JPH10234695A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】撮像時間を短縮すると共に、フローアーチファ
クト及び呼吸アーチファクトを抑制した心電同期ＭＲＡ
計測を可能とする。 【解決手段】ＭＲＩ装置のＲＦパルス及び傾斜磁場パル
スの印加タイミング及びエコー信号計測タイミングを制
御するシーケンサは、被検体の心電図または脈波信号に
おけるＲ波等のトリガ信号を参照して、マルチショット
ＥＰＩシーケンスを起動する。１ショットの基本ＥＰＩ
シーケンスではｎプロジェクション分のデータ収集を行
い、ｋ空間に配し、１画像を構成するのに必要な位相エ
ンコード数ＪはJ=nxLとなるように設定して、二次元デ
ータの収集を１心周期内で終えることができる。三次元
計測においては１ショット内のｎエコーに異なるスライ
スエンコードを付与することで、ｍ（ｍはJ=m×Lを満た
す）心周期の計測でｎ×Ｊの三次元データを得ることが
できる。

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と略記する）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（以下、ＭＲＩと
略記する）装置に関し、特に血管系の走行を描出する際
に心拍動に起因する血流速の変化の影響を受けにくく、
かつ高速の血流の描出を可能にするＭＲＩ装置に関する
ものである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、被検体組織を構成する原
子核スピン（以下、単にスピンと称す）を、高周波磁場
を印加することによって励起し、それによってスピンが
発生するＮＭＲ信号を計測し、スピンの空間分布やスペ
クトルを描出する。この際、ＮＭＲ信号に位置情報を付
与するために傾斜磁場が印加される。このようなＭＲＩ
装置による計測で対象とするスピンは通常水素原子のス
ピンであり、組織を構成するスピンは静止しているのに
対し、血流を構成するスピンは移動する。このことを利
用して、ＭＲＩ装置における血流描出法（ＭＲＡ：ＭＲ
アンジオグラフィ）が種々開発されている。

【０００３】血流描出法としては、スライス面への未励
起スピンの流入効果を用いたタイムオブフライト（Time
-of-Fligh:ＴＯＦ）法、血流による位相拡散の有無を異
ならせた２種のシーケンス（リフェイズシーケンス及び
ディフェイズシーケンス）を実行して得られるデータの
差分を行うフェイズセンシティブ（Phase-sensitive:Ｐ
Ｓ）法、正負一対のフローエンコードパルスを用いて血
流による位相拡散の極性を反転し、差分を行うフェイズ
コントラスト（Phase-contrast：ＰＣ）法、の３種類の
方法が主に用いられている。ＰＣ法は、フローエンコー
ドの軸の数（１〜３）により、基本シーケンス数（２〜
６）が異なり、また正負のフローエンコードの他に参照
シーケンスを用いるかにより、４回計測法と６回計測法
がある。

【０００４】一方、心拍動に応じて特に動脈系の血流速
度が変化することは周知の事実であるが、血流速度の変
化は上記ＭＲＡ計測においては血流信号の強度変化をも
たらす。特にＰＣ法、ＰＳ法においては、移動スピンの
速度の変化に応じて位相にも変化が生じるため、結果的
に差分信号強度の変化に結びつく。しかし従来のＭＲＡ
計測では、一連の計測をこの心拍動周期とは無関係に行
っていたために、どの心時相でエコー信号を収集し、計
測空間（データが配列される空間：ｋ空間ともいう）の
どの成分を埋めていくのかによって、得られる画像のコ
トラストが変化したり、アーチファクト等の原因となっ
ていた。

【０００５】このような心拍動によって生じる信号強度
変化やアーチファクトを防止するために、心電同期計測
を行うことが有効であることが知られている。図１１は
ＰＳ法のシーケンスに心電同期計測を適用したもので、
このシーケンスでは、１心周期でリフェイズシーケンス
を繰り返し、次の心周期でディフェイズシーケンスを繰
り返し、２心周期で１位相エンコードステップのＬ組の
データセットを取得する。この心電同期計測は１画像の
ためのデータを常に所定の心時相のみで収集し、同一心
時相のデータでｋ空間を埋めているので、各時相毎の画
像を得ることができるものの、二次元の撮像の場合で
も、心周期の位相エンコード数倍にさらにシーケンス種
数を掛けた時間が必要である。例えば、心周期を１秒、
位相エンコード数を２５６、シーケンス数がＰＳ法で２
であるとすると、２５６×２秒、即ち１０分近い時間を
要し、４〜６種類の基本シーケンスを繰り返すＰＣ法で
は、さらにその２〜３倍の時間が必要となる。このため
三次元撮像には実用上は使用不可能であったり、二次元
の撮像のみに限定される結果となっていた。

