(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体（１）に、静磁場を与える静磁場発生手段（２）と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段（３）と、上記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段（５）と、上記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段（６）と、上記エコー信号を受信するための、少なくとも１つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段（４）と、上記エコー信号受信手段（６）で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成する信号処理手段（８）と、上記血管像を表示する表示手段（２０）とを備え、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記パルスシーケンスの実行中に、上記被検体に注入された造影剤の上記血管内における濃度に対応して、上記高周波磁場パルスの印加制御に係る少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する磁気共鳴イメージング装置であって、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記造影剤の濃度に対応して設定された第１の期間と第２の期間とで、上記第１の期間では第１の撮影パラメータの値を変更し、上記第２の期間では第２の撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
被検体（１）に、静磁場を与える静磁場発生手段（２）と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段（３）と、上記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段（５）と、上記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段（６）と、上記エコー信号を受信するための、少なくとも１つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段（４）と、上記エコー信号受信手段（６）で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成する信号処理手段（８）と、上記血管像を表示する表示手段（２０）とを備え、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記パルスシーケンスの実行中に、上記被検体に注入された造影剤の上記血管内における濃度に対応して、上記高周波磁場パルスの印加制御に係る少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する磁気共鳴イメージング装置であって、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記パルスシーケンスの実行中に、異なる種類の上記撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記造影剤の濃度に対応して設定された第１の期間と第２の期間とで、上記撮影パラメータの値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。
【請求項４】
請求項１又は３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記第１の期間は、上記造影剤の濃度がピークとなる時点までの濃度増加期間であり、
記第２の期間は、上記造影剤の濃度がピークとなった時点からの濃度減少期間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１又は３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記第１の期間は、上記造影剤の濃度がピークとなる時点を含む所定閾値以上の高濃度期間であり、上記第２の期間は、上記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンスは、上記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するパルスシーケンスであり、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、
上記フリップ角と上記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、
上記フリップ角の変更は、上記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、上記濃度減少期間では濃度減少に迫従して減少させ、
上記繰り返し時間の変更は、上記濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、上記濃度減少期間では濃度減少に追従して増加させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンスは、上記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するパルスシーケンスであり、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、
上記第１の撮影パラメータを上記フリップ角と上記繰り返し時間の内のいずれか一方とし、上記第２の撮影パラメータは他方とし、
上記フリップ角を、上記高濃度期間のフリップ角が上記低濃度期間のフリップ角より大きくなるようにし、
上記繰り返し時間を、上記高濃度期間の繰り返し時間が上記低濃度期間の繰り返し時間より短くなるようにすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記第１の撮影パラメータの値を上記ピーク時点の前後で反対方向に変化させ、上記第２のパラメータの値を単調に増加又は減少させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項６乃至８のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、
上記フリップ角の変更は、そのフリップ角がエルンスト角となるように行い、
上記繰り返し時間の変更は、上記フリップ角がエルンスト角となるように行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記表示手段（２０）は、値が変更された撮影パラメータの各値から導かれた統計値を表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記造影剤の濃度がピークとなる時点の近傍において、ｋ空間の中心データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記造影剤濃度の異なる時点の２つの画像を撮影し、上記信号処理手段は、上記造影剤濃度の異なる２つの画像の差分画像から上記血管像を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記血管における上記造影剤の濃度変化情報を取得する手段を有し、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記濃度変化情報に基づいて、上記血管像の撮影の開始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。
【請求項１４】
