分散度を調整することができる。速度エンコード勾配パルスの振幅や周期の設定は、操作部３２を操作して操作データを入力することによって行うことができる。

速度エンコード勾配パルスについて上記のような設定ができるので、被検体内の流れのスピンの横磁化の分散について定量性を持たせることができる。そのため、従来の技術においてスポイリングパルスの勾配を調整するために本スキャンに先立って実施されるプレパレーションスキャンが不要となる。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示した図である。 本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において実施される一のパルスシーケンスを示した図である。 本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において実施される一のパルスシーケンスを示した図である。 図３のパルスシーケンスにおいて取得された磁気共鳴信号の横方向の分布を示した図である。 ＲＦパルスによって受けた被検体の組織の位相と取得した磁気共鳴信号の強度（ａ），磁気共鳴信号の位相（ｂ）を示した図である。 本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において実施される別のパルスシーケンスを示した図である。 本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において実施されるさらに別のパルスシーケンスを示した図である。

符号の説明

１…磁気共鳴イメージング装置， ２…スキャン部， ３…操作コンソール部， １２…静磁場マグネット部， １３…勾配コイル部， １４…ＲＦコイル部， １５…クレードル， ２２…ＲＦ駆動部， ２３…勾配駆動部， ２４…データ収集部， ３０…制御部， ３１…画像生成部， ３２…操作部， ３３…表示部， ３４…記憶部， Ｂ…撮像空間

Claims (10)

1. 被検体が収容される空間に静磁場を形成する静磁場形成部と、
   静磁場内の被検体に１回の繰り返し時間内において、一の励起ＲＦパルスを送信した後、複数の反転ＲＦパルスを複数回送信し、前記被検体のスピンを励起する送信部と、
   前記被検体に勾配磁場を印加し、前記反転ＲＦパルスによって励起されたスピンからの磁気共鳴信号をエンコードする勾配磁場印加部と、
   前記勾配磁場によりエンコードされた前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、
   前記データ収集部により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記勾配磁場印加部は、前記データ収集部が前記被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号を収集する前に、前記被検体に送信される複数のＲＦパルスの送信インターバル時間内に極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加する
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記勾配磁場印加部は、前記複数の反転ＲＦパルスに対し、前記速度エンコード勾配パルスを複数回前記被検体に印加する
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスは、前記被検体内の流れのスピンの横磁化をスポイルさせる
   請求項１または請求項２のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記被検体内の流れは血流である
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの方向は少なくとも１軸以上の方向である
   請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスの面積は各軸毎に異なる
   請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記勾配磁場印加部が前記被検体に印加する前記速度エンコード勾配パルスの面積を入力する操作部を有する
   請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記画像生成部は、前記１回の繰り返し時間内に前記勾配磁場印加部が極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加した状態において前記データ収集部が収集した前記被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号、及び、前記１回の繰り返し時間内に前記勾配磁場印加部が極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを前記被検体に印加しない状態において前記データ収集部が収集した前記被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の画像を生成する
   請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記勾配磁場印加部は、前記血流の拍動性に応じて、極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを被検体に印加した状態、及び、印加しない状態を生成する
   請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記勾配磁場印加部は、心周期の収縮期において極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを被検体に印加した状態を生成し、心周期の拡張期において極性を互いに反転させた速度エンコード勾配パルスを被検体に印加しない状態を生成する
    請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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