【０００６】一方、撮像時間についても問題があった。
例えば３Ｄ（三次元）ＴＯＦ法の場合は、基本シーケン
スの繰り返し時間ＴＲを２５ｍ秒として２５６マトリク
スの６４スライスを計測するとすると、０.０２５
（秒）×２５６×６４＝４０９.６（秒）と７分弱の時
間を要する。これは三次元計測が可能な範囲ではある
が、長時間の撮影となるため、病変を有する患者を被検
体とした場合に大変な苦痛を強いることになるばかりで
なく、撮像中の体動を誘発し、画像がアーチファクト等
で汚される確率も高くなる。

【０００７】したがって、撮像時間の延長を抑えて安定
した画像を得るＭＲＡ計測を実現できるＭＲＩ装置が必
要となっていた。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明によるＭＲＩ装置はＭＲＡ計測の際に実行さ
れるパルスシーケンスとしてマルチショットＥＰＩ（以
下、ｍ−ＥＰＩという）シーケンスを採用し、これを心
電図に同期して実行するとともに心電図或いは脈波信号
を参照して位相エンコード傾斜磁場の印加順序を制御す
ることにより、撮像時間の延長を防止つつ、心拍動によ
る信号強度の変化やアーチファクトの発生を押えたもの
である。

【０００９】即ち本発明のＭＲＩ装置は、高周波磁場お
よび傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
するシーケンサにおいて、被検体の心電図或いは脈波信
号を参照して位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御
し、１回の高周波パルスの印加により複数のエコー信号
を計測するエコープラナー法（ＥＰＩ）に基づく血流描
出シーケンスを１心周期内においてマルチショット化し
て複数回繰り返し、ｍ−ＥＰＩ血流画像を得るものであ
る。

【００１０】本発明のＭＲＩ装置は、シーケンサにおい
て実行されるｍ−ＥＰＩ法による血流描出シーケンスと
しては、高周波パルスに引き続き、血流スピンの位相戻
しを行う傾斜磁場の印加を含む二次元或いは三次元ＴＯ
Ｆ法、血流に対しそれぞれ異なる位相回転を与える複数
の基本シーケンスの組合せからなるＰＳ法或いはＰＣ法
のシーケンスを採用することができ、第１の態様とし
て、二次元ＴＯＦ法の場合、１心周期内において計測さ
れる複数のエコー信号のみにより１枚の血流画像が得ら
れるよう位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御し、複
数心周期で複数枚の血流画像を取得する。

【００１１】また第２の態様として、三次元ＴＯＦ法の
場合、１回の高周波パルスの印加により得られる複数の
エコー信号に付与される位相エンコードをスライス方向
エンコードとし、スライス方向と直交する方向の位相エ
ンコード傾斜磁場を変化させながら前記シーケンスを繰
り返し、複数心周期で１セットの三次元データを計測す
る。

【００１２】また第３、第４の態様として、ＰＳ法或い
はＰＣ法の場合には、隣接する心周期においてそれぞれ
異なる種類の基本シーケンスを交互に或いはサイクリッ
クに実行し、１心周期内で各基本シーケンスの繰り返し
により得られるデータ間の演算により１枚の血流画像を
得る。

【００１３】このような本発明のＭＲＩ装置では、シー
ケンサが上述した血流描出シーケンスを起動することに
より、例えば二次元ＴＯＦ法では順次１心拍（心周期）
毎に、１スライス分の血流断面画像を得ることができ、
複数枚の血流断面画像から光線軌跡法等の公知の投影処
理を行うことで、広範囲の血管像を作成できる。三次元
ＴＯＦ計測の場合でも同様に１心拍当り例えば２５回の
繰り返しで計測すれば、１０心拍（約１０秒）で２５０
位相エンコードステップの計測データを得ることが可能
なため呼吸停止状態での撮像が可能となる。またＰＳ法
やＰＣ法の場合でも、基本シーケンス数倍するだけで、
同様の計測が可能となる。

【００１４】更に本発明のＭＲＩ装置は、位相エンコー
ド傾斜磁場印加順序を制御することによってシネＭＲＡ
計測が可能であり、この場合には、複数心周期の計測を
繰り返し、各心周期の各心時相で得られる複数のエコー
信号に付与する位相エンコード数を制御して、複数の心
周期に亘り心時相毎に血流画像を得る。