請求項１３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影し、上記造影剤濃度変化情報取得手段は、上記血管内における上記造影剤の濃度情報が反映された信号を上記監視画像から抽出して、該信号が所定の閾値を超えた時に、
上記パルスシーケンス制御手段（４）に上記監視画像の撮影から上記血管像の撮影に切り替えることを指示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
請求項１３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記血管像の撮影の開始を指示する入力を受け付けるための入力部を備え、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影し、
上記表示手段（２０）は、上記監視画像を連続して表示し、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記開始指示に基づいて、上記監視画像の撮影から上記血管像の撮影に切り替えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記信号処理手段（８）は、事前に取得された上記造影剤の濃度変化情報に基づいて上記濃度を予測し、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記濃度の予測値に基づいて上記血管像の撮影を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
請求項１乃至１６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記パルスシーケンス制御手段（４）は、上記パルスシーケンスの実行中に、上記撮影パラメータの値の変更方法を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】  本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、造影剤を用いて血管系の走行を描出する造影アンジオグラフィー法により高画質の血管像を取得する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】  磁気共鳴イメージング（以下「ＭＲＩ」と略記する）装置は、核磁気共鳴（以下「ＮＭＲ」と略記する）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）の密度分布や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】  そして、このＭＲＩ装置には、血流を描画するＭＲアンジオグラフィ（以下ＭＲＡと略す）という撮像機能を有しているものがある。このＭＲＡ撮像機能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が、一般に造影剤を使用した方が血管の描出能に優れており、高画質の血管像を得ることができる。【０００４】  造影剤を使用する方法としては、Ｇｄ−ＤＴＰＡなどのＴ１短縮型の造影剤と短いＴＲ（繰り返し時間）のグラディエントエコー系シーケンスを組み合わせる方法が一般的である。【０００５】  これは、Ｔ１短縮型の造影剤を含む血流のスピンは周囲組織より短いＴ１を有しているために、同じＴＲでも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て、造影剤を含む血液に満たされた血管腔内を他組織に対し高コントラストで描出する手法である。【０００６】  造影剤が血管内に留まっている短時間の間に血管を含むボリュームのデータ（具体的には３次元）の計測を行い、得られた３次元画像を重ね合わせて最大値投影法などの投影処理を行えば、血管の描画が可能となる。このため、ＭＲＡに用いられる撮像シーケンスとしては、３次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケンスが一般的である。【０００７】  この３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）撮像タイミング、（３）最適な撮像条件（特にフリップ角又は励起角）の設定が重要である。【０００８】  上記条件（１）については、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造影剤を注入しなければならない。このため、一般的には自動注入器を用いて造影剤が急速注入される。【０００９】  また、上記条件（２）については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。【００１０】  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）の計測を造影剤濃度がピークに達するタイミングに合わせるのが理想であり、使用するパルス系列のデータ収集法に対応してそのタイミングを設定する。このタイミング設定技術は、特許文献１に開示されている。【００１１】  また、上記条件（３）については造影剤によるＴ２短縮に伴う信号減衰と血流による位相拡散とを最小限にするために、ＴＥ励起からエコー中心までの時間）は極力短く設定し（３ｍｓ以下）、ＴＲについては、造影剤の注入速度に対応して、Ｓ／Ｎが許容される範囲で短めに設定する（１０ｍｓ以下）。つまり、造影剤の濃度に追従して、ＴＲの変更方法を変更する。【００１２】
【特許文献１】米国特許第５，５５３，６１９号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】  上記条件（３）に関しては、従来の３次元造影ＭＲＡ計測では、短いＴＲのグラディエントエコーシーケンスを用いているため、血管内腔の造影剤濃度に対応して最適なフリップ角の設定が必要となる。通常は、造影剤濃度のピーク時の推定造影剤濃度におけるエルンスト角が用いられる。【００１４】  しかし、注入された造影剤の血管内腔での濃度は、時間に応じて刻々と変化しており、濃度ピークに達するまでは指数関数的に増加し、この濃度ピークに達した後は指数関数的に減衰する。このため、濃度ピーク時以外は、最適なフリップ角から外れてしまい、計測期間の全てに渡っては、血液からの高信号が得られないという問題がある。【００１５】  このフリップ角の最適化も含めて、従来技術における３次元造影ＭＲＡ計測では、目的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時に合わせて撮像条件を最適化（特許文献１記載の技術）している。【００１６】  つまり、静脈から急速静注された造影剤の血管内腔での濃度は刻々と変化しているため、造影剤濃度がピークに達した時間帯での計測は、エコー信号強度を最大化するという点では最適な計測となっている。【００１７】  しかし、造影剤濃度のピーク時以外の、その前後の時間帯での計測は、必ずしも最適な計測となってはいない。【００１８】  特許文献１に記載の技術では、目的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時に、ｋ空間の中心データの取得時期を合わせることから、画像コントラストを決定するｋ空間の中心部分の計測は最適化されており、高信号の取得は可能である。しかし、この特許文献１記載の技術では、画像の輸郭（シャープさ）を決定する要素となるｋ空間の辺縁の計測では、最適な状態から外れてしまっているため、最良な高信号を取得することができない。【００１９】  本発明は、上記問題を解決するためになされたものであり、その目的は、被検体内に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追随して、常に最適な条件で撮像し、より高画質な血管像の取得を可能にするＭＲＩ装置及びそれを用いた造影アンジオグラフィー法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００２０】  上記課題を解決するために、本発明は次の様に構成される。