(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
動脈抑制画像及び静脈抑制画像を形成する磁気共鳴アンジオグラフィのための方法であって、
第１の速度エンコーディング値を設定（６２−６８）して、心拍サイクル中の第１の部分区間で、位相画像におけるノイズ・レベル（５０）が不要な流速信号（５２）のレベルよりも高くなるように定める第１速度エンコーディング値設定工程と、
第２の速度エンコーディング値を設定（７６−８２）して、前記心拍サイクルの第２の部分区間で、位相画像におけるノイズ・レベル（５１）が不要な流速信号（５４）のレベルよりも高くなるように定める第２速度エンコーディング値設定工程と、
前記心拍サイクルの前記第１と第２の部分区間の夫々において、不要な流速信号（５２，５４）が前記第１及び第２の速度エンコーディング値により夫々定められた前記ノイズ・レベル（５０，５１）の各々を下回る場合（７０，８４）に、位相コントラスト磁気共鳴画像を取得する（９２）ことにより、前記不要な流速信号を抑制すると共に、前記第１と第２の部分区間のそれぞれにおける所望の流速信号（５２，５４）を取得する、位相コントラスト磁気共鳴画像取得工程と、
少なくとも１つの磁気共鳴画像（１０４，１０８）を、前記位相コントラスト磁気共鳴画像取得工程において前記第１の部分区間と第２の部分区間のいずれか一方の区間において取得された前記所望の流速信号を有しているが、該部分区間において前記不要な流速信号を有していない信号として再構成する磁気共鳴画像再構成工程（１０２，１０６）と、を含むことを特徴とする磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項２】
前記位相コントラスト磁気共鳴画像取得工程は、
各々の位相コントラスト磁気共鳴画像を取得する（９２）毎に、心拡張期中には動脈信号が抑制され且つ心収縮期中には静脈信号が抑制された位相マップ画像（９４，９８）と強度画像（９６，１００）とを、取得することにより、明確な静脈信号位相マップ画像（９４）と明確な動脈信号位相マップ画像（９４）と、並びに、動脈信号と静脈信号の両方を内包する前記強度画像（９６，１００）を提供する、位相マップ画像・強度画像取得工程と、
前記位相マップ画像の各々を対応するそれぞれの強度画像によりマスクして、一つは静脈のみの画像であり且つもう一つは動脈のみの画像である、２つの画像を取得する工程、
とを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項３】
前記第１速度エンコーディング値設定工程において、前記第１の速度エンコーディング値（５０）を、心収縮期中に得られた前記位相マップ画像における前記ノイズ・レベル（５０）を静脈血流信号（５２）の値よりも高く設定するように定め、前記不要の流速信号（５２）は前記静脈血流信号（５２）であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項４】
前記第２速度エンコーディング値設定工程において、前記第２の速度エンコーディング値（５１）を、心拡張期中に得られた前記位相マップ画像における前記ノイズ・レベル（５１）を動脈血流信号（５４）の値よりも高く設定するように定め、前記不要の流速信号（５４）は前記動脈血流信号（５４）であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項５】
前記第１の速度エンコーディング値（５０）は、心収縮期中に、前記第１の速度エンコーディング値（５０）を設定するための前記ノイズ・レベル（５０）を静脈血流信号（５２）よりも高く調節するように速度エンコーディング値を調整することにより定められ、
前記位相コントラスト磁気共鳴画像取得工程（９２）において、
前記位相コントラスト磁気共鳴画像は、心収縮期中に、前記ノイズ・レベルを定める前記第１の速度エンコーディング値（５０）を用いて取得され、これにより静脈血流信号を抑制し、前記第２の速度エンコーディング値を、心拡張期中に、前記ノイズ・レベルを前記静脈血流信号（５２）よりも低いが動脈血流信号（５４）よりも高く調節するように前記速度エンコーディング値を下方へ調整することにより、定め、
前記位相コントラスト磁気共鳴画像は、また、心拡張期中に、前記ノイズ・レベルを定める前記第２の速度エンコーディング値（５１）を用いて取得されて、これにより動脈血流信号（５４）を抑制することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項６】
前記磁気共鳴画像再構成工程（１０２，１０６）は、静脈のみの画像（１０８）を表示する１つの磁気共鳴画像と、動脈のみの画像（１０４）を表示する１つの磁気共鳴画像とを含むように更に定義された、ことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項７】
心収縮期中のセグメント当たりのビューの数を減少させる工程であって、これにより、位相コントラスト取得時間を心拡張期の取得時間よりも短縮して、動脈血流信号（５４）からの拍動性アーティファクトを最小化する工程を更に含むことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項８】
心拡張期画像取得中の余分の時間を用いて、別のｋ空間線を取得して、前記心拡張期画像（１０８）の分解能を向上させる工程を更に含むことを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項９】
前記別のｋ空間線の取得を用いて、中央ｋ空間線を平均することにより全体の画像の信号対ノイズ比を向上させることを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項１０】
心収縮期中に取得された前記位相コントラスト磁気共鳴画像を心拡張期中（１３０）に取得された前記位相コントラスト磁気共鳴画像と組み合わせて、高い信号対ノイズ比（１２０）を有する動脈及び静脈の画像を形成する工程（１４２）を更に含むことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項１１】
位相コントラスト磁気共鳴画像を取得する工程は、一つが心拡張期における画像であり且つもう一つが心収縮期における画像である２つの磁気共鳴画像を実質的に同時に取得する工程を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項１２】
前記第１の速度エンコーディング値設定工程と第２の速度エンコーディング値設定工程は、
前記心拍サイクルが心収縮期にあるか又は心拡張期にあるかを決定し（５８）、