【００１５】この場合にも、１心周期毎に１エンコード
ステップのデータを取得していた従来法に比べ、撮像時
間を大幅に短縮できる。

【００１６】

【発明の実施の態様】以下、本発明の実施例を添付図面
に基づいて詳細に説明する。

【００１７】図１０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。この磁気共鳴イメージング
装置は、核磁気共鳴（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、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、
シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて
いる。

【００１８】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、上記被検体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。

【００１９】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に対するスライス面を設定することができる。

【００２０】シーケンサ４は、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高周波磁
場パルス（ＲＦパルス）をある所定のパルスシーケンス
で繰り返し印加するもので、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、
送信系５及び磁場勾配発生系３並びに受信系６に送るよ
うになっている。本発明において、シーケンサ４は、Ｔ
ＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等のＭＲＡ計測シーケンスを起
動する。

【００２１】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
り、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１
３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。

【００２２】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
とから成り、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、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介して
Ａ／Ｄ変換器１７に入力して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、その信号が信号処理系７に送られるよう
になっている。

【００２３】この信号処理系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。

【００２４】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。

【００２５】また本発明においては、心電同期計測を可
能とするために、被検体に取り付けた心電検出計３１で
検出された心電図に基づき、必要な波形データ或いはト
リガ信号をシーケンサ４に送出する心電計３０が備えら
れている。シーケンサ４は心電計３０からのデータ或い
はトリガ信号を受信してＭＲＡ計測シーケンスを起動
し、心時相情報を参照して位相エンコードステップを制
御する。

【００２６】次にこのようなＭＲＩ装置を用いた本発明
のＭＲＡ計測法について説明する。ＭＲＡ計測シーケン
スとしては、二次元または三次元のどちらでもよく、ま
たＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法等公知のシーケンスが可能
であるが、いずれの場合にも短い繰り返し時間ＴＲ（30
〜50ms程度）で繰り返すｍ−ＥＰＩシーケンスをベース
として構成し、１回のＲＦパルス照射（１ショット）で
複数のエコー信号を計測し、１ショット当り15〜50プロ
ジェクション分のデータを収集する。

【００２７】まず第１の実施例としてＭＲＡ計測シーケ
ンスとして最も簡素な二次元ＴＯＦ型のシーケンスを採
用した実施例について図１及び図２を参照して説明す
る。

【００２８】図１は、本発明のＭＲＩ装置によって実現
されるＴＯＦ法によるＭＲＡ計測シーケンスを模式的に
示したタイミング線図及びｋ空間データ配列を示したも
のである。図１において、ＥＣＧは心電図を示し、Ｒ波
と次のＲ波との間の心周期において複数（ここではＬ）
ショットのｍ−ＥＰＩシーケンスが繰り返される。

【００２９】図２は、ショット番号で示される１ショッ
トの基本シーケンスを示すもので、図中、ＲＦは高周波
パルスによる励起のタイミング、Ｇｓは傾斜磁場パルス
の印加タイミング、Ｇｐ、Ｇｆはそれぞれ位相エンコー
ド、周波数エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加タイ
ミングを示している。

【００３０】このＴＯＦ法による基本シーケンスは、高
周波パルスＲＦの印加と同時にスライス選択傾斜磁場Ｇ
ｓを印加して所定のスライスに相当する共鳴周波数でＲ
Ｆパルスによる励起を行う。次いでスライス方向に血流
信号の位相戻しを行うためのスライス傾斜磁場Ｇｓを印
加し、同時に位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐが印加さ
れる。この際、後述するように、位相エンコードは１心
周期で１枚のスライスについての画像が得られるように
制御される。次いで極性が反転するリードアウト傾斜磁
場Ｇｆを連続して印加しながら、傾斜磁場磁場が反転す
る度に複数のエコー信号を計測する。このとき、各エコ
ーに位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場
Ｇｐを印加する。尚、図では１ショットで計測されるエ
コー信号が７個示されているが、これに限定されるもの
ではない。

【００３１】この実施例では、まず第１のＲ波の受信に
よってＭＲＡ計測シーケンスが起動されると次のトリガ
信号までの第１心周期において第１スライスに相当する
共鳴周波数でＲＦパルスによる励起を行いｍ−ＥＰＩシ
ーケンスを起動する。この際、位相エンコード傾斜磁場
の印加順序を制御することにより、得られるデータをｋ
空間の高周波領域から低周波領域更に高周波領域に順次
配置されるようにする。即ち１ショット当たり取得する
エコー数（プロジェクション数）をｎとするとき、第１
ショットでは位相エンコード番号１〜ｎまでのデータ取
得し、第２ショットでは位相エンコード番号ｎ＋１〜２
ｎまでのデータを取得する。以後、同様に１ショット毎
にｎずつ位相エンコードをインクリメントする。これに
よりｋ空間走査方法は、第１ショットで最高周波数成分
から低周波数方向に走査し、引き続く第２ショットで連
続してさらに低周波方向に走査し、最終的に第Ｌショッ
トでは最高周波数成分まで走査する。

