(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の配置された撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、
前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、
前記被検体に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を発生させる高周波磁場発生手段と、
前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、
検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、
所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記信号処理手段とを制御する計測制御手段と、
前記画像を表示する表示手段と
を備え、
前記計測制御手段は、前記被検体内の血液の流れに交差するように任意の間隔で配置された複数の励起領域を励起するように前記高周波磁場発生手段により高周波磁場を印加する制御を行い、
前記信号処理手段は、前記複数の励起領域の間の領域に流れ込んだ血液からの核磁気共鳴信号を用いて得た該間の領域の部分血管像をつなぎ合わせて、前記複数の励起領域に跨る連結血管像を合成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】
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記励起からの経過時間の異なる複数の前記部分血管像をつなぎ合わせて前記連結血管像を合成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、
前記信号処理手段は、いずれかの前記励起領域から流れ出る血液の様子を時系列的に示す複数の前記連結血管像を合成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４】
請求項1乃至3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、
前記計測制御手段は、前記複数の励起領域を複数のグループに分け、グループ毎に該グループに属する励起領域群を励起するように前記高周波磁場発生手段により高周波磁場を印加する制御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５】
請求項1乃至4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、
前記計測制御手段は、前記複数の励起領域を励起するために印加する傾斜磁場と、前記核磁気共鳴信号を検出するために印加する傾斜磁場とを、同じ方向に印加するように前記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。
【請求項６】
請求項1乃至5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、
前記計測制御手段は、前記高周波磁場発生手段にsinc関数状に振幅変調された複数の単位高周波磁場パルスを所定の時間間隔を空けて構成されたバースト状の高周波磁場を発生させ、前記傾斜磁場発生手段にスライス選択の傾斜磁場を発生させることにより、前記複数の励起領域の内の２つ以上の励起領域を同時に励起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７】
請求項1乃至6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、
前記計測制御手段は、前記核磁気共鳴信号を読み出すための傾斜磁場の極性を交互に反転して該核磁気共鳴信号を計測し、
前記信号処理手段は、前記極性が同じ傾斜磁場で検出された核磁気共鳴信号からそれぞれ画像を再構成し、極性の異なる画像間の差分画像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８】
請求項1乃至7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、
前記被検体を搭載して、前記計測制御手段の制御の下に該被検体を移動させる移動手段を備え、
前記計測制御手段は、前記被検体を移動させるよう前記移動手段を制御し、該被検体の移動に応じて前記高周波磁場の周波数を変えるように前記高周波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。
【請求項９】
請求項1乃至7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、
前記被検体を搭載して、前記計測制御手段の制御の下に該被検体を移動させる移動手段を備え、
前記計測制御手段は、前記被検体を移動させるよう前記移動手段を制御し、前記高周波磁場の周波数を一定にするように前記高周波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。
【請求項１０】
磁気共鳴イメージング装置が作動して、
被検体内の血液の流れに交差するように任意の間隔で配置された複数の励起領域を励起するように高周波磁場を印加するステップと、
前記複数の励起領域の間の領域に流れ込んだ血液からの核磁気共鳴信号を検出するステップと、
前記検出した核磁気共鳴信号を用いて、複数の励起領域の間の領域の部分血管像を得るステップと、
前記部分血管像をつなぎ合わせて、前記複数の励起領域に跨る連結血管像を合成するステップと、
