(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に置かれた被検体のイメージングスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロールスラブをそれぞれ設定して前記イメージングスラブのＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｓｐｉｎ  Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像を得るＭＲＩ装置において、
前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場と、前記コントロールスラブを選択励起するための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場とを、前記第１及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージングスラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なるように設定する設定手段と、
前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号を収集する第１のスキャン手段と、
前記第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集する第２のスキャン手段と、
前記第１及び第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像データを生成する画像データ生成手段と、
前記画像データをＡＳＬ像として可視化する可視化手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のＲＦ波のそれぞれは、所望スラブ位置を励起するために前記第１及び第２の傾斜磁場に各別に対応する単一周波数のＲＦ連続波であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記設定手段は、前記タグスラブ及びコントロールスラブのスラブ厚と、当該両スラブの前記イメージングスラブに対する位置オフセットとが同じ比率になるように、前記第１及び第２のＲＦ波並びに前記第１及び第２の傾斜磁場の条件を設定する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項４】
請求項３記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のＲＦ波は、一定の周波数帯域を有するパルス波であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項５】
請求項１乃至４の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のＲＦ波のそれぞれは、スピンを反転させるＩＲ波であり、
前記第１及び第２のスキャン手段は、前記ＩＲ波を前記イメージングスラブに関して互いに逆極性で印加する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項６】
請求項５記載のＭＲＩ装置において、
前記イメージングスラブを設定する部位は前記被検体の頭部であって、前記設定手段はその頭部の位置を外して前記コントロールスラブを設定する手段を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項７】
請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記画像データ生成手段は、前記被検体における抑制したい血管の最小と推定される信号値をしきい値としたときに、前記しきい値以下の信号成分を前記ＭＲ信号の差分値から抽出する手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項８】
請求項１乃至７の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のスキャン手段は、それぞれ、第１及び第２のＲＦ波を含むと共に前記被検体のスピンの縦緩和を強調した同一タイプのパルスシーケンスを実行する手段を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項９】
請求項８記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のＲＦ波のそれぞれは、スライス選択的に印加されるスピン反転用のＩＲ波であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１０】
請求項８記載のＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスは、前記被検体のスピンを事前飽和させるプリサチュレーションパルスを含むことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１１】
請求項１乃至１０の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のスキャン手段は、前記パルスシーケンスをＲＦ波印加毎にインターリーブ方式で実行する手段を有することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１２】