【００３２】１枚の画像を作成するのに必要なプロジェ
クションの数をＪとすると、ｍ−ＥＰＩの１ショット当
たり取得するエコー数（プロジェクション数）ｎ及びシ
ョット数Ｌは、Ｊ＝ｎ×Ｌの式を満たせばよい。今、１
心周期（約１秒）で繰り返し時間ＴＲ＝30msの基本シー
ケンスを繰り返すとすると、約３２ショット（Ｌ＝３
２）が可能であり、例えばＪを256とすると、１ショッ
トで８エコーの計測を行えば、１心拍のみで１スライス
の計測を終えることになる。

【００３３】続いて第２、第３・・第Ｍスライスについ
ても同様に１心周期内でＬショットのｍ−ＥＰＩシーケ
ンスを起動する。これにより、所望のスライス（Ｍスラ
イス）分のデータを取得する。この際、必要に応じて若
干のオーバーラップを保ちながら、スライス位置をずら
して繰り返す。例えばスライス厚を３mm、オーバーラッ
プ量をｌmmとして、２０スライスの撮像を行った場合、
４１mmの範囲をカバーでき、このために必要な時間は２
０秒で、呼吸停止下での撮像が可能となる。従って腹部
など呼吸動の影響の大きい部位では、アーチファクトの
発生を抑えることができる。

【００３４】尚、図では示されていないが、プロジェク
ション間の信号強度の急激な変化を抑制し、アーチファ
クトを低減する目的で、必要に応じて計測開始前に同じ
繰り返し時間ＴＲで事前の励起を行っておくことが好ま
しい。

【００３５】また図示する実施例では、ｋ空間走査方法
として第１ショットで最高周波数成分から低周波数方向
に走査し、順次低周波数方向に走査する場合を説明した
が、第１ショットのデータをｋ空間の中央として、第
２、第３・・・ショットのデータを順次ｋy方向の上或
いは下に配置し、最終的にＬショットのデータがｋ空間
の中央付近に戻るようにすることもできる。これにより
比較的血流速の遅い拡張末期データをコントラストへの
寄与が大きい低周波領域に配置し、血流速の速い収縮期
データを高周波領域に配置することができる。

【００３６】次に本発明の第２の実施例としてＭＲＡ計
測シーケンスとして三次元ＴＯＦ型のシーケンスを採用
した実施例について図３及び図４を参照して説明する。
図３は、三次元ＴＯＦ法によるＭＲＡ計測シーケンスを
模式的に示したタイミング線図及び三次元計測空間デー
タ配列を示したものであり、図４は、ショット番号で示
される１ショットの基本シーケンスを示すものである。

【００３７】このＭＲＡ計測においても、第１の実施例
と同様にＲ波をトリガーとして所定の短い繰り返し時間
ＴＲでｍ−ＥＰＩシーケンスが起動される。但し、三次
元ＴＯＦ型のシーケンスでは、図４に示すように１ショ
ット内の各エコー（ｎ個のエコー）には、一定の位相エ
ンコードと、異なるｎステップのスライスエンコードが
付与される。即ち、１ショットで計測されるデータは三
次元計測空間のスライスエンコード方向に配置される。
そして位相エンコードはショット毎に異なる値を採用す
る。この場合、第１のショットの位相エンコード番号が
１、第２のショットの位相エンコード番号が２・・・と
いうように連続したショットに対して連続した位相エン
コードを付与してもよいが、図示する実施例では、位相
エンコード番号を計測する心周期数（＝ｍ）分ずつイン
クリメントして、第１ショットでは１、第２ショットで
はｍ＋１、第３ショットでは２ｍ＋１の位相エンコード
を付与する。このように第１心周期内で第Ｌのショット
まで実行する。次いで第２心周期では、位相エンコード
を第１心周期に対し１インクリメントし、同様にショッ
ト毎にｍずつ位相エンコードをインクリメントしながら
Ｌショットの計測を行う。これにより、各ショットで取
得されるデータはｍの間隔を置いて計測空間に配置さ
れ、隣接する心周期の同一の心時相データを連続的に配
置することになり、フローアーチファクトを強く抑制す
ることができる。