を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング方法(以下、MRI方法という。)および装置に係わり、特に血管の走行を高画質で画像化することが可能なMRI方法およびその装置に関する。  
【背景技術】
【０００２】
MRI装置を用いて被検体の所望の領域の血流を予め励起し、励起領域下流の血管走行を画像化するArterial Spin Labeling(以下、ASLと略記する)において、スライス選択の傾斜磁場と、信号読み出しの傾斜磁場の方向を同一にして撮像する方法が、非特許文献1に開示されている。  
【非特許文献１】      W.G. Rehwald 他：GCFP-A New Non-Invasive Non-Contrast Cine Angiography Technique Using Selective Excitation and Global Coherent:Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2004)
【０００３】
非特許文献1記載の撮像方法を用いれば、スライス選択により励起される励起面とNMR信号が収集されて画像化される撮像面が直交して交わるので、励起面から伸びる血管像を描出することができる。非特許文献1では特にFigure.1において、励起面より時間とともに伸びる血管像が示されている。
【発明の概要】   
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、非特許文献1記載の従来技術では、次のような課題が残されている。すなわち、非特許文献1記載の従来技術においてスライス選択により励起される領域は励起面のみであるが、励起面から流出した血液からの信号は、緩和現象により時間とともに強度が減衰する。そのため、励起面から離れた位置の血管描出能が低下しやすいという問題がある。  
【０００５】
また、非特許文献1記載の従来技術ではNMR信号を収集するためにSSFPを模擬した撮像シーケンスを使用している。すなわち、複数個のフリップ角の小さなRFパルスを連続的に印加しながらNMR信号を収集している。しかし、このような撮像シーケンスによる撮影方法は信号の位相の乱れの影響をうけやすい。そのため、静磁場が均一でない領域や血流速度の速い領域では画質が劣化するという問題がある。非特許文献1ではこれらの問題が配慮されていない。  
【０００６】
本発明の目的は、ASL法において血管の走行を広範囲に高画質で画像化することが可能なMRI方法およびその装置を提供することにある。  
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を解決するために、本発明のMRI方法は、磁気共鳴イメージング装置が作動して、被検体内の血液の流れに交差するように任意の間隔で配置された複数の励起領域を励起するように高周波磁場を印加するステップと、前記複数の励起領域の間の領域に流れ込んだ血液からの核磁気共鳴信号を検出するステップと、前記検出した核磁気共鳴信号を用いて、複数の励起領域の間の領域の部分血管像を得るステップと、前記部分血管像をつなぎ合わせて、前記複数の励起領域に跨る連結血管像を合成するステップと、を行うことを特徴としている。
【０００８】
また、本発明のMRI装置は、被検体の配置された撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を発生させる高周波磁場発生手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、所定のパルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生手段と前記高周波磁場発生手段と前記信号処理手段とを制御する計測制御手段と、前記画像を表示する表示手段と、を備え、前記計測制御手段は、前記被検体内の血液の流れに交差するように任意の間隔で配置された複数の励起領域を励起するように前記高周波磁場発生手段により高周波磁場を印加する制御を行い、前記信号処理手段は、前記複数の励起領域の間の領域に流れ込んだ血液からの核磁気共鳴信号を用いて得た該間の領域の部分血管像をつなぎ合わせて、前記複数の励起領域に跨る連結血管像を合成することを特徴としている。
【発明の効果】
所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に励起した後、各励起面から流出する血液からの信号を取得するために、励起面から短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像化できる。また、信号の位相の乱れの影響を最小限にできる。また、本実施例は反転パルスを印加するため、外部磁場の不均一の影響をなくすることができるという利点がある。
【図面の簡単な説明】   
【０００９】   
【図１】本発明を構成するMRI装置のシステム構成を示す図である。  
【図２】(a)は実施例1に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを示す図、(b)は実施例1に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す図である。  
【図３】(a)は描出の対象となる血管と複数個の励起面を示した図、(b)は最初にRFバーストパルス501を印加してから、各経過時間後に生成される画像によって、励起面からどの程度の下流までの血流が描出されるかを示した図、(c)はある特定の励起面から血液が連続的に流れるように生成された動画像を示す図である。  