【００２１】  （１）磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の血管像を造影剤を用いて撮影する造影アンジオグラフィー法であって、（ａ）前記血管を含む被検体の所望の領域を静磁場空間に配置するステップ、（ｂ）前記被検体に造影剤を注入するステップ、（ｃ）前記所望の領域を、少なくとも１つの撮影パラメータを有する所定のパルスシーケンスに基づいて撮影するステップ、（ｄ）前記撮影ステップで取得された撮影データから血管像を再構成するステップ、（ｅ）前記血管像を表示するステップを含む造影アンジオグラフィー法において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記血管内の前記造影剤の濃度に対応して、前記パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する。【００２２】  （２）好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度に対応して第１の期間と第２の期間が設定され、前記第１の期間と前記第２の期間とで前記撮影パラメータの値が異なる。【００２３】  （３）また、好ましくは、上記（２）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、少なくとも２つの前記撮影パラメータを選択し、前記第１の期間と前記第２の期間とで異なる前記撮影パラメータを選択する。【００２４】  （４）また、好ましくは、上記（３）において、前記第１の期間では第１の撮影パラメータの値を変更し、前記第２の期間では第２の撮影パラメータの値を変更する。【００２５】  （５）また、好ましくは、上記（１）において、前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点までの濃度増加期間であり、前期第の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなった時点からの濃度減少期間である。【００２６】  （６）また、好ましくは、上記（４）において、前記第１の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点を含む所定閾値以上の高濃度期間であり、前記第２の期間は、前記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間である。【００２７】  （７）また、好ましくは、上記（５）において、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、前記フリップ角と前記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、前記フリップ角の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、前記濃度減少期間では濃度減少に追従して減少させ、前記繰り返し時間の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、前記濃度減少期間では濃度減少に追従して増加させる。【００２８】  （８）また、好ましくは、上記（６）において、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、前記第１の撮影パラメータは前記フリップ角と前記繰り返し時間の内のいずれか一方であり、前記第２の撮影パラメータは他方であり、前記フリップ角を、前記高濃度期間のフリップ角が前記低濃度期間のフリップ角より大きくなるようにし、前記繰り返し時間を、前記高濃度期間の繰り返し時間が前記低濃度期間の繰り返し時間より短くなるようにする。【００２９】  （９���また、好ましくは、上記（８）において、前記第１の撮影パラメータの値を前記ピーク時点の前後で反対方向に変化させ、前記第２のパラメータの値を単調に増加又は減少させる。【００３０】  （１０）また、好ましくは、上記（７）〜（９）において、前記フリップ角の変更は、そのフリップ角がエルンスト角となるように行い、前記繰り返し時間の変更は、前記フリップ角がエルンスト角となるように行う。【００３１】  （１１）また、好ましくは、上記（１）において、前記表示ステップ（ｅ）では、値が変更された撮影パラメータの各値から導かれる統計値を表示する。【００３２】  （１２）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記造影剤の濃度がピークとなる時点の近傍において、ｋ空間の中心データを取得する。【００３３】  （１３）また、好ましくは、上記（１）において、前記配置ステップ（ａ）と前記再構成ステップ（ｄ）の間のいずれかにおいて、（ｆ）前記撮影ステップ（ｃ）と同じパルスシーケンスで前記所望の領域を撮影するステップを有し、前記再構成ステップ（ｄ）では、前記２つの撮影ステップ（ｃ）と（ｆ）で取得された画像の差分から前記血管像を求める。【００３４】  （１４）また、好ましくは、上記（１）において、前記配置ステップ（ａ）と前記注入ステップ（ｂ）の間に、（ｇ）前記被検体に前記造影剤を注入して、前記血管における該造影剤の濃度変化情報を取得するステップ
を含み、前記撮影ステップ（ｃ）では、前記濃度変化情報に基づいて、該ステップ（ｃ）の開始が指示されると共に前記撮影パラメータの値を変更する。【００３５】  （１５）また、好ましくは、上記（１）において、前記注入ステップ（ｂ）と前記撮影ステップ（ｃ）の間に、（ｈ）前記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影して、前記撮影ステップ（ｃ）の開始を指示するステップを有し、前記開始指示は、前記血管内における前記造影剤の濃度情報が反映された信号を前記監視画像から抽出して、該信号が所定の閾値を超えた時に行われる。【００３６】  （１６）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、異なる種類の前記撮影パラメータの値を変更する。【００３７】  （１７）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮影ステップ（ｃ）では、撮影中に、前記撮影パラメータの値の変更方法を変更する。【００３８】  （１８）被検体に、静磁場を与える静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、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エコー信号受信手段と、上記エコー信号を受信するための、少なくとも１つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、上記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成する信号処理手段と、前記血管像を表示する表示手段（と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシーケンス制御手段（４）は、前記パルスシーケンスの実行中に、前記被検体に注入された造影剤の前記血管内における濃度に対応して、該パルスシーケンスの少なくとも１つの撮影パラメータの値を変更する。【００３９】  （１９）好ましくは、上記（１８）において、前記信号処理手段は、事前に取得された前記造影剤の濃度変化情報に基づいて前記濃度を予測し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記濃度の予測値に基づいて前記血管像の撮影を行う。【００４０】  （２０）また、好ましくは、上記（１９）において、前記血管像の撮影の開始を指示する入力を受け付けるための入力部を備え、前記パルスシーケンス制御手段は、前記血管を含む監視画像を連続して撮影し、前記表示手段は、前記監視画像を連続して表示し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記開始指示に基づいて、前記監視画像の撮影から前記血管像の撮影に切り替える。【００４１】  （２１）また、好ましくは、上記（１８）において、造影剤注入手段を有し、造影剤が該造影剤注入手段によって注入される。