前記心拍サイクルの心拡張期中には動脈信号を監視し、また前記心拍サイクルの心収縮期中（７８）には静脈信号を監視し、
前記静脈信号を前記第１の速度エンコーディング値により予め設定されている前記ノイズ・レベルと比較（８０）し、前記静脈信号が前記第１の速度エンコーディング値に対応する前記位相画像における前記ノイズ・レベルよりも大きい（８２）場合は、前記第１の速度エンコーディング値を増分（７６）して、当該比較する工程（８０）を繰り返し、それ以外の場合には、前記磁気共鳴画像取得工程に用いるために前記第１の速度エンコーディング値を供給（８４）し、
前記動脈信号を前記第２の速度エンコーディング値により予め設定されている前記ノイズ・レベルと比較（６６）し、前記動脈信号が前記第２の速度エンコーディング値に対応する前記位相画像における前記ノイズ・レベルよりも大きい場合（６８）は、前記第２の速度エンコーディング値を増分（６２）して、当該比較する工程を繰り返し、それ以外の場合には、前記磁気共鳴画像取得工程に用いるために前記第２の速度エンコーディング値を供給（７０）するものとして更に定義されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ方法。
【請求項１３】
動脈のみの画像（１４０）及び静脈のみの画像（１３８）を形成することが可能な磁気共鳴アンジオグラフィ用の磁気共鳴イメージング装置（１１０）であって、
マグネット（３４）のボアの周囲に配置されており分極磁場に影響を与える複数の勾配コイル（１６）と、パルス制御モジュールにより制御されて磁気共鳴画像を取得するためにＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリ（２６）へ送信するＲＦ送受信器システム（３６）及びＲＦ変調器（２０）とを有する磁気共鳴イメージング・システム（１１２）と、
（１）プレスキャン・モード（５６）において前記磁気共鳴イメージング・システムを作動（１１３）して、患者から心収縮期中には静脈信号を、また心拡張期中には動脈信号を取得し、
（２）ノイズ・レベルを前記静脈信号（５２）よりも高いレベルに定める第１の速度エンコーディング値（５０）を設定し、
（３）ノイズ・レベルを前記動脈信号（５４）よりも高いレベルに定める第２の速度エンコーディング値（５１）を設定し、
（４）前記磁気共鳴イメージング・システム（１１２）を作動（１１３）して、心収縮期中には前記第１の速度エンコーディング値（５０）をノイズ閾値として用いて位相コントラスト画像を取得し、また心拡張期中には前記第２の速度エンコーディング値（５１）を前記ノイズ閾値として用いて位相コントラスト画像を取得するように、プログラムされているコンピュータ（１０，１１４）と、を備えている磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記コンピュータ（１０，１１４）は、
それぞれの心拍サイクルにおいて、前記取得された静脈信号及び動脈信号を前記第１及び第２の速度エンコーディング値とそれぞれ比較（６６，８０，１２４）し、前記第１及び第２の速度エンコーディング値が前記取得された静脈信号及び動脈信号よりもそれぞれ大きくなければ、両方の速度エンコーディング値が前記それぞれの静脈信号及び動脈信号よりも大きくなるまで速度エンコーディング値を増分（６２，７６）し、
次いで、前記磁気共鳴イメージング・システムの作動１１３）中に前記第１及び第２の速度エンコーディング値（５０，５１）を用い、
心収縮期中及び心拡張期中に取得された前記位相コントラスト画像を組み合わせ（１３２）て、より高い信号対ノイズ比を有する動脈及び静脈の画像を再構成するように、更にプログラムされていることを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記コンピュータ（１０，１１４）は、各々の位相コントラスト磁気共鳴画像毎に、心拡張期中には動脈信号が抑制され、心収縮期中には静脈信号が抑制された位相マップ画像（９４，９８）と、強度画像（９６，１００）とを取得（１２８，１３０）し、これにより、明確な静脈信号位相マップ画像及び明確な動脈信号位相マップ画像、並びに動脈信号及び静脈信号の両方を内部に有する前記強度画像を提供し、
位相マップ画像を対応するそれぞれの強度画像によりマスク（１３２）して、静脈のみの画像う（１３８）又は動脈のみの画像（１４０）のいずれかである少なくとも１つの画像を取得するように、更にプログラムされていることを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記コンピュータ（１０，１１４）は、心収縮期中には、速度エンコーディング値を静脈血流信号（５２）よりも高く調整することにより前記第１の速度エンコーディング値（５０）を定め、前記第１の速度エンコーディング値（５０）を前記ノイズ・レベルとして用いて心収縮期中の前記位相コントラスト磁気共鳴画像を取得し、これにより静脈血流信号（５２）を抑制し、
心拡張期中には、前記位相コントラスト画像における前記ノイズ・レベルが前記静脈血流信号（５２）よりも低いが動脈血流信号（５４）よりも高くなるように前記速度エンコーディング値（５０）を下方へ調整することにより前記第２の速度エンコーディング値を定め、前記ノイズ・レベルを定める前記第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期中の前記位相コントラスト画像を取得し、これにより動脈血流信号（５４）を抑制するように、更にプログラムされていることを特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記コンピュータは、静脈のみの画像（１３８）及び動脈のみの画像（１４０）の２つの磁気共鳴画像を再構成するように、更にプログラムされていることを特徴とする請求項１６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
動脈血流信号（１３８）及び静脈血流信号（１４０）をそれぞれ抑制しながら、分離した静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するアンジオグラフィ・システムであって、
監視されている患者から動脈信号及び静脈信号を発生させることが可能な磁気共鳴イメージング装置（１１２）と、
動脈のみの血流画像と静脈のみの血流画像とから成る群から磁気共鳴画像出力（１３８，１４０）を選択するユーザ・インタフェイス（１１８）と、
前記磁気共鳴イメージング装置に接続されていて、前記磁気共鳴イメージング装置から前記動脈信号及び前記静脈信号を受け取って、前記位相画像におけるノイズ・レベルを定める心拡張期ＶＥＮＣ値であって、心拡張期中には前記動脈信号よりも大きい心拡張期ＶＥＮＣ値を形成すると共に、前記位相画像におけるノイズ・レベルを定める心収縮期ＶＥＮＣ値であって、心収縮期中には前記静脈信号よりも大きい心収縮期ＶＥＮＣ値とを形成する速度エンコーディング・モジュール（１２４）と、