【図４】動画像の生成の具体的手順を示すフローチャートである。  
【図５】(a)は実施例2に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを示す図、(b)は実施例2に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す図である。  
【図６】実施例3に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。  
【図７】実施例4に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。  
【図８】実施例5に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。  
【図９】(a)は最初にRFバーストパルス501を印加してから、各経過時間後に生成される画像によって、血液が励起面からどの程度の下流まで描出されるかを示した図、(b)は実施例6における動画像の生成を示す図である。  
【図１０】(a)は実施例7に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図、(b)は2種類のバーストRFパルスによってどのように励起面が励起されるかを示す図である。  
【図１１】(a)は実施例7において、基準時刻から各経過時間後に生成される画像によって、血流が励起面からどの程度の下流まで描出されるかを示したもの、(b)は実施例7において、生成した動画像を示す図である。  
【図１２】(a)は実施例8において、どのように被検体及び励起面を移動させるかを示す図、(b)は実施例8に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。  
【図１３】(a)は実施例9において、どのように被検体及び励起面を移動させるかを示す図、(b)は実施例9に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンス図である。
【発明を実施するための形態】   
【００１０】
以下、本発明を構成するMRI装置のシステム構成を図1により詳細に説明する。  
MRI装置は大別して、中央処理装置(以下、CPUと略称する)1と、シーケンサ2と、送信系3と、静磁場発生用磁石4と、受信系5と、傾斜磁場発生系21と、信号処理系6とから構成されている。  
【００１１】
CPU1は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ2、送信系3、受信系5、信号処理系6を制御する。シーケンサ2は、CPU1からの制御指令に基づいて動作し、被検体7の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系3、傾斜磁場発生系21、受信系5に送る。  
【００１２】
送信系3は、高周波発振器8と、変調器9と、照射コイル11とRFシールド等を備え、シーケンサ2の指令により高周波発振器8からの基準高周波パルスを変調器9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10を介して増幅して照射コイル11に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射する。  
【００１３】
静磁場発生用磁石4は、被検体7の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させる。この静磁場発生用磁石4の内部には、照射コイル11と、傾斜磁場コイル13と、受信コイル14とが配置されている。傾斜磁場コイル13は傾斜磁場発生系21に含まれ、傾斜磁場電源12より電流の供給を受け、シーケンサ2の制御のもとに傾斜磁場を発生させる。  
【００１４】
受信系5は、被検体の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるNMR信号を検出するもので、受信コイル14と増幅器15と直交位相検波器16とA/D変換器17とを有している。上記照射コイル11から照射された電磁波による被検体の応答のNMR信号は被検体に近接して配置された受信コイル14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に入力され、ディジタル量に変換される。そしてディジタル量に変換された信号がCPU1に送られるようになっている。  
【００１５】
信号処理系6は、磁気ディスク20、光ディスク19などの外部記憶装置と、CRTなどからなるディスプレイ18とを備えている。受信系5からのデータがCPU1に入力されると、CPU1が信号処理、画像再構成などの処理を実行する。その結果である被検体7の所望の断層面の画像はディスプレイ18で表示されると共に、外部記憶装置の磁気ディスク20などに記憶されるようになっている。  
【実施例１】   
【００１６】
先ず実施例1に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図2(a)を用い説明する。以下、順に説明する。本実施例は図2(a)に示す撮影シーケンスにより画像データを収集する画像取得工程と、画像取得工程により得られた画像データを基に、血液が時間とともに上流から流れる様子をわかりやすくみせるための動画像を生成する画像合成工程とから成る。以下、画像取得工程を図2を用い、画像合成工程を図3及び図4を用い説明する。
【００１７】