【発明の効果】
【００４２】  本発明によれば、被検体内に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追随して、常に最適な条件で撮像し、より高画質な血管像の取得を可能にする造影アンジオグラフィー法を実現することができる。【００４３】  また、上記造影アンジオグラフィー法を実施するＭＲＩ装置を提供することができる。【００４４】  また、本発明によれば、造影剤を用いた血管撮像、即ち３次元造影ＭＲＡ計測において、血管内腔で時間と供に変化する造影剤濃度に追随し、撮影条件を最適にして、特にフリップ角と繰り返し時間ＴＲを最適にして計測でき、計測ウインドウ全てに渡って血管内腔を高信号で取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略全体構成を示すブロック図である。
【図２】本発明によるＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測でのフリップ角の制御を説明する図である。
【図３】各種の造影剤濃度におけるフリップ角対信号強度曲線を示す図である。
【図４】本発明の第１の実施形態における造影ＭＲＡ計測で取得される信号強度を説明する模式図である。
【図５】本発明の第２の実施形態における造影ＭＲＡ計測でのＴＲ制御を説明する図である。
【図６】公知の３次元グラディエントエコーシーケンスの概略説明図である。
【図７】本発明の第３の実施形態における造影ＭＲＡ計測でのＴＲ、ＦＡ制御を説明する図である。
【図８】本発明の実施形態における画面表示例である。
【符号の説明】
【００４６】  １…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜臓場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系（信号演算処理手段）、８…ＣＰＵ（信号演算処理手段）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発信器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…送信側高周波コイル、１４ｂ…受信側高周波コイル、１５…増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ
【発明を実施するための最良の形態】
【００４７】  以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。【００４８】  なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。【００４９】  図１は、本発明が適用されたＭＲＩ装置の一実施形態における全体概略構成図である。【００５０】  このＭＲＩ装置は、ＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系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とを備える。【００５１】  静磁場発生系２は、被検体１の周りの空間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。【００５２】  また、傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３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９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備える。そして、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３軸方向の傾斜磁場Ｇｚ，ＧＹ，Ｇｘを被検体１に印加する。【００５３】  より具体的には、Ｘ，Ｙ，Ｚのいずれかの１方向にスライス選択傾斜臓場パルス（Ｇｚ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、残り２つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス（ＧＹ）と周波数エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｘ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。【００５４】  シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＰパルス」という）と傾斜磁場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制御手段である。このシーケンサ４は、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。【００５５】  さらに、本発明の実施形態におけるＭＲＩ装置では、シーケンサ４はＲＦパルスの出力を変化させながら計測できる手段を備える。【００５６】  また、送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにＲＦパルスを被検体１に照射するもので、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とを備える。【００５７】  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からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、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、ＲＦパルスが被検体１に照射される。【００５８】  受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピン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とを備える。【００５９】  送信側の高周波コイル１４ａから照射されたＲＦパルスによって誘起される被検体１からの応答ＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出される。そして、検出されたＭＲ信���は、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。【００６０】  信号処理系７は、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有する。受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。【００６１】  なお、図１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とは、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に被検体１に対向して設置されている。【００６２】  また、本発明の実施形態においては、ＭＲＩ装置に、例えば、ＵＳＰ５５５３６１９のＦｉｇ．５Ａ，５Ｂに記載されているような、造影剤注入手段が備えられている。【００６３】  現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。【００６４】  次に、本発明の実施形態であるＭＲＩ装置の撮像方法を説明する。