請求項１乃至１１の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のスキャン手段のそれぞれは、前記イメージングスラブから前記ＭＲ信号の収集を複数回実行する手段であり、
前記画像データ生成手段は、前記複数回の収集による前記ＭＲ信号を加算平均する手段を含むことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１３】
請求項３記載のＭＲＩ装置において、
前記設定手段は、前記イメージングスラブのスラブ厚、前記タグスラブのスラブ厚、前記イメージングスラブと前記タグスラブとの間の距離、及び、前記イメージングスラブと前記コントロールスラブとの間の距離を既知量として与える手段と、前記既知量に基づいて前記コントロールスラブのスラブ厚及び位置オフセット量を演算する演算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１４】
被検体のイメージングスラブの一方の側に設定したタグスラブに第１のＲＦ波を印加して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号の収集を行う第１のスキャン手段と、前記イメージングスラブの他方の側における前記タグスラブとは対称な位置に設定したコントロールスラブに第２のＲＦ波を印加して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号の収集を行う第２のスキャン手段と、前記第１及び第２のＭＲ信号に基づく画像データを生成する画像データ生成手段とを備えたＭＲＩ装置であって、
前記画像データ生成手段は、
前記第１及び第２のＭＲ信号それぞれの再構成後の絶対値を演算する第１、第２の絶対値演算手段と、
前記第１及び第２のＭＲ信号の絶対値同士を相互に差分する差分手段と、
前記タグスラブ側から流入する血流成分を選択的に抽出するためのしきい値を用いることで、前記差分手段による差分結果をしきい値処理し、前記しきい値処理で抽出された信号成分に基づいて前記画像データを生成する手段と
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１５】
被検体のイメージングスラブの一方の側に設定したタグスラブに第１のＲＦ波を印加して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号の収集を行う第１のスキャン手段と、前記イメージングスラブの他方の側における前記タグスラブとは対称な位置に設定したコントロールスラブに第２のＲＦ波を印加して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号の収集を行う第２のスキャン手段と、前記第１及び第２のＭＲ信号に基づく画像データを生成する画像データ生成手段とを備えたＭＲＩ装置であって、
前記画像データ生成手段は、
前記第１及び第２のＭＲ信号のそれぞれの再構成後の絶対値を演算する第１、第２の絶対値演算手段と、
前記第１及び第２のＭＲ信号の絶対値同士を相互に差分する差分手段と、
前記イメージングスラブに流入する血流に拠るパフュージョン成分を選択的に抽出するためのしきい値を用いることで、前記差分手段による差分結果をしきい値処理し、前記しきい値処理で抽出された信号成分に基づいて前記画像データを生成する手段と
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１６】
請求項１乃至４の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１及び第２のスキャン手段により実行される前記パルスシーケンスは、前記各第１及び第２のＲＦ波の印加と、イメージング用パルス列の印加との間に、前記被検体の前記イメージングスラブ、タグスラブ、及び、コントロールスラブを含む領域に印加する非スライス選択ＩＲ波を設定したパルスシーケンスであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１７】
請求項１６に記載のＭＲＩ装置において、
前記パルスシーケンスにおける前記非スライス選択ＩＲ波の印加から前記イメージング用パルス列の印加までの時間は、前記イメージングスラブに含まれる静止組織の縦緩和時間が当該イメージング用パルスの印加時刻において平均でほぼ零と見なすことが可能な値に設定されていることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１８】
請求項１６又は１７に記載のＭＲＩ装置において、
前記非スライス選択ＩＲ波は、複数回印加されることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１９】
磁場中に置かれた被検体のイメージングスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロールスラブをそれぞれ設定して、前記イメージングスラブのＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｓｐｉｎ  Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像を得るＭＲイメージング方法において、