図2(a)は、本実施例における画像取得工程を示す撮影シーケンス図である。図2(a)において、RFは高周波磁場パルス(RFパルス)の印加を示すライン、Gsはスライス選択傾斜磁場の印加を示すライン、Gpは位相エンコード傾斜磁場の印加を示すライン、Grは信号読み出し傾斜磁場の印加を示すラインを表す。201は相互に間隔を空けて配置された複数の励起面(図2(b)における207-1〜207-4)を同時に励起するためのパルスを示し、一般にバーストRFパルスとして呼ばれているものである。バーストRFパルス201は、時間幅の短い単位RFパルスが複数個組み合わされ、複数の単位RFパルスの振幅が全体としてsinc関数状に振幅変調され、励起面の間隔に対応させて各単位RFパルスの時間間隔が設定されたRFパルスのことである。(バーストRFパルスの一例は、非特許文献2参照。)  
【非特許文献２】      H.Ochi 他：Dual-frequency amplitude-modulated BURST Imaging,International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 5th Scientific Meeting and Exhibition P1824(1997)  
【００１８】
また、202はバーストRFパルス201の印加とともに印加されるスライス選択傾斜磁場パルスの印加を示し、本実施例では信号読み出しの傾斜磁場パルスの方向(Gr方向)と同じ方向に印加されるものである。203は反転パルス(反転高周波磁場パルス；πパルス)を示し、204は反転パルス203とともに印加されるGs方向の傾斜磁場パルス204を示し、これらは選択された領域(図2(b)における208で示される領域)の磁化を反転させるものである。更にラインGpおよびGr上に表された205及び206は、それぞれEPIシーケンスのように傾斜磁場の極性を反転させて、複数の信号を連続して取得するための位相エンコード傾斜磁場パルス及び信号読み出し傾斜磁場パルスを示す。  
【００１９】
次に図2(b)は実施例1に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す概略図である。  
図2(b)において、207-1から207-4はバーストRFパルスによって励起される4つの励起面、208は反転パルス203および傾斜磁場パルス204によってスライス選択される撮像面を示し、図2(b)の下側の図は撮像面で切った断面を示す図である。これによれば、バーストRFパルスによって励起して画像を収集すると、励起面と励起されていない領域が互い違いになっていることがわかる。  
【００２０】
本実施例では、上記図2(a)で示した撮影シーケンスを用い、バーストRFパルスにより、相互に間隔が空けて配置された複数の励起面を同時に励起した後、信号を収集して、最初のバーストRFパルス印加から各経過時刻における画像を再構成する。このようにして、本実施例では、複数の励起面から血液が時間の経過とともに流れる様子を画像化できる。図2(a)で示した撮影シーケンスによって得られた上記各経過時刻における画像データは、例えば、磁気ディスク20に記憶されて、下記に示す画像合成工程の際に、その都度CPU1に読み出されて処理される。  
【００２１】
次に、図2に示した撮影シーケンスにより得られた複数個のエコー信号を用い、信号処理および動画像の生成を行い、励起面より血液が時間の経過とともに流れ出す様子を画像化する画像合成工程の詳細を図3を用い説明する。  
【００２２】
図3(a)は、描出の対象となる血管と複数個の励起面を示したものである。301は血管であり、207-1から207-4はバーストRFパルス201により励起される複数の励起面である。次に図3(b)は、最初にバーストRFパルス201を印加してから、各経過時刻に生成される画像において、励起面からどの程度の下流までの血液が流出しているかを示したものである。
【００２３】
これによれば、基準時刻においては、励起面から流れ出る血液は描出されないが、時刻1から4へ移るに従って、描出される血液の領域が励起面から下流まで拡がっていることがわかる。ただし、時刻1から4における画像に描出されている血液の像(血管像)は、励起面207-1から207-4のそれぞれから、流れ出る血液が描出されているので、各励起面間の領域(励起面207-1と励起面207-2の間の領域を領域1、励起面207-2と励起面207-3の間の領域を領域2、励起面207-3と励起面207-4の間の領域を領域3)で描出される血管像は離散的になっている。そこで、本実施例では図3(c)に示す方法により、ある特定の励起面(ここでは、励起面207-1)から血液が連続的に流れ出るように見せる動画像の生成を行う。  
【００２４】
図3(c)において示される動画像は時相1から時相9より成っている。各時相における動画像は、上流の領域から時間の経過とともに血液が流れる様子が描出される。  
各時相における対象とする領域の血液描出像と、対象とする領域より上流の領域において血液が最も下流側へ到達した時刻における血液描出像とが合成されて作成される。すなわち、先ず時相1では、基準時刻における画像をそのまま用いて時相1における動画像が生成される。時相2では、領域1を図3(b)における時刻1の血流を用い動画像が生成される。時相3では、領域1を図3(b)における時刻2の血流を用い動画像が生成される。時相４では、領域1を図3(b)における時刻3の血流を用い動画像が生成される。  
【００２５】