図６は、直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスを示す図である。図６に示したＲＦ、Ｇｚ、ＧＹ、Ｇｘ、Ｅｃｈｏはそれぞれ、ＲＦパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、エコー信号の軸を表す。また、５０１はＲＦパルス、５０２はスライス選択傾斜磁場パルス、５０３はスライスエンコード傾斜磁場パルス、５０４は位相エンコード傾斜磁場パルス、５０５は周波数エンコード傾斜磁場パルス、５０６はエコー信号である。【００６５】  ３次元撮像では、短い繰り返し時間ＴＲ（例えば１０ｍｓ以下）毎に、スライス選択傾斜磁場５０２を印加しながらＲＦパルス５０１を印加して３次元Ｖｏｌｕｍｅを選択した後に、スライスエンコード傾斜磁場パルス５０３と位相エンコード傾斜磁場パルス５０４の印加量（＝傾斜磁場パルス波形と時間軸との囲む面積）を変えて異なるスライスエンコード量及び位相エンコード量を印加する。そして、周波数エンコード傾斜磁場を印加しながら３軸方向の位置情報をエコー信号５０６に付与して検出する。【００６６】  この操作を（スライスエンコード数Ｘ位相エンコード数）の回数だけ繰り返し、３次元画像の再構成に必要なエコー信号を取得する。スライスエンコード数は、８、１６、３２、６４等の値が選ばれ、位相エンコードの数は、通常１枚の画像あたり６４、１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。【００６７】  各エコー信号は、通常、１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを３次元フーリエ変換して３次元画像を作成する。【００６８】  エコー信号を計測した後は、例えば、図６に示すように、スライスエンコード量及び位相エンコード量の印加量をＴＲ間で０（ゼロ）になるように、スライスエンコード傾斜磁場５０３と逆極性の傾斜磁場５１０、位相エンコード傾斜磁５０４と逆極性の傾斜磁場５１１を印加し、同時に周波数エンコード方向には横磁化の位相を分散させるスポイラー５１２を印加する。【００６９】  さらに、ＲＦパルス５０１の位相もその印加毎に一定量変える。これにより、ＴＲ間で印加される傾斜磁場量は各軸で一定になるので、繰り返し時間ＴＲが撮像対象となる部位の磁化の緩和時間Ｔ１、Ｔ２より短い場合には、その部位の磁化は定常状態になる。【００７０】  ただし、周波数エンコード方向にスポイラー５１２を挿入して周波数エンコード方向にはＴＲ間の傾斜磁場量を０（ゼロ）にしていないので、得られる画像のコントラストは、Ｔ２強調の入らないＴ１強調画像となる。これは、周波数エンコード方向もＴＲ間で傾斜磁場量を０（ゼロ）にすると、Ｔ２強調画像となって、造影ＭＲＡには不適当な画質となってしまうことを避けるためである。【００７１】  なお、図６ではスライスエンコード量と位相エンコード量がＴＲ間で０（ゼロ）になるように、それぞれ逆極性の傾斜磁場５１０、５１１を印加しているが、０（ゼロ）でなく、周波数エンコード傾斜磁場のようにＴＲ間で一定量となるように傾斜磁場５１０、５１１を、それぞれ、傾斜磁場５０３、５０４に対応して印加しても定常状態は達成され、得られる画像は造影ＭＲＡに適当なＴ１強調画像となる。【０���７２】  尚、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（Ｄｅｐｈａｓｅ）をリフェイズ（Ｒｅｐｈａｓｅ）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  Ｎｕｌｌｉｎｇを付加してもよい。しかし、これは本発明に必須ではなく、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。【００７３】  次に、本発明のＭＲＩ装置による造影ＭＲＡを説明する前に、造影ＭＲＡについて簡単に説明する。背景技術で説明した様に、Ｇｄ−ＤＴＰＡどのＴ１短縮型の造影剤と、上記短いＴＲのグラディエントエコー系シーケンスとを組み合わせることで、造影剤を含む血液は高信号で描出可能となる。しかし、細い血管の描出の際には血管以外の組織とのコントラストが十分に得られない場合が多い。【００７４】  そのため、造影前後の画像間で差分処理を行って血管以外の組織を除去する方法が用いられる。この方法は、３ＤＭＲ−ＤＳＡ（Ｄｉｇｉｔａｌ  ＳｕｂＴＲａｃｔｉｏｎ  Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）などと呼ばれる。【００７５】  また、よく知られているように、生体内の血液循環システムでは心臓から駆出した血液は動脈から各組織を巡り静脈へ戻って心臓→肺へと循環する。従って、肘静脈から造影剤を注入後、心臓を通って拍出された血液は、最初に動脈系を造影し、毛細血管を介して次に静脈系が描出される。【００７６】  病態の臨床診断においては、動脈系のみならず、静脈系の描出も必要な場合があり、造影ＭＲＡの計測を複数のＰｈａｓｅに亘って連続的に撮像を行うことが望ましい場合もある。こうした撮像法をダイナミックＭＲＡと呼ぶ。【００７７】  上述した各種造影ＭＲＡの詳細については、文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ  ＭＲ  Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ  ２ｎｄ  ｅｄｉｔｉｏｎ．Ｐｒｉｎｃｅ  ＭＲ，Ｄｒｉｓｔ  ＴＭ  ａｎ  Ｄｅｂａｔｉｎ  ＪＦ，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，ＰＰ３−３９．１９８８」に詳しく記載されている。特に、３ＤＭＲ−ＤＳＡについては、この文献のＰ１６〜Ｐ１９に記載されている。【００７８】  以上に説明した造影ＭＲＡの説明を踏まえて、本発明のＭＲＩ装置による造影ＭＲＡの一実施形態を、図１〜図５を参照して説明する。【００７９】  まず、被検体１を静磁場発生系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、目的とする血管内で造影剤濃度がピークに達するタイミングを検出するためのタイミング撮像を行う。【００８０】  これには、上記文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ・・・」に記載されている以下の２つの方法（Ｍ−１）、（Ｍ−２）がある。【００８１】  （Ｍ−１）テストインジェクション法：少量の造影剤（約１〜２ｍｌ）を被検体１にテスト注入して対象部位における時間−信号曲線を得て、そこから造影剤の到達時間を計測する。そして、この結果を基にして本撮像を行う方法である。つまり、本撮像用の造影剤注入後から上記到達時間後に本撮像を開始する。【００８２】  この方法（Ｍ−１）は、造影剤を本撮像に先行して使用することにより、僅かな背景組織の造影を生じるが、大きな問題にはならないレベルであり、本撮像のタイミングを測定することにより得られるメリットのほうが大きい。そして、この方���では、タイミングを取得した後に適当な時間をおいて本撮像を行う。【００８３】  （Ｍ−２）フロロスコピックトリガー法：モニター領域内で特定の部位に関心領域（ＲＯＩ）を設定して、その部位のリアルタイム連続撮像（フロロスコピック撮像）を行いながら、そのＲＯＩの信号変化を捉える。そして、ＲＯＩの信号値が予め設定した閾値を超えた時点で自動的に目的とする部位の本撮像を始める方法（つまり、自動トリガー）である。【００８４】  あるいは、目的とする血管をリアルタイム連続撮像を行いながら観察し、適切な信号上昇が得られた時点で目的とする血管の本撮像の開始をキーボード等のユーザーインターフェースを介して指示する方法（つまり、マニュアルトリガー）である。【００８５】  閾値を超えた時点で本撮像を始める方法（自動トリガー）、適切な信号上昇が得られた時点で本撮像の開始を指示する方法（マニュアルトリガー）のどちらを用いても良い。【００８６】  このフロロスコピックトリガー法は、撮像タイミングを取得後、直ちに本撮像を行う。【００８７】  上記（Ｍ−１）、（Ｍ−２）の２つのいずれの方法においても、例えば、本撮像時の造影前の画像を取得しておき、造影後と造影前との画像の差分をとる。また、本撮像では、同一条件で同一スライスまたはスラブ（つまり、３次元撮像時のスライス方向の撮像領域）位置について連続的に計測を行う。【００８８】  撮像タイミング計測のための撮像シーケンスと本撮像のための撮像シーケンスとは、任意の撮像シーケンスでよく、特に限定されないが、例えばタイミング撮影の場合には２次元の、本撮影の場合は３次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケンスを用いるのが良い。【００８９】  次に、ｋ空間（計測空間）上でのエコー信号の計測順序について説明する。