前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場と、前記コントロールスラブを選択励起するための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場とを、前記第１及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージングスラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なるように設定し、
前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号を収集すると共に、前記第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集し、
前記第１及び第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像データを生成し、
前記画像データをＡＳＬ像として可視化することを特徴とするＭＲイメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置およびＭＲイメージング方法に係り、とくに、被検体に造影剤を投与することなく、パフュージョン（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ：組織血流）または血管の画像を提供することができるＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  ＳｐｉｎＬａｂｅｌｉｎｇ）法を実施するためのＭＲＩ装置およびＭＲイメージング方法に関する。
【０００２】
とくに、本発明において、本発明者は、ＡＳＬ法の１つとして知られているＳＴＡＲ（Ｓｉｇｎａｌ  Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ  Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  Ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法を基礎にした、ＡＳＴＡＲ（ｍｏｄｉｆｉｅｄ  ＳＴＡＲ  ｕｓｉｎｇ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｓｌａｂｓ）法と呼ぶべきＡＳＬ法を発明した。
【０００３】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＦＩＤ（自由誘導減衰）信号やエコー信号から画像を得る手法である。
【０００４】
この磁気共鳴イメージングの一つのカテゴリーとして、ＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｓｐｉｎ  Ｌａｂｅｌｉｎｇ）法がある。このイメージング法は、被検体に造影剤を投与することなく、つまり非侵襲で、被検体の血管像やｍｉｃｒｏ  ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎを反映させたパフュージョン（組織血流）像を提供する手法であり、近年、これに関する研究が盛んに行われている。また、頭部を中心に臨床応用も始まっている。
【０００５】
このＡＳＬ法には、「ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  ＡＳＬ  （ＣＡＳＬ）法」と、「ｄｙｎａｍｉｃ  ＡＳＬ  （ＤＡＳＬ）」法とがある。ＣＡＳＬ法は大きな連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ  ＲＦを印加する手法であるのに対し、ＤＡＳＬ法はパルス状のａｄｉａｂａｔｉｃ  ＲＦを印加する手法であって、臨床用のＭＲＩ装置でも比較的簡単に実施できる。
【０００６】
ＤＡＳＬ法は、大別して、ＳＴＡＲ（Ｓｉｇｎａｌ  Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ  ｗｉｔｈ  Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  Ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法およびＦＡＩＲ（Ｆｌｏｗ  ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ  ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）の２つの手法がある。さらに、この２つの手法は以下のように種々の形態に変形されている。
【０００７】
ＳＴＡＲ法は、“Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ  ｅｔ  ａｌ．，  ＭＲＭ  ７：４７２−４８４  （１９８８）”および  “Ｅｄｅｌｍａｎ  ｅｔ  ａｌ．，  ＭＲＭ３１：２３３−２３８  （１９９４）”で提案されているように、撮像面に対して空間的にオフセットしたタグ用ＲＦパルスを用いて、一方向（通常、動脈流入方向）からのフローを画像化しようとする手法である。しかし、タグ用ＲＦパルスの印加によるＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ  ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果の差に起因してフローの寄与以上の誤差が入ってしまう。とくに、組織血流は、原信号の２％以下のオーダーの微小な信号差からなるフロー成分を元に画像化されるので、このＭＴ効果の差は大きく影響する。
【０００８】