次に、時相5では、領域1を図3(b)における時刻3の血流を用い、領域2を図3(b)における時刻1の血流を用い、動画像が生成される。以下、時相6から時相9も同様である。以上のように動画像を生成することで、ある特定の励起面(ここでは、励起面207-1)から血液が流出しているように血管を描出することが可能となる。上記動画像の合成方法においては、領域1において血液が励起面207-1から励起面207-2へ到達する時刻を時刻3、領域2において血液が励起面207-2から207-3へ到達する時刻を時刻4として求める。そして、下流の領域において血流が流れる動画像を描出する際には、上流の領域では、血流が最も下流まで血液が流れている時刻(領域1では時刻3、領域2では時刻4)の画像を用いて、動画像を合成するようにする。これにより、各領域間の血流の流れの接続がスムーズになる。  
【００２６】
次に、図3(b)の画像データから図3(c)の動画像を生成する画像合成工程の具体的手順を図4のフローチャートを用い説明する。ただし、下記に示す手順を実行するプログラムは、磁気ディスク20内に納められていて、必要に応じてCPU1に読み出されて実行される。  
【００２７】
(ステップ401)  
予め定められた基準時刻からの経過時間(経過時刻)に従って、撮像によって得られた画像が並べ替えられる。基準時刻は、例えば最初のバーストRFパルス201を印加した時の時刻であり、また、基準時刻直後にエコー信号を収集して生成された画像を基準画像とする。  
(ステップ402)  
動画像の時相に係るカウンタをLとし、その初期値を1としてセットする。  
【００２８】
(ステップ403)  
下記に示すステップで必要なパラメータである励起面の位置及び個数(以下、励起面の個数をNsとする。)を、どのようにしてバーストRFパルスや傾斜磁場パルスなどを印加して画像データを収集したか等のデータ(撮影条件)を基に、導出する。あるいは、画像データより算出する。具体的には、例えば画像データに信号強度のしきい値を設定して、しきい値以上の値を持つ領域を励起面として検出し、その位置及び個数により励起面の位置及び個数を算出する。そして、最も上流にある励起面を基準励起面として設定する。  
(ステップ404)  
励起面に関するカウンタをnとし、その初期値を1、上限値を(ステップ403)で求めたNsとする。  
【００２９】
(ステップ405)  
励起面nと励起面(n+1)で挟まれた領域ｎに注目し、励起面nから流出した血液の信号が励起面(n+1)に到達するまでの時間Mnを同定する。具体的に時間Mnの同定は、例えば励起面nと同側に位置し励起面(n+1)と隣り合う画素に対して信号強度に閾値を設定し、閾値以上の値となった時間を励起面nから流出した血液が励起面(n+1)に到達した時間と定義する。(図4に示した例の場合、領域1に対応するMn(M1)は時刻3であり、領域2に対応するMn(M2)は時刻4である。)本ステップにおけるMnの導出は、磁気ディスク20に記憶されている画像データを一つずつCPU1に読み出しながら行う。本ステップでは、Mnの導出をすべての領域nについて計算する。  
【００３０】
(ステップ406)  
各領域における血流を描出して動画像を生成する際に用いられる基準時刻からの経過時間に関するカウンタをmとする。ただし、カウンタmの初期値を1とし、領域nを描出している際のカウンタmの最大値をMnとする。  
(ステップ407)  
基準時刻から時間m経過後の画像より、励起面nと励起面(n+1)で挟まれた領域nについて血管像を描出する。本ステップにおける血管像の描出は、磁気ディスク20より画像データをCPU1へ読み出して行い、描出された血管像のデータは、磁気ディスク20に一時記憶される。  
【００３１】
(ステップ408)  
(ステップ407)で抽出した血管像と時相Lの動画像とを合成して、時相L+1における動画像とする。その際、(ステップ407)で抽出した血管像と、時相Lにおける領域1〜領域n-1(n=2の場合は領域1のみ)における画像データを合成するようにする。ただし(ステップ407)において領域1における血管像を抽出した場合には、抽出したものをそのまま時相L+1の画像とする。本ステップにおける動画像の合成処理は、磁気ディスク20に記憶されている(ステップ407)で描出した血管像と時相Lの血管像とがCPU1に読み出されて行われ、合成された結果も磁気ディスク20に記憶される。  
【００３２】
(ステップ409)  
動画像の時相に関するカウンタLをインクリメントする。  
(ステップ410)  
(ステップ407)において、血管像の抽出の対象とする画像の基準時刻から経過時間のパラメータmを、その領域nにおけるmの上限値Mnと比較する。mがMnと同じでなければ、ステップ411へ、mがMnと同じであれば、ステップ412へ移動する。  
(ステップ411)  
カウンタmを1つインクリメントして、ステップ47へ移動する。  
【００３３】
(ステップ412)  
領域の番号に関するパラメータnを(ステップ403)で求めたNsと比較する。nがNsと同じでなければ、ステップ413へ、nがNsと同じであれば、終了する。  
(ステップ413)  
カウンタnをインクリメントして、ステップ405へ移動する。  
最終的に合成された血管像の動画像は、例えば、ディスプレイ18に表示されるとともに、磁気ディスク20に記憶される。  
【００３４】
以上、実施例1によれば、所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に励起した後、各励起面から流出する血液からの信号を取得するために、励起面から短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像化できる。また、信号の位相の乱れの影響を最小限にできる。また、本実施例は反転パルスを印加するため、外部磁場の不均一の影響をなくすることができるという利点がある。  
【実施例２】   
【００３５】