【００３８】この三次元ＴＯＦ型のシーケンスでは、１
ショット内のエコーに同一の位相エンコードを与えてい
るので、１心周期ではky方向のデータを全て埋めること
ができない。このため、引き続く心周期で残りのデータ
を収集し、最終的にＪ＝Ｌ×ｍを満たすｍ心周期分の計
測を行い、ky方向のデータを全て埋めるようにしてい
る。これによりｎ×Ｊの三次元データを得ることができ
る。この三次元計測の場合にも、Ｊを例えば256として
も、１心拍（約１秒）でＴＲ＝３０msの３２ショット
（Ｌ＝３２）の撮像を行うとすれば、８（ｍ＝８）心周
期の約８秒で計測を終えることができる。この場合、１
ショット内でｎ＝１６エコーの計測を行えば、約８秒で
１６スライスの三次元データを得ることができる。

【００３９】以上の実施例ではＭＲＡ計測シーケンスと
してＴＯＦ型シーケンスを採用した例を説明したが、既
に述べたように本発明のＭＲＩ装置では、ＰＣ法やＰＳ
法を用いたＭＲＡ計測にも適用でき、ＰＳ型やＰＣ型の
場合には基本シーケンスの数が増える（ＰＣ型では４シ
ーケンス分または６シーケンス分、ＰＳ型では２シーケ
ンス分）ので、その分、計測データ数及び撮像時間（心
拍数）が増加するが、それ以外は同様に実施することが
できる。

【００４０】以下、本発明の第３の実施例として、二次
元ＰＳ法の実施例について図５及び図６を参照して説明
する。図５は、ＰＳ法によるＭＲＡ計測シーケンスを模
式的に示したタイミング線図及びｋ空間データ配列を示
したものであり、図６は、ＥＰＩ法による２つの基本シ
ーケンスであるディフェイズシーケンス及びリフェィズ
シーケンスを示すものであり、これらの特徴はエコー計
測のためのリードアウト傾斜磁場反転の前に血流に対す
る位相の変化を与える傾斜磁場を印加する。尚、図６に
おいて２つの基本シーケンスのうちディフェイズシーケ
ンスについては、リフェイズシーケンスと異なる部分を
点線で示しており、その他は共通している。

【００４１】本実施例においては、図５に示すように心
電計３０からのＲ波をトリガ信号として２種の基本シー
ケンス、リフェイズシーケンス及びディフェイズシーケ
ンスを順次起動する。

【００４２】ディフェイズシーケンスは、図６に点線で
示すようなディフェイズパルスが印加されエコー信号の
計測の際に、静止スピンと移動スピンとの位相が揃わな
いようにしたシーケンスで、リフェイズシーケンスは、
同図に実線で示すようなリフェイズパルスが印加され、
エコー信号のピークに一致して静止スピンと移動スピン
との位相が揃うようにしたシーケンスである。両シーケ
ンス共１ショットで複数のエコー信号を計測する点は、
先のＴＯＦ型のＥＰＩシーケンスと同様である。

【００４３】このＰＳ法では、静止部分についてはディ
フェイズシーケンスとリフェイズシーケンスとで等強度
の信号が得られ、移動磁化の存在部位では、リフェイズ
シーケンスにおいて位相拡散による信号の欠損を抑え、
ディフェイズシーケンスより高い信号が得られる。従っ
て、図７に示すように、ディフェイズシーケンスで計測
したディフェイズ画像Ｉ1と、リフェイズシーケンスで
計測したリフェイズ画像Ｉ2との差をとって差分画像I3
を得ることにより、例えば血管内の血流のような移動部
分２１のみを画像化することができる。

【００４４】これらリフェイズとディフェイズの２種類
のシーケンスを、１心周期置きに交互に動作させ、各々
のシーケンスに対する位相エンコードの付与方法は、第
１の実施例と同じである。即ち、１ショットで得られる
ｎプロジェクション分のデータを順次ｋ空間の高周波成
分から低周波方向に向って配置し、最終的に第Ｌショッ
トでは最高周波数成分までｋ空間を走査する。２心周期
で２種のシーケンスを起動し、１スライスの血流断面画
像を得ることができる。また２Ｍ心周期繰り返すことに
よりＭスライス分のデータを得ることができる。従って
ＰＳ法によるＭＲＡ計測では、ＴＯＦ法に対し基本シー
ケンス数分だけ計測時間が増えるだけで、短時間で血流
断面画像を得ることができる。