上記タイミング撮像で得られた目的とする血管への造影剤到達時間を基に、目的とする血管の造影剤濃度ピーク時に、ｋ空間の中心データの計測を合わせるように計測を開始する。【００９０】  この際のｋ空間走査方法はシーケンシャル系でもセントリック系でも良い。【００９１】  ２次元の場合において、シーケンシャル系のｋ空間走査方法は、ｋ空間のｋｙ軸（位相エンコード）方向におけるいずれか一方の高空間周波数側の端から他方の高空間周波数側の端に向けて順次連続的にエコー信号を取得する。例えば、位相エンコード数を２５６とすると、ｋｙ＝−１２８→＋１２７と、順にエコー信号を取得する。【００９２】  一方、セントリック系のｋ空間走査方法では、ｋ空間の中心（つまり低空間周波数側）から高空間周波数側の端に向けて順次連続的にエコー信号を取得する。例えば、位相エンコード数を２５６とすると、ｋｙ＝０、−１、＋１、−２、＋２、…、＋１２７、−１２８とｋ空間の正側負側を交亙にエコー信号を取得する。【００９３】  ｋ空間の中心領域（つまり低空間周波数領域）のデータは主に画像のコントラストを決定し、高空間周波数領域のデータは主に画像の輸郭（シャープさ）を決定する。【００９４】  ３次元の場合においては、２次元のｋ空間にスライスエンコードに対応するｋｚ軸が追加される。このｋｚ軸方向に対しても、上記ｋｙ軸方向におけるシーケンシャル系又はセントリック系のｋ空間走査方法を適用することができる。【００９５】  次に、本発明の造影ＭＲＡ計測における最適撮像条件の設定について説明する。
最初に、本発明の最適撮像条件設定に関する第１の実施形態であるフリップ角の最適設定について説明する。なお、本発明の第１の実施形態では、目的部位での血管内の造影剤濃度変化に追従して、エコー信号強度が大きくなるようにフリップ角を制御する。特に、フリップ角がエルンスト角となるように又はエルンスト角に近くなるようにフリップ角を制御してエコー信号を計測する。【００９６】  はじめに、造影剤濃度の時間変化に関する一般諭を説明する。
一般に、静脈から注入された造影剤の動脈相での最大濃度は概算で、次式（１）のように推定される（文献「３ＤＣｏｎＴＲａｓｔ・・・」参照）。【００９７】  最大濃度＝（造影剤原液の濃度（ｍｍｏｌ／ｍｌ）×造影剤注入速度（ｍｌ／ｓ））／（心臓拍出量（ｍｌ／ｓ））    −−−（１）
一般成人の心臓の拍出量は約５．５１／分、すなわち約９７ｍｌ／ｓであり、造影剤の原液は５００ｍｍｏｌ／ｍｌであることから、造影剤を１ｍｌ／ｓで注入した場合、動脈相での造影剤の推定最大濃度（ピーク時の濃度）は約５ｍｍｏｌ／ｍｌと推定される。【００９８】  また、造影剤を注入した後の血管内での経時的な濃度変化は、例えば図２の（ａ）に示すように時間変化するが、この時間変化ｂ（ｔ）は、次式（２）で推定される。【００９９】  ｂ（ｔ）＝Ｃ１（ｔ＋２τ１）２ｅｘｐ（−ｔ／τ１）＋Ｃ２ｔ２ｅｘｐ（−ｔ／τ２）    −−−（２）
ただし、上記式（２）において、ｔは被検体に造影剤を注入してからの経過時間、τ、τ２、Ｃ１、Ｃ２は定数であり、例えば、τ１＝４．７ｓ、τ２＝２．４ｓ、Ｃ２／Ｃ１＝０．３７を用いることができる。【０１００】  任意の経過時間における造影剤濃度は、図１に示したＣＰＵ８にて、上記（２）式に基づき計算され推定される。【０１０１】  しかし、実際には、これらの定数は、被検体の個体差が少なからずあるため、例えば、本撮像前に行う上記テストインジェクション法（Ｍ−１）に基づくテスト撮像で取得した個人毎の実際の造影剤濃度変化（つまり、各経過時間における信号強度変化）から、個体毎に、定数τ１、τ２、Ｃ１、Ｃ２の値を決定してもよい。【０１０２】  テスト撮像結果から定数の値を決定する場合は、テスト撮像により得られた造影剤濃度変化を反映した複数の画像を、一旦、信号処理系７の外部記憶装置等に記憶する。【０１０３】  そして、テスト撮像の終了後に、ＣＰＵ８によりこれらの画像を解析して、濃度変化を示すｂ（ｔ）の式（２）における各定数を求め、その結果を外部記憶装置等に記憶しておく。【０１０４】  そして、テスト撮像後に実行される本撮像時に、外部記憶装置に記憶した定数を使用して、（２）式に基づき任意の経過時間における造影剤濃度をＣＰＵ８にて計算して推定する。【０１０５】  また、造影剤の注入された血管内腔のＴ１値は、次式（３）により算出することができる。【０１０６】  １／Ｔ１（造影後）＝１／Ｔ１（造影前）＋（造影剤の緩和率）×（造影剤の濃度）    −−−（３）
上記（３）式の（造影剤濃度）として、（２）式を用いて推定された造影剤濃度ｂ（ｔ）を用いることで、造影剤濃度の時間変化に対する造影後の血管内腔のＴ１値を推定することができる。【０１０７】  また、グラディエントエコー法において、エコー信号を最大にするためのフリップ角のことをエルンスト角とよぶが、このエルンスト角αは、次式（４）で算出できる。【０１０８】  ｃｏｓα＝ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ１）    −−−（４）
上記式（４）において、ＴＲは繰り返し時間、Ｔ１は血管内腔のＴ１値である。【０１０９】  図３は、造影剤濃度値を変えた場合におけるフリップ角（横軸）と信号強度（縦軸）との関係を示すグラフであり、信号強度が最大となるフリップ角がエルンスト角ＦＡである。【０１１０】  図３の例では、造影剤濃度ｂ３のエルンスト角はＦＡ３、造影剤濃度ｂ２のエルンスト角はＦＡ２、造影剤濃度ｂ１のエルンスト角はＦＡ１である。造影剤濃度は、ｂ１が最も低く、ｂ３が最も高く、エルンスト角ＦＡ１が最も小さく、ＦＡ３が最も大きくなっている。信号強度も、造影剤濃度ｂ１のエルンスト角ＦＡ１の信号強度Ｓ１は、造影剤濃度ｂ２のエルンスト角ＦＡ２の信号強度Ｓ２より小さく、この信号強度Ｓ２は、造影剤濃度ｂ３のエルンスト角ＦＡ３の信号強度Ｓ３より小さい。【０１１１】  図３に示した結果から、造影剤濃度が高くなるほどＴ１短縮効果が高まることになるので、（４）式におけるＴ１が小となることにより、ｃｏｓαも小となることからエルンスト角αは大きくなる。【０１１２】  上記一般諭から、（４）式のＴ１として、（３）式により得られた造影後の推定Ｔ１値を用いれば、被検体に造影剤を注入した後であって、目的部位の血管内における造影剤濃度の時間変化に追従したエルンスト角を推定することができる。つまり、造影剤濃度に追従して信号強度を最大にするフリップ角を推定することができる。【０１１３】  本発明の第１の実施形態は、造影剤濃度に追従して信号強度を最大にするフリップ角の推定方法を３次元造影ＭＲＡ計測に適用したものである。つまり、上記（４）式等により算出される、上記フリップ角の時間変化α（ｔ）となるように、実際のフリップ角を制御する。【０１１４】  上述のようにしてフリップ角を制御することにより、経時的に変化する造影剤濃度に追随して、検出信号強度が大となるに最適なフリップ角での計測が可能となり、より高画質な血管像の取得が可能となる。【０１１５】  図２の（ｂ）は、図２の（ａ）に示す推定造影剤濃度ｂの時間変化ｂ（ｔ）に追従してフリップ角を制御する様子を示すグラフである。