次に実施例2に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図5(a)及び(b)を用い説明する。図5(a)は本実施例の撮影シーケンスを示す図であり、図5(b)は、本実施例に係る撮影シーケンスを実行した際の励起面と撮像面の対応関係を示す概略図である。図5(a)の撮影シーケンスと実施例1における図2(a)の撮影シーケンスの異なる点は、撮像面のスライス選択のための反転パルス203および傾斜磁場パルス204の印加がない点である。その結果、傾斜磁場パルス205及び206-1〜206-3によって得られるNMR信号により生成される画像は撮像空間内にある血管像をGs方向に投影したものとなって図5(b)のようになっている。本実施例においても、図5(b)によれば、バーストRFパルスを用いて励起して画像を収集すると、画像データ上で励起面は縞模様になっていて、励起された励起面と励起されていない部分が互い違いになっている。  
【００３６】
実施例2は実施例1と同様に、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱れの影響を防ぐ効果がある。また、実施例2は実施例1と比較して反転パルスの印加をしないので、撮像時間を短縮できるといった利点がある。  
【実施例３】   
【００３７】
次に実施例3に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図6を用い、説明する。実施例3の撮影シーケンス図によれば、バーストRFパルスを201-1及び201-2のようにTR間隔で印加する。位相エンコードの傾斜磁場パルスを601-1、601-2のように印加して、リワインド傾斜磁場パルスを602-1、602-2のように印加する。更に、バーストRFパルス201-1あるいは201-2の照射と同時にGr方向のスライス選択の傾斜磁場パルス202-1及び202-2を印加する。信号読み出しのための傾斜磁場パルス603-1及び603-2を印加して、スライス選択の傾斜磁場パルスと信号読み出しのための傾斜磁場パルスの極性を互いに反転させてエコー信号(図示せず。)を収集している。実施例3は実施例1や実施例2と同様に、所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に励起した後、各励起面から流出する血液からの信号を取得する。そのため、励起面から短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像化できるため、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱れを防ぐ効果がある。  
【実施例４】   
【００３８】
次に実施例4に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図7を用い説明する。実施例4の撮影シーケンス図によれば、バーストRFパルス501-1の照射の後、所定の時間間隔で非選択の反転パルス701-1、702-2を印加して、更に位相エンコードの傾斜磁場パルスを601-1、601-2とリワインド傾斜磁場パルスを602-1、602-2を印加している。実施例4は実施例1〜3と同様に、所定の間隔を置いて複数の励起面を同時に励起した後、各励起面から流出する血液からの信号を取得する。そのため、励起面から短い走行距離内で短い時間内にエコー信号を収集して血管像を画像化できるので、下流部における血管描出能の低下を防ぎ、位相の乱れの影響を防ぐ効果がある。本実施例では非選択の反転パルスを印加するので、反転パルス印加時には、スライス選択傾斜磁場パルスは印加されない。  
【実施例５】   
【００３９】
次に実施例5に係る磁気共鳴イメージング方法の撮影シーケンスを図8を用い説明する。図8において示された撮影シーケンスは、図5(a)で示したものと同等のものであるが、画像データの生成方法が異なっている。本実施例では、読み出し傾斜磁場の方向が負側であるときに収集されたエコー信号(A/Dm1及びA/Dm2の時に得られたエコー信号)のみを基に画像を生成し、読み出し傾斜磁場の方向が正側であるときに収集されたエコー信号(A/Dp1及びA/Dp2の時に得られたエコー信号)のみを基に画像を生成する。そして、それらの差分画像を計算することにより、血管像を描出している。  
【００４０】
図8の撮影シーケンスのように読み出し傾斜磁場の極性を負側と正側で交互に変えながらエコー信号を収集する場合、その極性に依存して、血流による位相の乱れが変化する。そこで、本実施例では信号読み出し傾斜磁場の極性ごとに画像を再構成し、その差分画像を計算する。これにより、血管の好適な描出が可能となる。  
【実施例６】   
【００４１】
次に実施例6に係る磁気共鳴イメージング方法における画像合成工程を図9を用い説明する。本実施例が実施例1と異なる点は、ステップ408のみである。本実施例ではステップ408において、ステップ407で抽出した血管像を用いて時相L+1における動画像を生成する際に、時相Lの動画像を生成するまでに用いたすべての画像を用い加算する。以下詳細に説明する。図9(a)は実施例1における図3(b)に相当する図であり、最初にバーストRFパルス201を印加してから、各経過時刻後(時刻1、時刻2、時刻3、時刻4)に生成される画像である。これらの画像により、血液が励起面からどの程度の下流まで描出されるかがわかる。図9(b)は図9(a)のようにして得られた各経過時間(時刻1、時刻2、時刻3、時刻4)における画像データより、どのようにして動画像を生成するかを示したものである。  
【００４２】