このＭＴ効果の差を解消する手法が“Ｅｄｅｌｍａｎ  ｅｔ  ａｌ．，  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，  １９２，  ５１３−５２０（１９９４）”により提案されているＥＰＩＳＴＡＲ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ  ａｎｄ  ｓｉｇｎａｌ  ｔａｒｇｅｔｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ  ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法と呼ばれるイメージング法である。これによると、ＭＴ効果の差を無くするために、撮像面に対する血流（動脈流）の上流および下流に厚さおよびオフセット量共に対称なＲＦパルスを印加している。これにより、撮像面におけるＭＴ効果の差は解消または低減するものの、一方で、ＦＡＩＲ法と同様に撮像面に流入する両方向の血流が画像化されてしまい、静脈流の画像化を抑える、いわゆる静脈抑制が効かない。
【０００９】
一方、例えば“Ｋｗｏｎｇ  ｅｔ  ａｌ．，  ＭＲＭ  ３４，  ８７８−８８７  （１９９５）”で提案されているＦＡＩＲ（ｆｌｏｗ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅａｌｔｅｒｎａｔｉｏｎ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｒｅｃｏｖｅｒｙ）はＳＴＡＲ法に比べて、コントロール／タグ用ＲＦパルスにオン・レゾナンス（ｏｎ−ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）のＩＲパルスを用いているので、ＭＴ効果の差は殆ど生じることなく、ｔｒａｎｓｉｔ  ｄｅｌａｙ  ｔｉｍｅを小さくできる手法である。
しかし、撮像面に対する血流の流入方向を分離することができないので、この手法単独では静脈抑制ができないという問題がある。さらに、関心組織に対する支配血管の流入方向を特定したい場合でも、これができないという問題もある。
【００１０】
ＡＳＬ法では、したがって、ＭＴ効果のキャンセルと一方向のフローのみのイメージングという相反する問題を解決することが重要である。この２つの問題を解決または改善しようとする手法は、例えば「Ｎｅｗ  ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法」および「ＡＳＩ−ＳＴＡＲ法」として提案されている。
【００１１】
この内、Ｎｅｗ  ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法は例えば“Ｍａｉ  ｅｔ  ａｌ．，  ＩＳＭＲＭ  １９９８，  ｐ１２０５”に示されている。ａｄｉａｂａｔｉｃ  パルスの性質を利用して、タグ側で３６０°のＩＲパルスを印加し、コントロール側にはタグ側と同じ位置に１８０°のＩＲパルスを２発印加することで、ＭＴ効果をキャンセルさせる手法である。これはＥＰＩＳＴＡＲ法の改良にあたる手法で、タグ側からのフローのみを画像化するともとに、マルチスライス可能な方法である。
【００１２】
さらにＡＳＩ−ＳＴＡＲ法は、ＦＡＩＲ法の改良として位置付けられる。非選択ＩＲパルスに厚さを与え、かつタグ用ＲＦパルスのオフセットをフロー流入側が大きくなるように与える手法である。これにより、静脈側はほぼ選択ＩＲパルスと重なるようにしたものである。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したＮｅｗ  ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法およびＡＳＩ−ＳＴＡＲ法ともに、以下のような不都合がある。Ｎｅｗ  ＥＰＩ−ＳＴＡＲ法を用いてシングルスライスを撮像する場合、１８０°パルスを連続して２回掛けても、コントロール側で縦磁化Ｍｚが完全に回復せず、このパルス無しの場合に比べて、ＭＴ効果のキャンセル不完全さの影響が無視できない値として残ること、ＲＦパワーも大きくなって、ＳＡＲが増加する。また、マルチスライスに実施する場合は、基本的にｔｒａｎｓｉｔ  ｄｅｌａｙ  ｔｉｍｅが増加するので、定量化には不向きである。
【００１４】
また、ＡＳＩ−ＳＴＡＲ法を用いて撮像する場合、一方の側のみに周波数オフセットを与えるため、このオフセット値が小さいにせよ、コントロール／タグ間のＭＴ効果は小さい値であるが、完全に無視できない値として、キャンセルされないで残る。この値は、低フローの血流を検出するときの大きな誤差要因となる。また、静脈側のタグとコントロールのスラブプロファイルについても、その傾斜部分の一致が完全または完全とみなせる程ではないので、低速である静脈流が励起されてしまい、差分を完全には消すことができないという状況にある。
【００１５】
本発明は、上述した従来技術の問題に鑑みてなされたもので、ＡＳＬ法に基づく撮像において、ＲＦ波のパワーを格別に増大させたり、ＳＡＲ（ＲＦ被曝）を必要以上に大きくさせることなく、撮像領域におけるＭＴ効果を互いに確実にキャンセルさせて静止組織からの信号に因る差分誤差を低減させるとともに、一方向の血流からの信号にのみ感度を持たせて、例えば、静脈流の影響を著しく低減させることで、殆どが動脈流成分のみに拠る、定量性を向上させたパフュージョン像または血流像（ＭＲＡ）を提供することを、その目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＡＳＬ法に基づきパフュージョン（組織血流）像または血管（ＭＲＡ）像を得る手法を提供するものであり、造影剤を用いないで、非侵襲的にそれらの画像を得ることができる。