図２の（ｂ）において、縦軸はプリップ角（ＦＡ１〜ＦＡ３）、横軸は、図２の（ａ）と共通の経過時間ｔを示す。【０１１６】  図２の（ｂ）において、曲線１０２は、本発明の第１の実施形態により、造影剤濃度に追従してフリップ角を変化させる例を示し、直線１０１は、本発明とは異なり、造影剤濃度の変化に関係無く、フリップ角を例えばＦＡ３に固定する例を示す。【０１１７】  図２の（ｂ）に示すように、フリップ角の変更方法として、（４）式で算出されたα（ｔ）に従って、造影剤濃度が徐々に高くなっていく期間Ｄａ（時刻ｔ１〜ｔ２）ではフリップ角を造影剤濃度に追従して増加する（ＦＡ１→ＦＡ２→ＦＡ３）。造影剤濃度がピークに達した後、徐々に低くなっていく期間Ｄｂ（時刻ｔ２〜ｔ３）では、低下していく造影剤濃度に追従してフリップ角を徐々に減少させる（ＦＡ３→ＦＡ２）。つまり、造影剤の濃度に追従して、フリップ角の変更方法を変更する。【０１１８】  フリップ角の具体的な制御は、図１に示したシーケンサ４によって行われる。即ち、信号処理系７の外部記憶装置等から取得した（��）式の各定数を使用してＣＰＵ８が任意の経過時間における造影剤濃度を推定し、その推定値を（３）式に代入して造影後の所望の血管内腔のＴ１値を求める。そして、ＣＰＵ８は、求めたＴ１値を使用して、（４）式からエルンスト角を求めてシーケンサ４に通知する。【０１１９】  シーケンサ４は、送信系５の高周波発振器１１、変調器１２、及び高周波増幅器１３を制御して、ＣＰＵ８から通知されたエルンスト角に対応するＲＦパルスを高周波コイル１４ａから被検体に印加する。【０１２０】  図４の（ａ）、（ｂ）は、造影剤濃度に追従してフリップ角を制御した場合に取得される信号強度の一例を示す図である。図４（ａ）は、造影剤濃度の時間変化を示し、図４の（ｂ）は、血管内の造影剤濃度変化に追随して、図２の（ｂ）に示したように、フリップ角を常にエルンスト角に近い値になるように変化させた場合に取得される信号強度の時間変化を示したものである。【０１２１】  図４の（ｂ）において、曲線１１１が、フリップ角を制御しない従来法によって得られる信号強度の時間変化であり、曲線１１２が本発明の第１の実施形態よるフリップ角を制御する方法によって得られる信号強度の時間変化である。【０１２２】  図４の（ｂ）に示すように、フリップ角を制御しない例と比較して、フリップ角を制御することで、計測ウインドウ内の全ての計測に渡ってより高い信号を取得可能となることが理解できる。【０１２３】  ここで、図２に示すように、造影剤濃度がピークになる時点でｋ空間の中心データを取得するようにしている。【０１２４】  なお、フリップ角を随時適切な値に変更することによって、フリップ角の変化に合わせて目的とする血管以外の静止領域からの信号強度が変化することとなる。しかし、造影ＭＲＡでは、上述したように、造影前後又は時間的に相前後する画像間で差分処理を行って血管以外の組織を除去し、血管のみを描出する差分画像が用いられる。したがって、静止部分の信号強度の変化は、この差分処理によってキャンセルされるため特に問題となることはない。【０１２５】  また、実際にはフリップ角を急激に変化するわけではないので、静止領域からの信号強度が変化する影響は実際上は少ない。【０１２６】  以上の本発明の第１の実施形態では、アンジオグラフィー法において、造影剤濃度変化に追従して、ＴＲを固定としてフリップ角がエルンスト角になるように制御した。【０１２７】  これに対して、フリップ角を固定として、ＴＲを変化させることで、一定のフリップ角がエルンスト角となるようにＴＲを制御することも可能である。【０１２８】  本発明の第２の実施形態は、上述したように、フリップ角を固定として、ＴＲを制御することで、フリップ角がエルンスト角となるように制御する例である。【０１２９】  上述したように、造影剤濃度が高い程、Ｔ１は短縮されるので、上記（４）式に従って、エルンスト角αを一定とするために、造影剤濃度が増加する期間ではＴ１の短縮に合わせてＴＲを短くする。そして、造影剤濃度が減少する期間では逆にＴ１が伸張されるので、Ｔ１の伸張に合わせてＴＲを長くする。【０１３０】  ここで、ＴＲを造影剤濃度の変化に合わせて変更することによって、ＴＲの変化に伴い目的とする血管以外の静止領域からの信号強度も変化する。これは、フリップ角を変化させる第１の実施形態の場合と同様に、差分画像を用いること及びＴＲは急激には変更されないことから、静止領域からの信号強度が変化する影響は、実際上少ないので、画像上において問題とはならない。【０１３１】  本発明の第２の実施形態である造影剤濃度に追従してＴＲを制御した場合に取得される信号強度の一例を図５の（ａ）、（ｂ）に示す。【０１３２】  図５の（ａ）は、図２の（ａ）の血管内の推定造影剤濃度変化ｂ（ｔ）を示す。図５の（ｂ）は、造影剤濃度変化に追随してＴＲを変化させ、一定のフリップ角が常にエルンスト角又はそれに近い値になるようにした場合に取得される信号強度の時間変化を示す。図５の（ｂ）の縦軸はＴＲ値を示し、横軸は、図５の（ａ）と一致させた時間を示す。【０１３３】  また、図５の（ｂ）の直線２０１は、ＴＲを制御しない従来法によって得られる信号強度の時間変化であり、曲線２０２が本発明の第２の実施形態によりＴＲを制御する方法によって得られる信号強度の時間変化である。【０１３４】  図５の（ａ）、（ｂ）において、ＴＲの変更方法において、上記（４）式によりαを一定とするために算出されるＴＲの時間変化関数ＴＲ（ｔ）に従って、造影剤濃度が徐々に高くなっていく期間Ｄａ（ｔ１〜ｔ２）では、造影剤濃度の増加に追従してＴＲを徐々に短くする。そして、造影剤濃度が徐々に低くなっていく期間Ｄｂ（ｔ２〜ｔ３）では造影剤濃度の低下に追従してＴＲを徐々に長くする。つまり、造影剤の濃度に追従して、ＴＲの変更方法を変更する。【０１３５】  図５の（ｂ）に示すようにＴＲを制御することで、図４の（ｂ）に示したと同様の信号強度の時間変化が得られる。つまり、計測ウインドウ内の全ての計測に渡ってより高い信号が取得可能となる。なお、この例においても、図５の（ｂ）に示すように、造影剤濃度がピークになる時点ｔ２で、ｋ空間の中心データを取得するようにしている。【０１３６】  ＴＲの具体的な制御は、図１に示したシーケンサ４によって行われる。即ち、上記フリップ角を変化させる第１の実施形態と同様に、造影後の所望の血管内腔のＴ１値を求め、求めたＴ１値を使用して、上記（４）式から、所定のフリップ角がエルンスト角となるＴＲを求めてシーケンサ４に通知する。シーケンサ４は繰り返し時間間隔がこの求めたＴＲとなるように所定のパルスシーケンスを制御する。【０１３７】  以上、第１と第２の実施形態を、それぞれフリップ角とＴＲの値を変更する場合を例にして説明したが、複数の撮影パラメータを同時に変更しても良い。例えば、造影剤の濃度がピークになる時点までの濃度増加期間においては、造影剤の濃度増加に追従してフリップ角を増加させると共にＴＲを減少させてもよい。一方、造影剤の濃度がピークになった時点以降の濃度減少期間においては、造影剤の濃度減少に追従してフリップ角を減少させると共にＴＲを増加させても良い。【０１３８】  次に、本発明の第３の実施形態について説明する。