各時相における動画像は、上流の領域から時間の経過とともに血液が流れる様子が描出される。各時相における対象とする領域の血液描出像と、それまでの各時相における血管描出像とが加算されて作成される。すなわち、先ず動画像の時相1では、基準時刻における画像とする。次に時相2では、領域1を図9(b)における時刻1の血流を用い動画像が生成される。次に時相3では、領域1を図9(b)における時刻1及び時刻2の血流を加算して動画像が生成される。次に時相4では、領域1を図9(b)における時刻1〜時刻3の血流を加算して動画像が生成される。次に、時相5では、領域1を図9(b)における時刻1〜時刻3の血流を用い、領域2を図9(b)における時刻1の血流をそれらを加算して、動画像が生成される。以下、時相6から時相9も同様である。以上のようにしても、実施例1で示されたものと同様な動画像を生成できる。  
【実施例７】   
【００４３】
次に実施例7に係る磁気共鳴イメージング方法を図10(a)、(b)及び図11(a)、(b)を用い説明する。本実施例は励起面を互いに交互に配置された複数個のグループに分割して、各グループを交互に励起して撮像する方法である。先ず、本実施例における画像取得工程を図10(a)及び(b)を用い説明する。  
【００４４】
図10(a)における撮影シーケンスは図6(a)とほぼ同じであるが、バーストRFパルス201-1〜201-3の周波数がすべて同一でない。より具体的は、バーストRFパルス201-1と201-3はf0-Δfの励起周波数であるが、バーストRFパルス201-2はf0+Δfの励起周波数であり、交互に2種類の周波数のバーストRFパルスが印加されている。そして、2種類のバーストRFパルスによって励起される励起面がどのように選択されるかが、図10(b)によって示されている。図10(b)において、励起面1001-1及び励起面1001-3はバーストRFパルス201-1及び201-3によって励起される励起面であり、励起面1001-2及び励起面1001-4はバーストRFパルス201-2によって励起される励起面である。このように周波数の異なるバーストRFパルスを交互に印加することにより、各領域(励起面1001-1と励起面1001-2の間の領域を領域1、励起面1001-2と励起面1001-3の間の領域を領域2、励起面1001-3と励起面1001-4の間の領域を領域3、励起面1001-4より下流側を領域4とする)の画像を得る際に図9(a)の場合の2倍のTRで撮影できる。そのため、核磁化の回復時間を延長でき、血液信号のSN比が向上される。
【００４５】
次に、本実施例における画像合成工程を図11(a)及び(b)を用い説明する。  
先ず、図11(a)は本実施例において各バーストRFパルス201-1から201-3の印加を行った後、基準時刻から各経過時間後に生成される画像によって、血液が励起面から次第に下流へ流出する様子を示したものである。図11(a)によれば、最初にバーストRFパルスを印加した直後の基準時刻における画像では、励起面から流れた画像がほとんど描出されていないが、時刻1、時刻2、時刻3と時間が経過するに従って、描出される血液の領域が下流まで拡がっていることがわかる。図10における励起面1001-1と1001-3を励起するバーストRFパルス201-1及び201-3印加後の画像(各時間において励起1で示されたもの)では領域1及び領域3における血管像が描出される。図10における励起面1001-2と1001-4を励起するバーストRFパルス201-2印加後の画像(各時間において励起2で示されたもの)では領域2及び領域4における血管像が描出される。そこで、本実施例では図4におけるステップ401とステップ402の間にステップ401aが挿入される。そして、ステップ401aにより同じ時刻に相当する画像が互いに加算される。そして、これにより図3(b)と同様な画像を得て、ステップ402以降の手順により図3(c)のように合成すれば良い。  
【００４６】
以上説明した様に、実施例7によれば、実施例1〜6に比べて複数個の励起面を、互い違いに配置されたいくつかのグループに分けられ、それらが交互に励起されるので、各撮影領域(励起面と励起面とで挟まれた領域)を撮影する際に、実効的なTRが増加される。この結果、核磁化の回復時間を実施例1〜5の場合より長めにとることができるので、血液信号のSN比が向上される。  
【実施例８】   
【００４７】
次に実施例8に係る磁気共鳴イメージング方法を図12(a)及び(b)を用い説明する。実施例8は、被検体を移動させながら撮影する例であり、また移動する被検体に合わせて励起面の位置も移動させる例である。図12(a)は、静止して配置されているMRI装置の座標系を基準に、被検体の一部を表す血管の移動及び励起面の移動を表したものである。これによれば、被検体、励起面共にベッドの移動に合わせて図面の左方向に移動していることがわかる。  
【００４８】
図12(a)に示されるように、被検体の移動に合わせて励起面の位置を移動させるために、本実施例では図12(b)に示されるような撮影シーケンスを用いる。より具体的には、スライス選択のために用いるバーストRFパルス201-1から201-3の印加周波数がΔfずつ増加される。バーストRFパルス201-1では印加周波数はf0であるが、バーストRFパルス201-2では印加周波数はf0+Δfであり、バーストRFパルス201-3では印加周波数はf0+2Δfである。各バーストRFパルスの印加の度に増加させる周波数の量Δfは、テーブルの移動速度、スライス選択の傾斜磁場強度、バーストRFパルスの印加間隔(TR)を基に計算される。  
【００４９】
このような撮影シーケンスを用いることにより、テーブルと伴に被検体が移動する場合にも、それに合わせて励起面を移動させることができ、被検体の血管像を好適に描出できる。  
【００５０】