【００４５】また、このＰＳ法を三次元化する場合も、
図３に示す第２の実施例に倣い、１ショットで得られる
各エコーに、一定の位相エンコードと、異なるｎステッ
プのスライスエンコードを付与し、各ショットで得られ
るデータをｋｙ方向に所定の間隔（繰り返し心周期数ｍ
分の間隔）を持って配置すればよい。このように位相エ
ンコード傾斜磁場の印加順序を制御した２種のシーケン
スを交互に実施することにより、それぞれｎ×Ｊの三次
元データを得ることができる。

【００４６】更に本発明はＰＣ法を用いたＭＲＡ計測に
も全く同様に適用できる。

【００４７】ＰＣ法では、図８に示すようなフローエン
コードパルスと呼ばれる正負１対の傾斜磁場パルスを印
加する。血流内のスピンは、フローエンコードパルスに
よって流速に応じた位相回転を受けるが、図８中実線で
示す正のフローエンコードか点線で示す負のフローエン
コードかよって、異なる位相回転φf+またはφf-を受け
る。従って、極性の異なるフローエンコードパルスを交
互に印加し得られる信号の複素差分を取ることにより、
位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信
号のみ検出される。この場合、得られる信号強度は流速
に依存して変化し、φf-とφf+の位相差がπとなる流速
を有するとき信号強度は最大となる。従って直交座標系
の任意の一軸に、正極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスと負極性のフローエンコードパルスを有
するシーケンスを動作させ取得したデータの差分演算を
行なえば、その一軸方向に沿って流れる血流を抽出する
ことができる。これを三軸全てについて、すなわち６個
のシーケンスを動作させることにより、全方向の血流を
抽出することができる。

【００４８】このような６個のシーケンスを動作させる
ＰＣ法（以下、６回計測法という）に本発明を適用する
場合には、６個のシーケンスを基本シーケンスとして、
１心周期毎に１つの基本シーケンスをＬショット分繰り
返し、６心周期で６個のシーケンスそれぞれについてＬ
×ｎ個のデータを取得する。この場合にも、各時相にお
ける位相エンコードステップは、図１及び図５に示す実
施例の場合と同様に、１心周期のエコーでｋ空間をすべ
て走査するように印加される。

【００４９】このような６心周期の計測を１サイクルと
してＭサイクル繰り返し、最終的に６×Ｍ心周期の計測
を行い、６セットのデータセットを得る。これら６セッ
トのデータのうち、それぞれ同軸の逆極性のフローエン
コードを用いた２セットのデータについて差分演算し、
その軸についての血流データを得る。これにより３軸に
ついてＭスライス分の血流画像データを６Ｍ心周期の時
間（約６Ｍ秒）で得ることができる。６回計測法の場合
にも、１軸或いは２軸のみとしてもよく、その場合には
約２Ｍ秒或いは約４Ｍ秒でＭスライス分の血流画像デー
タをえることができる。

【００５０】またＰＣ法は、１個のリファレンスシーケ
ンスと３軸について負のフローエンコードシーケンス
（合計４個）の組み合わせで、３軸方向の血流を検出で
きる方法（以下、４回計測法）がある。このような４個
のシーケンスの組み合わせによるＰＣ方法の場合にも、
基本シーケンス数が異なるのみで、上述した６個を基本
シーケンスとするＰＣ法と同様にして、本発明のＭＲＡ
を適用することができる。

【００５１】更にＰＣ法を用いたＭＲＡ計測を三次元化
する場合も、図３に示す第２の実施例に倣い、位相エン
コード傾斜磁場の印加順序を制御した複数種のシーケン
スをサイクリックに実施することにより、それぞれｎ×
Ｊの三次元データを得ることができる。

【００５２】尚、図６及び図８に示すｍ−ＥＰＩシーケ
ンスに適用するＰＳ／ＰＣシーケンスは、本発明の一実
施例であって、本発明はこのような１ショット内のシー
ケンスを単位として、先に述べた位相エンコードまたは
スライスエンコードの付与方法を採用するものであれ
ば、様々な構成のシーケンスを許容できる。

【００５３】また以上説明した実施例では、１心周期に
おいてＬショットのｍ−ＥＰＩシーケンスを実行した
後、次のＲ波までに心周期の変動に対応した余裕時間を
取っているが、ＲＦ励起の定常状態を保つために、この
余裕時間内に同じＴＲでＲＦ励起を連続することが好ま
しい。この場合、各ショットの繰り返し時間ＴＲを心拍
に依存せずに一定とし、Ｒ波後、最先のショットをその
心周期の第１ショットとする。この場合、第２心周期以
降は完全にＲ波と同期を取ることはできないことにな
る。しかし計測の対象が心時相に応じて形態的に変化す
るものでなく、流速そのものの変化を示すものであるこ
と、ＴＲが３０ms程度と短いため心電図とのずれ量もそ
れ以下となり、この程度のずれ量の範囲では計測対象で
ある流速の変化量も問題とならない程小さいことから画
像上悪影響を与えることはない。