該速度エンコーディング・モジュール（１２４）に接続されていて、心拡張期及び心収縮期強度画像並びに心拡張期及び心収縮期位相画像を形成する心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール（１２６）と、
前記心拡張期及び心収縮期の強度画像及び位相画像を受け取り、静脈血流画像（１３８）及び動脈血流画像（１４０）を形成するように接続されているマスク・モジュール（１３２）と、
該マスク・モジュール（１３２）に接続されていて、前記ユーザ・インタフェイスからの入力に基づいて、前記静脈血流画像（１３８）及び前記動脈血流画像（１４０）のいずれか一方を表示する画像選択器（１４２）と、を備えているアンジオグラフィ・システム。
【請求項１９】
前記速度エンコーディング・モジュール（１２４）は、
心収縮期中に、速度エンコーディング値を静脈血流信号よりも高くなるように調整することにより前記心収縮期ＶＥＮＣ値を定める（５６）と共に、前記ノイズ・レベルを定める前記心収縮期ＶＥＮＣ値を用いて心収縮期中の前記位相コントラスト磁気共鳴画像を取得して、これにより静脈血流信号を抑制し、
心拡張期中に、前記速度エンコーディング値を前記静脈血流信号よりも低いが動脈血流信号よりも高くなるように下方に調整することにより前記心拡張期ＶＥＮＣ値を定める（５６）と共に、前記ノイズ・レベルを定める前記心拡張期ＶＥＮＣ値を用いて心拡張期中の前記位相コントラスト磁気共鳴画像を取得して、これにより動脈血流信号を抑制するものとして、更に定義されることを特徴とする請求項１８に記載のアンジオグラフィ・システム。
【請求項２０】
静脈血流及び動脈血流のうち一方のみを表示する磁気共鳴アンジオグラフィ装置（１１０）であって、
磁気共鳴画像を取得する手段（１１２）と、
心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中に心電図ゲート式磁気共鳴イメージング取得を行う手段（１１３）と、
前記心拡張期磁気共鳴イメージング取得中には動脈血流信号を抑制し、且つ、前記心収縮期磁気共鳴イメージング取得中には静脈血流信号を抑制する速度エンコーディング値を形成する手段（１２４）と、
心拡張期磁気共鳴イメージング取得及び心収縮期磁気共鳴イメージング取得の各々の毎に、強度画像及び位相マップ画像を取得して再構成する手段（１２６）と、
前記再構成された各強度画像及び各位相マップ画像を組み合わせて、静脈のみの出力信号及び動脈のみの出力信号を発生する手段（１３２）と、
静脈血流画像としての前記静脈のみの出力信号及び動脈血流画像としての前記動脈のみの出力信号のうち一方を表示する手段（１２２）と、
を備えている磁気共鳴アンジオグラフィ装置。
【請求項２１】
静脈及び動脈の血流画像を形成するように、前記静脈のみの出力信号と前記動脈のみの出力信号とを組み合わせる手段（１３２，１４２）と、
前記静脈血流画像、動脈血流画像並びに静脈及び動脈の血流画像のうちいずれを表示するかを選択する出力手段（１１８，１２２，１４２）と、を更に含むことを特徴とする請求項２０に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ装置。
【請求項２２】
前記組み合わせる手段（１３２）は、それぞれの強度画像をそれぞれの位相マップ画像によりマスクする手段（１３４，１３６）を含むことを特徴とする請求項２０に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ装置。
【請求項２３】
前記表示する手段（１２２）により前記静脈及び動脈血流の各画像のいずれを表示するかを指示する選択制御手段（１４２）を更に含むことを特徴とする請求項２２に記載の磁気共鳴アンジオグラフィ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的には、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、より具体的には、ＭＲＩアンジオグラフィに用いられる別々の静脈血流画像及び動脈血流画像を選択的に形成するシステム及び方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
定量的な流れのデータは、患者の診断及び管理に容易に役立てることができ、また疾患の経過の基本的な理解に有用である。投影法及びコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）の両方での造影剤の放射線撮影イメージング、超音波並びに核医学の各手法を用いたイメージングに基づく方法を含めて、血流の測定に利用可能な手法が多数存在している。放射線撮影法及び核医学手法は、電離放射線及び／又は造影剤の利用を必要とする。方法によっては、生体内で必ずしも真とは言えない流れ特性に関する推定を行ったり、血管の断面積もしくは流れの方向に関する知識を要求したりするものもある。超音波法は、介在する骨又は空気のため状況によっては適用が困難となる。
【０００３】
ＭＲＩは、強磁場内に置かれた被検体に印加される無線周波（ＲＦ）パルス及び磁場勾配を利用して可視画像を形成する。ＭＲ画像を改善するために、造影剤が用いられる。これらの造影剤は、金属又は金属化合物を有する磁化可能な物質を含んでいる。造影剤は、常磁性でも、強磁性又は超常磁性でもよく、組織のプロトンとの双極子相互作用を介して作用する。殆どのＭＲイメージング用造影剤は、類似の作用機構を有している。殆どのものは、ガドリニウムのキレートを基本成分とし、従って、磁場内に配置されたときに磁気モーメントを発現する常磁性薬剤である。
【０００４】
ＭＲアンジオグラフィ（ＭＲＡ）用にＭＲ造影剤の使用量を増大させると、動脈信号及び静脈信号が同等に強調される。Ｔ1 緩和時間が短縮するので、流れを区別するために動脈信号又は静脈信号のいずれかを消去するような空間的飽和ＲＦパルスを利用することが可能でなくなる。自動ボーラス(bolus )検出は、血流が動脈相にあるときにのみデータ取得をトリガすることによりこの問題に対処することしかできない。しかしながら、造影剤は既に注入されているので、後続の取得は、造影剤が系内に分散し続けるにつれて、増大した静脈信号の強度と競合するようになる。加えて、遥かに長い持続性を有する血管内造影剤の利用が予期されることから、動脈−静脈の区別のための更に新しい手法が必要とされる。
【０００５】