この第３の実施形態は、計測ウインドウ期間内に、推定造影剤濃度がピークとなる時点を含むその近傍期間の高濃度期間と、高濃度期間以外の低濃度期間を設定し、高濃度期間においてＴＲ制御とし、低濃度期間においてフリップ角制御とする。【０１３９】  つまり、高濃度期間は、ｋ空間の中心近傍のデータを取得する期間であるので、多くのデータを取得するためには、ＴＲ期間が短い方が望ましい。したがって、高濃度期間のＴＲを低濃度期間のＴＲよりも短くするとともに、フリップ角がエルンスト角となるようにＴＲ制御を行う。【０１４０】  一方、低濃度期間はＴ１が長くなるので、ＴＲを長くすることによって、充分な縦緩和時間を確保して信号強度を増大させることができる。したがって、低濃度期間のＴＲを高濃度期間のＴＲより長くし、フリップ角αがエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。なお、高濃度期間ではフリップ角を一定にし、低濃度期間ではＴＲを一定にしてもよい。【０１４１】  図７を参照して、本発明の第３の実施形態について説明する。なお、図７の縦軸は、ＴＲ又はＦＡを示し（ここでは、ＴＲ制御期間はＦＡ一定、ＦＡ制御期間はＴＲ一定とする）、横軸は経過時間を示す。【０１４２】  図７の（ｂ）の時点ｔ１〜ｔ１ａの期間は、低濃度期間の前半であるので、曲線７０１に示すように、ＴＲを一定とし、上記式（４）で算出されたα（ｔ）に従って、造影剤濃度に追従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。【０１４３】  次に、時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂの期間は、高濃度期間であるので、フリップ角を一定とし、この一定のフリップ角がエルンスト角となるようにＴＲを制御する。【０１４４】  そして、時点ｔ２ｂ〜ｔ３の期間は、低濃度期間の後半であるので、ＴＲを一定とし、造影剤濃度に追従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。【０１４５】  この第３の実施形態は、撮影中に異なる撮影パラメータを変更する一例である。【０１４６】  なお、フリップ角制御からＴＲ制御への切り替えの判断は、計測ウンインドウの開始時点から一定期間後に、フリップ角制御からＴＲ制御への切り替え、さらに、その所定時間後に、ＴＲ制御からフリップ角制御への切り替えを行なうことができる。【０１４７】  或いは、推定造影剤濃度に閾値を設け、閾値以上の期間を高濃度期間とし、閾値未満の期間を低濃度期間とすることができる。この閾値は、例えば、推定造影剤濃度のピーク値の８０％とすることができる。【０１４８】  また、信号強度をモニターし、モニターした信号強度がピークに近い一定値となるまで、フリップ角制御を行い、信号強度が一定値となった時点でＴＲ制御への切り替えを行うことも可能である。その後、信号強度が一定値以下となった時点でフリップ角制御に切り替える。【０１４９】  上記第３の実施形態の説明では、高濃度期間でＴＲ制御を行い、低濃度期間でフリップ角制御を行う例を説明したが、逆に、高濃度期間ではフリップ角制御を行い、低濃度期間ではＴＲ制御を行っても良い。【０１５０】  いずれの場合も、高濃度期間では、撮影パラメータの値を造影剤濃度のピーク時点の前後で反対方向に変更する。例えば、ＴＲ制御の場合は、ピーク時点になるま��ＴＲを減少させ、ピーク時点からはＴＲを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク時点になるまでフリップ角を増加させ、ピーク時点からはフリップ角を減少させる。一方、低濃度期間では、撮影パラメータの値を単調に減少又は増加させる。例えば、ＴＲ制御の場合は、ピーク時点前の濃度増加期間では、ＴＲを減少させ、ピーク時点後の濃度減少期間ではＴＲを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク時点前の濃度増加期間では、フリップ角を増加させ、ピーク時点後の濃度減少期間ではフリップ角を減少させる。【０１５１】  上記第３の実施形態の説明では、フリップ角とＴＲのいずれか一方を一定にして他方を制御する例を説明したが、複数の撮影パラメータの値を変更制御してもよい。例えば、高濃度期間において、造影剤濃度のピーク時点を中心にしてＴＲの値を下に凸状に変更すると共に、フリップ角の値を上に凸状に変更してもよい。一方、低濃度期間において、ピーク時点前の濃度増加期間では、フリップ角を増加させると共にＴＲを減少させ、ピーク時点後の濃度減少期間では、フリップ角を減少させると共にＴＲを増加させても良い。【０１５２】  次に、本発明の第４の実施形態としては、高濃度期間である時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂまでの期間におけるフリップ角を一定値とし、低濃度期間である時点ｔ１〜ｔ１ａ及びｔ２ｂ〜ｔ３までの期間におけるフリップ角を他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間のフリップ角は、低濃度期間のフリップ角より大の一定値に設定する。【０１５３】  また、本発明の第５の実施形態としては、高濃度期間である時点ｔ１ａ〜ｔ２ｂまでの期間におけるＴＲを一定値とし、低濃度期間である時点ｔ１〜ｔ１ａ及びｔ２ｂ〜ｔ３までの期間におけるＴＲを他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間のＴＲは、低濃度期間のＴＲより短時間に設定する。なお、このように、フリップ角を設定した状態で、前述のフリップ角制御を行っても良い。【０１５４】  ここで、本発明の第４及び第５の実施形態において、第１の撮影パラメータとしてのフリップ角又はＴＲの値を、造影剤濃度のピーク時点の前後で、大小又は長短の反対方向に変化させ、第２の撮影パラメータとしてのＴＲ又はフリップ角値を単調に増加又は減少させることもできる。【０１５５】  或いは、前記第４と第５の実施形態を同時に実行して、高濃度期間と低濃度期間とでフリップ角とＴＲをそれぞれ異なる一定値としてもよい。【０１５６】  なお、第１の実施形態の変形例として、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期間のＴＲを、それ以外の低濃度期間のＴＲより短時間の一定期間として、全計測ウインドウ期間に渡り、フリップ角制御を行なうことも可能である。あるいは逆に、高濃度期間のフリップ角を低濃度期間のフリップ角より大きい一定角として、全計測ウインドウ期間に渡り、ＴＲ制御を行ってもよい。【０１５７】  このようにすることにより、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期間で、より多くのデータを取得することができるからである。【０１５８】  本発明においては、造影剤濃度に追従して、ＴＲ又はフリップ角を変更する技術であるので、これらＴＲの値、フリップ角の値を、図８に示すように、表示画面上に表示させることができる。【０１５���】  図８に示した例は、撮像した血管像と共に、ＴＲの平均値、フリップ角の平均値を表示する例である。この表示例以外に、これらＴＲ、フリップ角の最大値、最小値、最頻値、ｋ空間の中心データ計測時の値を表示することもできる。さらに、これらを複数合わせて表示することも可能である。【０１６０】  以上、本発明の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法に関する種々の実施形態を説明したが、本発明は、以上の実施形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取りうる。【０１６１】  例えば、パルスシーケンスに基いて、被検体の撮影中に、異なる種類の撮影パラメータの値を変更する他の一例として、造影剤の濃度がピークになる時点までの濃度増加期間にＴＲを変更し、造影剤の濃度がピークになった時点以降の濃度減少期間にフリップ角を変更してもよい。【０１６２】  また、被検体の撮影中に、撮影パラメータの値の変更方法を変更する他の一例として、前半の低濃度期間ではＴＲを減少させ、高濃度期間ではＴＲを前記減少過程の最終値で一定とし、後半の低濃度期間ではＴＲを増加させてもよい。或いは、前半の低濃度期間ではフリップ角を増加させ、高濃度期間ではフリップ角を前記増加過程の最終値で一定とし、後半の低濃度期間ではフリップ角を減少させてもよい。
【産業上の利用可能性】
【０１６３】  本発明によるＭＲＩ装置は、垂直磁場方式のみならず、水平磁場方式のＭＲＩ装置に適用可能である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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