【００５４】次に本発明のＭＲＩ装置を用いてシネＭＲ
Ａ計測を行う場合について説明する。シネＭＲＡ計測は
各心時相毎のＭＲ画像を計測、再構成し動画表示に供す
る方法で、一般に生体内の血流速度は心時相に一致して
変化しているので、その動態を測定することで循環器系
の病態を診断する方法である。ここではシネＭＲＡ計測
の一実施例として、二次元シネＰＣ法により、各心時相
毎のＰＣ画像（位相画像）を計測、再構成する方法を説
明する。

【００５５】図９は、このような二次元シネＰＣの本発
明による実施例を示す図である。尚、図では説明を簡単
にするために、１軸フローエンコードの場合について示
しており、図８に示すような正負それぞれのフローエン
コードを与えた２シーケンスを心周期毎に交互に実施す
る。本実施例では、各ショットの繰り返し時間ＴＲを心
拍に依存せずに一定とし、一定の繰り返しタイミングで
ＲＦ励起を継続することにより定常状態を壊さないよう
にしている。

【００５６】このように連続してｍ−ＥＰＩ計測を行
い、１心周期において動画表示すべき複数（Ｌ個）の心
時相におけるショットで得られたデータを用いて、各心
時相の画像を形成する。１ショット内では、計測された
ｎ個のエコーに対してそれぞれ異なる位相エンコードを
付与する。第１心周期の第１ショットで得られるｎプロ
ジェクション分のデータは、正フローエンコード計測デ
ータとしてｋ空間の最高周波数成分から低周波成分方向
に走査され、更にそれに続くｋ空間の領域は第３心周期
における第１ショットで得られるｎプロジェクション分
のデータで走査される。以後、２Ｍ心周期まで計測を行
い、奇数番目の心周期における第１ショットの計測で得
られたデータで、ｋ空間を走査し、最終的に正フローエ
ンコード計測データとして所定の位相エンコードステッ
プ数Ｊのデータを得る。また２Ｍ心周期までの計測のう
ち、偶数番目の心周期における第１ショットのデータ
は、正フローエンコード計測データの場合と同様に負フ
ローエンコード計測データとしてｋ空間を走査し、位相
エンコードステップ数Ｊのデータを得る。このようにし
て第１心時相について１組の計測データ（Ｊ＝Ｍ×ｎプ
ロジェクション）を得ることができる。

【００５７】第１心周期〜第２Ｍ心周期における計測デ
ータのうち第２ショットの計測で得られたデータは、奇
数番目のデータと偶数番目のデータ毎にそれぞれ第２心
時相の画像を得るためのｋ空間に配置される。この時の
位相エンコードの印加の仕方は第１ショットの場合と全
く同様である。同様にして第３〜第Ｌショットまでのデ
ータをそれぞれのｋ空間に配置する。これにより、同一
スライスについて心時相の異なるＬ枚の画像を作成でき
る計測データが揃ったことになる。

【００５８】尚、１心周期内でＬショット以降のショッ
トで得られるデータを、Ｌショットのデータに加算する
ことも可能である。

【００５９】図１１に示す従来法では１心周期内に、Ｌ
心時相に相当するＬ枚の画像についてそれぞれ１位相エ
ンコード分のデータしか取得できないため、例えば１枚
の画像を得るために必要な位相エンコード数を２５６と
すると、それに基本シーケンス数を掛けた数、即ち２５
６×２心周期の計測時間を要したのに対し、本実施例に
よれば計測時間を１／ｎに短縮できる。

【００６０】尚、ここでは簡単のために６回計測法のう
ち１軸について計測する場合を示したが、２軸或いは３
軸について計測する場合には、基本シーケンス数が４或
いは６と増えるだけで、全く同様である。また４回計測
法の場合にもフローエンコードの軸数に応じて基本シー
ケンス数（２、３、４）を変更するだけで同様に適用で
きる。

【００６１】またシネＭＲＡ計測は、ＰＣ法のみならず
ＰＳ法にも適用でき、同様の効果を得ることができる。
この場合にも、ＰＳ法と同様、同期のタイミングに若干
のずれがあってもよく、また余裕時間で計測されたデー
タを加算することも可能である。