位相コントラスト磁気共鳴アンジオグラフィ（ＭＲＡ）は、血流をイメージングするための実用的で且つ臨床的に応用可能な手法である。ＭＲＡは、静止したスピンには影響を与えずに、移動するスピンの横磁化に速度依存性の位相シフトを与えるようなフロー・エンコーディング勾配パルスを利用している。各回の位相コントラスト取得から、２つの画像が形成される。即ち、物体のプロトン密度に比例しており且つＴ1 重み付けが可能である強度画像と、物体の位相を表わす画像とが形成される。形成される位相画像は、移動するスピンからの情報のみを有しており、周囲の静止組織は抑制されている。心拍サイクル全体にわたる平均流量及びサイクル内の一連の個々の点における平均流量の両方を表わす画像が、この手法を用いて形成されている。位相コントラストＭＲ法は、流速の大きさ及び流れの方向を表わす強度を有する位相画像を形成する。従って、これらの画像を用いて、血流の定性的観察及び定量的測定の両方を行うことができる。このように、流速の定量的測定に対する位相コントラストＭＲアンジオグラフィ及び静脈写真法（venography）の応用が実用的であることは明らかである。
【０００６】
位相コントラスト画像では、移動するスピンによってピクセル内に形成される位相シフトは、スピンの集合の運動に正比例する。速度が線形であるならば、位相シフトは速度に正比例し、位相シフトの符号は流れの方向を表す。位相は角度で表されるので、位相シフトが±πの間に制限されるならば、流速及び運動の方向について一意の値を得ることができる。即ち、速度エンコーディング値ＶＥＮＣが次の式によって与えられる。
【０００７】
ＶＥＮＣ＝π／（γΔＭl ）
ここで、γは磁気回転比であり、またΔＭl は勾配モーメントであって、流れエンコーディング勾配波形の面積に比例する。このＶＥＮＣの値は、すべての流速が±πの間に制限された値を有するようなものとなる。また、位相画像におけるノイズ・レベルも、速度エンコーディング値に比例する。位相画像におけるノイズ・レベルσv は、次の式によってＶＥＮＣの値に関係付けられることを示すことができる。
【０００８】
σv2＝［２（ＶＥＮＣ）2 σ2 ］／（π2 ｜Ｍ｜2 ）
ここで、Ｍはボクセル内のスピンの強度であり、σは取得のノイズの分散である。従って、ＶＥＮＣの値を増大させると、位相画像におけるノイズ・レベルも対応して増大する。
【０００９】
心収縮期及び心拡張期に合わせて取得をゲート制御して、心収縮期において動脈血流が強調された画像を形成する１つの従来方法のタイム・オブ・フライトＭＲＡ法においては、心拡張期における動脈血流の強調が少ない第２の画像が提供される。しかしながら、両方の画像における静脈血流は近似的に同じである。Radiology 誌、１９９２年、第１８３号、第４７３頁〜第４７７頁のFoo TKF 、MacFall JR、Hays CE 、Sostman HD及びSlayman BEによる「肺脈管構造：フェーズド・アレイ・コイルを用いた単一保息によるＭＲイメージング（Pulmonary Vasculature: Single Breath-Hold MR Imaging With Phased Array Coils）」を参照されたい。２つの画像を減算することにより、共通の静脈血流のモードを、静止した背景ノイズと併せて消去することができる。しかしながら、このような手法は実用的でなく、心収縮期と心拡張期との間の流れの差が有意でないような末梢の動脈の疾患を有する患者には向かない。動脈血流と静脈血流とを区別する試みを行っている他の手法は、造影剤の１回目の通過中にイメージングした後に、後の静脈通過又は平衡通過の画像から、最初の動脈相からの画像を減算することを必要とする。これらの手法は、患者の体内での造影剤の予測不能な流れに過度に依存することが判明している。
【００１０】
従って、磁気共鳴イメージングを用いて、動脈信号と静脈信号とを効率的に区別して、静脈のみの画像又は動脈のみの画像を形成するＭＲＡ用の方法及び装置を提供することが望ましい。
【００１１】
【発明の概要】
本発明は、動脈信号と静脈信号とを効率的に区別して、静脈を表現していない動脈画像、又は動脈を表現していない静脈画像のいずれかを表示することが可能な、前述の問題を解決する磁気共鳴（ＭＲ）アンジオグラフィ用のシステム及び方法に関する。
【００１２】
動脈信号及び静脈信号の抑制は、位相コントラストＭＲアンジオグラフィの特徴を活用することにより行われる。位相コントラストＭＲアンジオグラフィでは、速度エンコーディング値、即ちＶＥＮＣ値が、位相画像のノイズ・フロア（noise floor ）を決定する。このノイズ・フロアは、ＶＥＮＣ値に正比例しており、速度単位で与えられる。ノイズ・フロアの速度よりも低い速度を有するスピンは、位相画像には明確に現われない。故に、ＶＥＮＣ値を増大させることにより、位相画像において緩慢に運動するスピンからの信号が抑制される。心拡張期の動脈血流の速度は静脈血流の速度よりも小さいので、心拡張期ゲート式位相コントラスト取得において動脈構造からの信号が抑制される。心収縮期の静脈血流の速度は動脈血流の速度よりも小さいので、心収縮期ゲート式位相コントラスト取得において静脈構造からの信号が抑制される。
【００１３】
本発明を実現するには、好ましくは、セグメント式ｋ空間高速位相コントラスト・パルス・シーケンスを用いて動脈と静脈とを効率的に区別するように設計されているＭＲ位相コントラスト画像取得を用い、これにより心拍サイクルの心収縮時相の間は動脈血流にのみ感受性のある画像を取得すると共に、心拍サイクルの心拡張時相の間は静脈血流にのみ感受性のある画像を取得する。この手法は、心拍サイクルの各々の時相に合わせてＭＲＩ取得をゲート制御することにより達成される。取得のうちの一部分は、動脈血流量が最小となる心拍サイクルの心拡張期部分に合わせてゲート制御される。このとき、十分に高い速度エンコーディング値を選択して、位相画像において動脈血流信号が抑制されるが、付随して得られる強度画像には動脈血流信号が存在するようにする。取得のうちの別の部分は、静脈血流量が動脈血流量よりも小さい心拍サイクルの心収縮期部分に合わせてゲート制御される。このとき、速度エンコーディング値は、位相画像において静脈血流信号が抑制されるが、付随して得られる強度画像には静脈血流信号が存在するように調整される。それぞれの各位相画像及び各強度画像を組み合わせることにより、ＭＲ動脈造影像又はＭＲ静脈造影像の一方又は両方を形成することができる。
【００１４】
これらのパルス・シーケンス取得は、流れ方向に感受性のある画像を極めて高速に取得することができる。例えば、取得が動脈血流量が最小となる心拡張期に合わせてゲート制御されているならば、位相画像は、静脈成分のみが非ゼロの強度を有するものとなる。他方、強度画像は、末梢の脈管構造におけるように流れが主として上位から下位への方向にあると仮定すると、動脈信号及び静脈信号の両方を含むものとなる。従って、流れエンコーディング勾配の方向は１つしか必要でない。