また、本実施例では画像合成の方法としては、図7で示したフローチャートに即した方法を採用することができる。すなわち、本実施例における動画像の合成では、被検体の移動とともに励起面が移動するので、検出されるエコー信号を用いた画像の合成において、それらの移動を無視して合成処理を行えば良い。  
【実施例９】   
【００５１】
次に実施例9に係る磁気共鳴イメージング方法を図13(a)及び(b)を用い説明する。実施例9は、被検体を移動させながら撮影する例であり、また励起面は被検体の移動に合わせて移動させず、MRI装置からみた座標系において同じ位置を励起する例である。先ず図13(a)は、静止して配置されているMRI装置の座標系を基準に、被検体の一部を表す血管の移動を表したものである。これによれば、被検体はベッドの移動に合わせて図面の左方向に移動しているが、励起面はベッドの移動に合わせて移動されず、MRI装置に対して静止していることがわかる。  
【００５２】
図13(a)に示されるように撮影するために、本実施例では図13(b)に示されるような撮影シーケンスを用いる。より具体的には、スライス選択のために用いるバーストRFパルス201-1から201-3の印加周波数はfで一定としている。  
このような撮影シーケンスを用いることにより、MRI装置に対して常に同じ位置の励起面を励起できる。  
また、本実施例では画像合成の方法としては、実施例6の図14で示されたような方法を採用して、励起した位置の被検体に対する相対的位置を加味した画像合成処理を行うようにすれば良い。  
【００５３】
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、スピンエコー法、高速スピンエコー法、グラディエントエコー法等を用いても良い。  
また、上記実施例では、励起面の枚数は、実施例1、2、6、7で4枚、実施例8、9で3枚であったが、実施例1、2、6、7のような場合のような場合で3枚以下、5枚以上でも良いし、実施例8、9のような場合において2枚や4枚以上でも良い。  
【００５４】
また、実施例7において、励起面を複数個のグループに分割する数を2個としたが、3個以上のグループに分割しても良い。また、実施例7において励起する励起面は、各グループを交互に励起しなくても良く、あるグループのみを複数回励起してエコー信号を得て、その後に他のグループについて複数回励起してエコー信号を得るようにしても良い。  
また、実施例7で示した励起面を複数個のグループに分割して撮像する方法は、実施例8及び9のように被検体を移動させながら撮像する方法と組み合わせても良い。  
【００５５】
また、上記実施例における画像では励起面上の血管像は描出されにくいが、上流にある励起面のみを励起して下流の励起面上の血管像を描出することにより、補間をすることは可能である。  
また、上記実施例における画像取得工程と画像合成工程の組み合わせは、上述したものに限られず他の組み合わせでも良い。  
また、複数個の各励起面は平行でなくても良く、少し互いに向きが傾いていても良い。
【００５６】
また、本発明において用いられる磁気共鳴イメージング装置には、上述した磁気共鳴イメージング方法を実行するためのプログラムが磁気ディスク20等に収められている。また、本発明において用いられる磁気共鳴イメージング装置には、上述した磁気共鳴イメージング方法の各過程において生成された情報やデータ(撮影シーケンスを実行するためのパラメータ、撮影シーケンスの実行によって得られたエコー信号、エコー信号より再構成された画像データ、(ステップ701)において時系列的な並べ替えられた画像データ、(ステップ707)によって生成された各時相における動画像の画像データ、図7に示すフローチャートを実行するための各種カウンタ)を記憶するための記憶装置が磁気ディスク等として設けられている。  
【００５７】
また、生成された画像や動画像を選択的にディスプレイ18等に表示するための入力手段も備えられている。これにより、操作者の操作により、あるいは、ディスプレイ18に表示された画像や動画像を更新することも可能である。これにより、操作者は容易に血液が時間とともに流れる様子を視認することができる。  
【００５８】
また、上記磁気共鳴イメージング方法によって描出される血管像は、上流側の励起面に近い方が画素値が大きく、下流に行くに従って小さくなる傾向があるが、より画像を見る人にとって自然になるように、補正を行っても良い。すなわち、励起面の上流側の血管像の画素値を小さく、下流側の血管像の画素値を大きくするような輝度補正を行っても良い。  
また、複数個の励起面の励起は同時でなくても良く、上流から順次励起するようにしても良い。  
また、血管像を描出する際見やすいように、励起面を消去した画像あるいは動画像を生成して記憶し、表示できるようにしても良い。  
【符号の説明】
【００５９】
1  中央処理装置(CPU)
【図１】
0005215657.tif 000002
【図２】
0005215657.tif 000003
【図３】
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【図４】
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【図５】
0005215657.tif 000006
【図６】
0005215657.tif 000007
【図７】
0005215657.tif 000008
【図８】
0005215657.tif 000009
【図９】
0005215657.tif 000010
【図１０】
0005215657.tif 000011
【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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