【００６２】更に、以上説明した各実施例においては、
ＭＲＡ計測シーケンスの起動の際に参照する同期信号源
として、心電図のＲ波を用いた場合を説明したが、心拍
動の情報を現わすものであれば脈波信号や心音図など心
電図以外のものを用いても構わない。

【００６３】

【発明の効果】本発明はＴＯＦ法、ＰＣ法、ＰＳ法のよ
うな血流描画法に心電同期を採用するとともにこの際血
流描画シーケンスとしてｍ−ＥＰＩシーケンスを起動さ
せることにより、ＴＯＦ−ＭＲＡまたはＰＣ／ＰＳ−Ｍ
ＲＡにおいて短時間撮像を可能にすると共に、フローア
ーチファクトの抑制、呼吸動アーチファクトの抑制が可
能となる。特にＴＯＦ法の場合は二次元計測及び三次元
計測のいずれでも呼吸停止の可能な20秒程度以下で実用
的な撮像が可能となる。また、二次元シネＰＣ法のよう
な心時相に依存した血流速の変化の描出も同様の短い計
測時間（20秒以下）で可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＭＲＩ装置で起動されるTOF型MRA計測
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびｋ空間上のデータ配列を説明する図

【図２】図１のTOF型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図

【図３】本発明のＭＲＩ装置で起動される3D-TOF型MRA
計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線
図およびｋ空間上のデータ配列を説明する図

【図４】図３のTOF型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図

【図５】本発明のＭＲＩ装置で起動されるPS型MRA計測
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図お
よびｋ空間上のデータ配列を説明する図

【図６】図５のPS型MRA計測シーケンスの基本シーケン
スを表す図

【図７】PS型MRA計測による画像処理方法を表す図

【図８】本発明のＭＲＩ装置で起動されるPC型MRA計測
シーケンスの基本シーケンスを表わす図

【図９】本発明のＭＲＩ装置で起動される2D-PC型シネM
RA計測シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング
線図およびｋ空間上のデータ配列を説明する図

【図１０】本発明及び従来の核磁気共鳴イメージング装
置の全体構成を示すブロック図

【図１１】従来の心電同期ＭＲＡ計測法におけるパルス
シーケンスの全体を模式的に表わしたタイミング線図

【符号の説明】

１・・・被検体 ２・・・静磁場発生磁石（磁場発生装置） ３・・・磁場勾配発生系（傾斜磁場発生手段） 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（傾斜磁場発生手段） １４ａ・・・送信側の高周波コイル １４ｂ・・・受信側の高周波コイル

フロントページの続き (72)発明者 磯部 正幸 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
   と、該被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、
   前記被検体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
   記高周波磁場および傾斜磁場を所定のパルスシーケンス
   で繰り返し印加するシーケンサと、前記受信系で検出し
   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、 前記シーケンサは、前記被検体の心電図或いは脈波信号
   を参照して位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御し、
   １回の高周波パルスの印加により複数のエコー信号を計
   測するエコープラナー法による血流描出シーケンスを１
   心周期内において複数回繰り返し、血流画像を得ること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】前記血流描出シーケンスは、高周波パルス
   に引き続き、血流スピンの位相戻しを行う傾斜磁場の印
   加を含む二次元タイムオブフライト法による血流描出シ
   ーケンスであって、１心周期内において計測される複数
   のエコー信号により１枚の血流画像が得られるよう前記
   位相エンコード傾斜磁場印加順序を制御することを特徴
   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】前記血流描出シーケンスは、高周波パルス
   に引き続き、血流スピンの位相戻しを行う傾斜磁場の組
   を含む三次元タイムオブフライト法によるシーケンスで
   あって、１回の高周波パルスの印加により得られる複数
   のエコー信号に付与される位相エンコードをスライス方
   向エンコードとし、スライス方向と直交する方向の位相
   エンコード傾斜磁場を変化させながら前記シーケンスを
   繰り返す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。
4. 【請求項４】前記血流描出シーケンスは、血流に対しそ
   れぞれ異なる位相回転を与える複数の基本シーケンスの
   組合せからなり、隣接する心周期においてそれぞれ異な
   る種類の基本シーケンスを実行し、各基本シーケンスの
   １心周期内の繰り返しにより得られるデータ間の演算に
   より１枚の血流画像を得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。
5. 【請求項５】前記血流描出シーケンスは、複数心周期の
   計測を繰り返すとともに、各心周期の各心時相で得られ
   るエコー信号に付与する位相エンコード数を制御して、
   複数の心周期に亘り心時相毎に血流画像を得ることを特
   徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。