【００１５】
心収縮期においては動脈血流速がより高速であり、また比較的大きい速度エンコーディング値を用いることから、位相画像におけるノイズ・フロアを増大させることにより静脈信号の抑制が可能になる。静脈のみの画像については、同じＲ−Ｒ区間における第２の取得を、動脈血流量が最小となって静脈血流量よりも小さくなる心拡張期に合わせてゲート制御する。より小さい速度エンコーディング値を用いることにより、位相画像において静脈血流が強調されるが、動脈信号はノイズ・フロアよりも下方にあって抑制される。拍動によるアーティファクトは、心収縮期に合わせてゲート制御された画像において、この画像の取得時間を短縮することにより回避される。第２の取得では、静脈血流は拍動性でないので、典型的には、セグメント当たりより多い数のビューを利用することができる。心収縮期における動脈画像のデータ取得を完了するのに要求される余分の時間で、心拡張期の静脈画像についてより多くのｋ空間線を収集して、後者の画像のＳＮＲ又は分解能のいずれかを向上させることができる。
【００１６】
従って、本発明の１つの面によれば、動脈抑制画像及び静脈抑制画像を形成するＭＲアンジオグラフィのための方法を開示する。この方法は、心拍サイクルの心収縮期部分中に位相画像におけるノイズ・レベルを不要な静脈流速信号よりも大きいレベルに定めるように第１の速度エンコーディング値を設定する工程と、心拍サイクルの心拡張期部分中に位相画像におけるノイズ・レベルを不要な動脈流速信号よりも大きいレベルに定めるように第２の速度エンコーディング値を設定する工程とを含んでいる。この方法は次に、不要な流速信号が第１及び第２の速度エンコーディング値によって定められたノイズ・レベルよりも下回っているような心拍サイクルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像を取得する工程を含んでおり、これにより、不要な流速信号を抑制すると共に心拍サイクルのそれぞれの部分における所望の流速信号を取得し、また、次いで、心拍サイクルの１つの部分中に取得された所望の流速信号を有し且つ心拍サイクルのこの部分での不要な流速信号を有さない少なくとも１つのＭＲ画像を再構成する工程を含んでいる。例えば、静脈のみの画像では動脈信号が抑制され、動脈のみの画像では静脈信号が抑制される。
【００１７】
本発明のもう１つの面によれば、動脈のみの画像及び静脈のみの画像を形成することが可能なＭＲアンジオグラフィのためのＭＲＩ装置を開示する。この装置はＭＲＩシステムを含み、ＭＲＩシステムは、マグネットのボアの周囲に配置されていて、分極磁場に影響を与える勾配コイルと、パルス制御モジュールにより制御されて、ＭＲ画像を取得するためにＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリへ送信するＲＦ送受信器システム及びＲＦ変調器とを有している。このＭＲＩ装置はまた、プレスキャン・モードにおいて上述のＭＲＩシステムを作動して、患者から心収縮期中には静脈信号を取得し且つ心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムされているコンピュータを含んでいる。コンピュータはまた、第１の速度エンコーディング値を静脈信号よりも高いレベルに設定すると共に、第２の速度エンコーディング値を取得される動脈信号よりも高いレベルに設定し、次いで、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第１の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて位相コントラスト画像を取得し、且つ心拡張期中には第２の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて位相コントラスト画像を取得するようにプログラムされている。このようなシステムは、この後に各位相画像及び各強度画像を単純に組み合わせることにより、動脈のみの画像又は静脈のみの画像の一方又は両方を提供することができる。
【００１８】
本発明の更にもう１つの面によれば、動脈血流信号を抑制した静脈血流画像及び静脈血流信号を抑制した動脈血流画像を別々に形成するアンジオグラフィ・システムをする。このシステムは、監視されている患者から動脈信号及び静脈信号を発生することが可能なＭＲＩ装置を含んでいる。ユーザ・インタフェイスが、動脈のみの血流画像及び静脈のみの血流画像から成る群からＭＲ画像を選択する。このシステムは、ＭＲＩ装置に接続されていて、ＭＲＩ装置から動脈信号及び静脈信号を受信する速度エンコーディング・モジュールを含んでいる。速度エンコーディング・モジュールは、位相画像におけるノイズ・レベルを定める心拡張期速度エンコーディング（ＶＥＮＣ）値を形成する。心拡張期速度エンコーディング値は、心拡張期中には動脈信号よりも大きいノイズ・レベルを確定する。速度エンコーディング・モジュールはまた、心収縮期位相画像におけるノイズ・レベルを定める心収縮期速度エンコーディング値を形成する。心収縮期速度エンコーディング値は、心収縮期中には静脈信号よりも大きいノイズ・レベルを定める。このシステムはまた、速度エンコーディング・モジュールに接続されていて、心拡張期及び心収縮期の強度画像並びに心拡張期及び心収縮期の位相画像を形成する心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュールを含んでいる。マスク・モジュールが、心拡張期及び心収縮期の強度画像及び位相画像を受け取って、静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するように接続されている。マスク・モジュールに接続される画像選択器が、ユーザ・インタフェイスからの入力に基づいて静脈血流画像又は動脈血流画像のいずれか一方を表示するように設けられている。
【００１９】
本発明の更にもう１つの面によれば、静脈血流及び動脈血流の一方のみを表示するＭＲアンジオグラフィ装置を開示する。この装置は、ＭＲ画像を取得する手段と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中にＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段と、心拡張期ＭＲＩ取得中には動脈血流信号を抑制する速度エンコーディング値を定めると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中には静脈血流信号を抑制する異なる速度エンコーディング値を定める手段とを含んでいる。このＭＲアンジオグラフィ装置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得及び心収縮期ＭＲＩ取得の各々において、強度画像及び位相マップ画像を取得して再構成する手段を含んでいる。再構成された各強度画像及び各位相マップ画像を組み合わせて、静脈のみの出力信号及び動脈のみの出力信号を形成する手段を用いて、静脈血流画像又は動脈血流画像のいずれかとして表示手段上に画像を表示する。
【００２０】
本発明のその他の様々な特徴、目的及び利点は、以下の詳細な記載及び図面から明らかとなろう。
【００２１】
【好適実施態様の説明】
図１について説明すると、本発明の実施に適した形式の磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムは、パルス制御モジュール１２を介して勾配コイル電力増幅器１４を制御するコンピュータ１０を含んでいる。パルス制御モジュール１２及び勾配増幅器１４は一緒に動作して、スピン・エコー、グラディエント・リコールド・エコー・パルス・シーケンス、高速スピン・エコー又は他の形式のパルス・シーケンスのいずれかに対する適正な勾配波形Ｇx 、Ｇy 及びＧz を発生する。勾配波形は、マグネット３４のボア（中孔）の周囲に配置されている勾配コイル１６に接続されて、勾配Ｇx 、Ｇy 及びＧz がマグネット３４からの分極磁場Ｂ0 上でそれぞれの軸に沿って印加されるようにする。
【００２２】
パルス制御モジュール１２はまた、ＲＦ送受信器システムの一部である無線周波数合成器１８を制御する。尚、ＲＦ送受信器システムの各部は、破線のブロック３６で囲んである。パルス制御モジュール１２はまた、無線周波数合成器１８の出力を変調するＲＦ変調器２０を制御する。その結果得られるＲＦ信号は、電力増幅器２２によって増幅されて、送受信スイッチ２４を介してＲＦコイル２６へ印加され、これにより、イメージング対象の物体（図示されていない）の核スピンを励起する。
【００２３】
イメージング対象の物体の励起された核からのＭＲ信号が、ＲＦコイル２６によって捕獲されて、送受信スイッチ２４を介して前置増幅器２８へ供給され、そこで増幅された後で直交位相検波器３０によって処理される。検波後の信号は、高速Ａ／Ｄ変換器３２によってディジタル化された後、コンピュータ１０へ印加されて物体のＭＲ画像を形成するように処理される。コンピュータ１０はまた、シム・コイル・アセンブリ４０に給電するシム・コイル電源３８を制御する。
【００２４】
本発明は、ＭＲＩアンジオグラフィのための方法及びシステムを含んでおり、この方法及びシステムは、上で参照したＭＲＩシステム、又はＭＲ画像を得る任意の類似若しくは同等のシステムに用いるために、動脈画像及び静脈画像の選択的な取得を含んでいる。
【００２５】
図２には、典型的な心拍Ｒ−Ｒ区間を示し、この区間には、心収縮期及び心拡張期中の下行大動脈について静脈血流速度及び動脈血流速度が示されている。図示のように、主な動脈血流は心収縮期にある。動脈血液についてのこの三相型流速曲線は、末梢の脈管構造に典型的なものである。本発明は、ＭＲアンジオグラフィにおいて動脈と静脈とを区別する方法を含んでいる。この区別を行うために、第１の速度エンコーディング（ＶＥＮＣ）値５０を、心拍サイクルの心収縮期部分の間の位相画像中のノイズ・レベルが静脈信号５２のレベルを上回るが位相画像中の動脈信号５４のレベルを下回るような閾値レベルに設定する。また、心拍サイクルの心拡張期部分の間の第２の速度エンコーディング値５１を、位相画像中のノイズ・レベルが心拡張期の動脈信号５４のレベルを上回るが静脈信号５２のレベルを下回るような閾値レベルに設定する。
【００２６】
図３について説明する。第１及び第２のＶＥＮＣ値５０及び５１を設定するために、先ず、ＶＥＮＣ値設定サブルーチン５６が、心拍サイクルが心収縮期にあるか又は心拡張期にあるかを決定する（工程５８）。心拡張期にあるならば（参照番号６０）、工程６２において以前のＶＥＮＣ値５１を増分し、工程６４において心拍サイクルの心拡張期中に動脈信号を監視する。次いで、工程６６において、動脈信号とＶＥＮＣ値とを比較して、動脈信号がこのＶＥＮＣ値の設定におけるノイズ・レベルよりも大きいならば（参照番号６８）、工程６２においてＶＥＮＣ値を増分して、動脈位相信号を監視する工程６４と、動脈位相信号をこの設定したＶＥＮＣ値に対応するノイズ・レベルと比較する工程６６とを繰り返す。これ以外の場合、つまり、ＶＥＮＣ値に対応するノイズが動脈位相信号を上回っているときには（参照番号７０）、速度エンコーディング値の現在の設定を、心拡張期中に位相コントラスト画像を取得するための第１の速度エンコーディング値として用いるものとして供給し、システムは図４のメイン・アルゴリズムへ復帰する（工程７２）。しかしながら、ＶＥＮＣ値選択サブルーチン５６に入った後に、工程５８において心拍サイクルが心収縮時相にあるものと決定されたら（参照番号７４）、工程７６においてＶＥＮＣ値を増分して、工程７８において静脈信号を監視し、静脈信号がノイズ信号を上回っている限り（工程８０及び８２）、工程７６においてＶＥＮＣ値を増分し、工程７８において監視して工程８０において比較する。一旦、ＶＥＮＣ値が静脈信号を上回ったら（工程８０及び８４）、サブルーチンはメイン・アルゴリズムへ復帰する（工程７２）。好ましい実施例では、速度エンコーディング値の時間制御式シーケンスは先ず、心収縮期中には静脈信号を上回るように上方へ調整（dial）され、次いで、心拡張期中には静脈信号を下回るが動脈信号を上回るように下方へ調整される。
【００２７】
ここで、図４について説明すると、メイン・アルゴリズム９０が流れ図の形態で示されている。図３について説明したように、プレスキャンにより第１及び第２の速度エンコーディング値の選択が終了した（工程５６）後に、工程９２において心電図（ＥＣＧ）ゲート式ＭＲＩ取得が開始する。心収縮期中には第１の速度エンコーディング値を用いて一方の画像が取得されると同時に、心拡張期中には第２の速度エンコーディング値を用いて他方の画像が取得される。これにより、心拍サイクルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像が取得され、このとき、不要な流速信号は、第１及び第２の速度エンコーディング値によって定められたノイズ・レベルを下回っている。不要な流速信号は、心収縮期中の静脈信号と心拡張期中の動脈信号とを含んでおり、その各々の信号が、心拍サイクルの該当部分中には抑制される。そして、取得される信号は、心拍サイクルのそれぞれの部分における所望の流速信号となる。所望の流速信号は、心収縮期における動脈信号と、心拡張期における静脈信号とを含んでいる。
【００２８】
心拍サイクルの心収縮期部分中に位相コントラストＭＲ画像を取得する際には、動脈信号についての位相マップ画像９４及び強度画像９６が取得され、心拡張期中には、静脈信号についての位相マップ画像９８及び強度画像１００が取得される。ＭＲ画像を再構成する際には、動脈信号位相マップ画像９４が強度画像９６によってマスクされ（工程１０２）、動脈重み付け強度画像１０４を再構成して、静脈信号が抑制されている動脈のみの画像を表示する。同様に、静脈信号位相マップ画像９８は静脈強度画像１００によってマスクされ（工程１０６）、静脈重み付け強度画像１０８を再構成して、動脈信号が抑制されている静脈のみの画像を表示する。
【００２９】
これにより、動脈のみの画像及び静脈のみの画像を形成することが可能なＭＲアンジオグラフィ用のＭＲＩ装置が開示される。このようなＭＲアンジオグラフィ用のＭＲＩ装置は、図１について開示したような磁気共鳴イメージング・システムと、プレスキャン・モードにおいてＭＲＩシステムを作動させて、監視されている患者から心収縮期中には静脈信号を取得すると共に心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムされているコンピュータ１０とを含んでいる。コンピュータ１０は更に、心収縮期中には位相画像におけるノイズ・レベルが静脈信号よりも高いレベルになるように第１の速度エンコーディング値を設定すると共に、心拡張期中には第２の位相画像におけるノイズ・レベルが動脈信号よりも高いが静脈信号よりも低いレベルになるように第２の速度エンコーディング値を設定するようにプログラムされており、尚、第２の速度エンコーディング値の設定は、第１の速度エンコーディング値を単純にリセットすることを含んでいてもよい。次いで、このシステムは、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第１の速度エンコーディング値を用いて心収縮期位相画像用のノイズ閾値を設定して位相コントラスト画像を取得し、心拡張期中には第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期位相画像用のノイズ閾値を設定して位相コントラスト画像を取得するようにプログラムされている。
【００３０】
本発明のこの面によれば、コンピュータは、心収縮期中には、ノイズ・レベルがプレスキャンによる静脈血流信号を上回るように速度エンコーディング値を調整する（即ち、調節設定）することにより、第１の速度エンコーディング値を定め、そしてこの第１の速度エンコーディング値を用いて心収縮期のノイズ閾値レベルを設定して心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像を取得し、これにより、心収縮期中の静脈血流信号を抑制する。心拡張期中には、心拡張期におけるノイズ・レベルが静脈血流信号を下回るが動脈血流信号を上回るように速度エンコーディング値を下方に調整することにより、第２の速度エンコーディング値を定め、そしてこの第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期中の位相コントラスト画像を取得し、これにより、動脈血流信号を抑制する。このように、コンピュータは、プレスキャン中に取得された静脈及び動脈の取得信号を第１及び第２の速度エンコーディング値に対してそれぞれ比較して、第１及び第２の速度エンコーディング値が、ノイズ・レベルが静脈及び動脈の取得信号よりもそれぞれ大きくならないような速度エンコーディング値であれば、位相画像における両方のノイズ・レベルがそれぞれの心拍サイクルにおけるそれぞれの静脈信号及び動脈信号よりも大きくなるまで速度エンコーディング値を増分するようにプログラムされている。次いで、ＭＲＩシステムの作動中にこれら第１及び第２の速度エンコーディング値を用いて、心収縮期中には動脈のみの信号について、また心拡張期中には静脈のみの信号について、位相マップ画像及び強度画像を取得する。次いで、各位相マップ画像及び各強度画像を組み合わせて、静脈のみの画像及び／又は動脈のみの画像の一方又は両方を形成する。
【００３１】
ここで、図５について説明すると、動脈血流信号及び静脈血流信号をそれぞれ抑制しながら別々の静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するアンジオグラフィ・システム１１０が開示されている。アンジオグラフィ・システム１１０は、図１と関連して開示されたものと同様に、監視されている患者から動脈信号及び静脈信号を発生させることが可能なＭＲＩ装置１１２を含んでいる。ＭＲＩ装置１１２は、このＭＲＩ装置１１２から動脈信号及び静脈信号を受信するプロセッサ１１４からのＥＣＧゲート信号１１３によって作動される。プロセッサ１１４はまた、ユーザ・インタフェイス１１８から入力１１６を受け取って、表示モニタ１２２へ出力１２０を発生する。プロセッサ１１４は、動脈信号及び静脈信号を受け取ると共にＭＲＩ装置１１２用のＥＣＧゲート信号を発生する速度エンコーディング（ＶＥＮＣ）モジュール１２４を含んでいる。ＶＥＮＣモジュール１２４は、位相コントラスト画像を取得するためのノイズ閾値レベルを決定する第１及び第２の速度エンコーディング値を形成する。ＶＥＮＣモジュール１２４は、位相画像におけるノイズ・レベルを心拍サイクルの心拡張期中の動脈信号よりも大きい値に定める第１の速度エンコーディング値（即ち、心拡張期ＶＥＮＣ値）を形成すると共に、位相画像におけるノイズ閾値レベルを心収縮期中の静脈信号よりも大きいが動脈信号よりも小さい値に定める第２の速度エンコーディング値（即ち、心収縮期ＶＥＮＣ値）を形成する。
【００３２】
速度エンコーディング・モジュール１２４は、心収縮期中には、速度エンコーディング値を調整して心収縮期位相画像におけるノイズ閾値を静脈血流信号を上回るように設定することにより心収縮期ＶＥＮＣ値を定めて、心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像を取得し、これにより、静脈血流信号を抑制する。速度エンコーディング・モジュール１２４はまた、心拡張期中には、速度エンコーディング値を調整して心拡張期位相画像におけるノイズ閾値を静脈血流信号を下回るが動脈血流信号を上回るように設定することにより心拡張期ＶＥＮＣ値を定めて、心拡張期中の位相コントラスト画像を取得し、これにより、動脈血流信号を抑制する。
【００３３】
プロセッサ１１４はまた、速度エンコーディング・モジュール１２４に接続されていて、心拡張期及び心収縮期の強度画像及び位相画像を形成する心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール１２６を有する。心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール１２６は、心拡張期ＶＥＮＣを用いて動脈信号を有さない静脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取得して再構成する心拡張期画像取得及び再構成サブモジュール１２８を含んでいる。心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール１２６はまた、心拍サイクルの心収縮期部分中には心収縮期ＶＥＮＣを用いて静脈信号を有さない動脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取得して再構成する心収縮期画像取得及び再構成サブモジュール１３０を含んでいる。マスク・モジュール１３２が、各強度画像及び各位相マップ画像を組み合わせて静脈のみの画像１３８及び動脈のみの画像１４０を形成するための動脈マスク１３４と静脈マスク１３６とを含んでいる。マスク・モジュール１３２には画像選択器１４２が接続されており、画像選択器１４２は静脈のみの画像１３８及び動脈のみの画像１４０を受け取って表示モニタ１２２へ出力１２０を発生し、表示モニタ１２２は、ユーザ・インタフェイス１１８からの入力１１６に基づいて、静脈のみの画像１３８又は動脈のみの画像１４０の一方を表示する。
【００３４】
本発明のもう１つの実施例を同じく図５を参照して記載すると、この実施例では、静脈血流画像又は動脈血流画像の一方のみを表示するＭＲアンジオグラフィ装置が開示され、この装置は、ＭＲ画像を取得する手段１１２と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中にＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段１１３とを含んでいる。この装置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得中には動脈血流信号を抑制すると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中には静脈血流信号を抑制する速度エンコーディング値をエンコードする手段１２４を含んでいる。心拡張期ＭＲＩ取得１２８及び心収縮期ＭＲＩ取得１３０の各々について強度画像及び位相マップ画像を取得すると共に再構成する手段１２６もまた設けられており、これと共に、再構成された強度画像及び位相マップ画像を組み合わせる手段１３２も設けられ、静脈のみの出力信号１３８及び動脈のみの出力信号１４０を発生する。静脈のみの画像１３８若しくは動脈のみの画像１４０のいずれか又は両者の組み合わせを表示装置上に表示する手段１２２及び１４２もまた、開示される。好ましくは、選択制御手段１４２が、静脈血流画像及び動脈血流画像のどちらを表示装置１２２に表示するかを選択するユーザ・インタフェイス１１８からの入力１１６を受け取る。組み合わせる手段１３２は好ましくは、２つのマスク・モジュール１３４及び１３６を含んでおり、それぞれの強度画像及び位相マップ画像を組み合わせる。以上の記載は、請求されるＭＲアンジオグラフィ装置の好ましい実施例について述べており、均等構成を決定する際の一例に過ぎないことを理解されたい。
【００３５】
好ましい実施例では、本発明は、セグメント式ｋ空間高速グラディエント・エコー位相コントラスト・パルス・シーケンスを利用して、別々の動脈血流感受性画像及び静脈血流感受性画像を同時に取得する。動脈画像は、Ｒ−Ｒセグメント当たり８ビュー〜１６ビューの間で比較的高いＶＥＮＣ値によって心収縮期に合わせてゲート制御される。この取得方式は、拍動性の流れアーティファクトを最小にすることを確実にしており、心収縮期における静脈速度は動脈速度よりも遥かに遅いので、位相画像のノイズ・フロア又は閾値を高くして静脈血流を抑制している。同じＲ−Ｒ区間において、静脈血流は拍動性ではないので、静脈画像は、セグメント当たり遥かに多い数のビューの数、好ましくは３２〜６４のビューを用いて心拡張期に合わせてゲート制御される。位相画像において、心拡張期中の動脈血流信号を位相ノイズ・フロアよりも下に抑制しながら静脈血流を強調するために、異なるより低いＶＥＮＣ値が用いられる。取得された各々のデータ集合からの強度再構成は動脈情報及び静脈情報の両方を有するが、個々の位相画像は動脈感受性のみ又は静脈感受性のみを有するものとなる。所載のように、位相画像において、心収縮期ゲート式取得は動脈情報を有し、心拡張期ゲート式取得は静脈情報を有するものとなる。得られた２つの強度画像及び２つの位相画像の４つの画像をあらためて組み合わせるにあたって、より高いＳＮＲの動脈画像及び静脈画像もまた、取得することができ、又はセグメント分割して静脈重み付け強度画像若しくは動脈重み付け強度画像を形成することもできる。両方の取得からの各強度画像を組み合わせることにより、得られる強度画像のＳＮＲは大幅に向上する。２つの取得は、心拍サイクルの心拡張期部分中には心拡張期ゲート式取得を取得し、同じ心拍サイクルの心収縮期過程中には心収縮期ゲート式取得を取得することにより、多数の心拍サイクルにわたって取得又はセグメント分割することができる。セグメント当たりのビューを変化させる際には、心拡張期画像についてのデータ収集を心収縮期画像のデータ収集の前に完了するようにしてもよい。心収縮期画像のためのデータ取得を完了するのに要求される余分の時間で、心拡張期画像についての中央ｋ空間線を再度取得することが可能であり、これにより、心拡張期画像の平均の数を効率的に増大させることができる。代替的には、より高い部分のｋ空間エンコーディング線を取得して、心拡張期画像の空間分解能を高めることもできる。更なる代替的な構成として、より高い空間周波数線の取得に中央のｋ空間線をオーバスキャンすることを組み合わせて、心拡張期画像の画像ＳＮＲ及び分解能の両方を高めるものもある。
【００３６】
好ましい実施例について本発明を説明したが、明示したもの以外の均等構成、代替構成及び改変が可能であり、それらが特許請求の範囲内に含まれることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明で用いられるＭＲイメージング・システムの概略ブロック図である。
【図２】１心拍サイクル中の動脈及び静脈の流速のグラフである。
【図３】本発明のシステム及び方法の一部の流れ図である。
【図４】本発明のシステム及び方法の一部の流れ図である。
【図５】本発明の概略ブロック図である。
【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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