【００１７】
本発明では、上記目的を達成するために、ともにＡＳＬ法に属する２つのイメージング法に基づくアプローチを採用している。その１つは、本発明者がＡＳＴＡＲ（Ｓｉｇｎａｌ  Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ  ｗｉｔｈ  Ａｌｔｅｒｎａｔｅｄ  Ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｕｓｉｎｇ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  Ｓｌａｂ）と呼ぶ、新規なＡＳＬ法に拠るアプローチであり、もう１つは、前述したＥＰＩＳＴＡＲ法における新規な信号処理に拠るアプローチである。
【００１８】
１．ＡＳＴＡＲ法によるアプローチ
最初に、ＡＳＴＡＲ法を説明する。
【００１９】
本発明に係るＡＳＴＡＲ法は、パルス状のａｄｉａｂａｔｉｃＲＦ波を用いるＰＡＳＬ法及び大きな連続的なａｄｉａｂａｔｉｃ  ＲＦ波を用いるＣＡＳＬ法の何れにも適用できる。最初に、ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法、次にＣＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法の順に説明する。
【００２０】
１．１．ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法
（ＡＳＴＡＲ法の概要）
図１に、ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法により空間的に設定されるスラブ（又はスライス）の位置関係を示す。同図において、横軸を被検体の体軸方向ｚにとり、縦軸をイメージングスラブ（Ｉｍａｇｉｎｇ  ｓｌａｂ）のｚ軸方向の中心からの変調周波数オフセット量にとる。斜めの２本の破線はＩＲ（反転回復）傾斜磁場強度を示す。
【００２１】
このＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に拠る）では、図１に示す如く、撮像領域として選択的に設定されるイメージングスラブに対し、タグ用ＩＲ（インバージョン）パルスの印加によるタグスラブ（Ｔａｇｇｉｎｇ  ｓｌａｂ  または  Ｔａｇ−ＩＲ  ｓｌａｂ）とコントロール用ＩＲパルスの印加によるコントロールスラブ（Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ  ｓｌａｂ  またはＣｏｎｔｒｏｌ−ＩＲ  ｓｌａｂ）とが選択的に設定される。
【００２２】
そして、タグスラブに選択的に印加するタグ用ＩＲパルスを含んだパルス列とイメージングスラブに選択的に印加するイメージング用パルス列とから成る第１のパルスシーケンスを用いたスキャン（以下、「タグ（ラベル）スキャン」と呼ぶ）と、コントロールスラブに選択的に印加するコントロール用ＩＲパルスを含んだパルス列とイメージングスラブに選択的に印加するイメージング用パルス列とから成る第２のパルスシーケンスを用いたスキャン（以下、「コントロールスキャン」と呼ぶ）が適宜な順番で時系列的に実施される。タグスキャンを行う撮像モードをタグモードと呼び、コントロールスキャンを行う撮像モードをコントロールモードと呼ぶことにする。
【００２３】
このタグスキャンおよびコントロールスキャンを実行するに際し、タグ用ＩＲパルスとコントロール用ＩＲパルスのイメージングスラブの中心からのオフセット周波数は同じ値にした状態で、各イメージングパルスによるスラブの厚さと位置オフセットを同じ倍率で変えることを特徴の１つとする。これにより、タグスラブおよびコントロールスラブとイメージングスラブとの間の距離を調整でき、これにより、両ＩＲパルスの印加に伴ってイメージングスラブに生じるＭＴ効果を同一にまたは殆ど同一にし、かつ、一方向からの血流のみをイメージングする手法である。
【００２４】
このＡＳＴＡＲ法を実施して例えば被検体の頭部を撮像する場合、動脈は下肢側から頭頂部側に流れているので、タグ用ＩＲスラブはイメージングスラブよりも下肢側（下側）に設定され、一方、コントロール用ＩＲスラブはイメージングスラブよりも頭頂部側（上部）側に設定される。本発明では、コントロール用ＩＲスラブを、静脈を含む頭頂部に掛からないように設定することを必須の特徴とする。つまり、頭頂部から外れた位置にコントロール用ＩＲスラブが設定される。
【００２５】
ＡＳＬ法において、通常、除外したいのは、静脈系から検出される信号である。「除外」と言っても、結局のところ、反転（ＴＩ）時間内に静脈からの信号がイメージングスラブに入りこまなければよい。静脈は動脈に比べて、比較的低速であるため、コントロール用ＩＲスラブを頭部から位置的に完全に外して設定する必要は無く、静脈の流速、ギャップ（空隙）の距離、および反転時間などの条件に応じて、適度なマージンだけイメージングスラブから離して設定してもよい。
【００２６】
なお、以降の説明において、イメージングスラブに対して、コントロールスラブを設定する側の被検体領域または空間領域を必要に応じて、単に「コントロール側」と呼び、その反対に、タグスラブを設定する側の被検体領域または空間領域を必要に応じて、単に「タグ側」と呼ぶことにする。また、必要に応じて、コントロールスキャンにより収集されるエコーデータに基づく画像を「コントロール画像」と呼び、タグスキャンによるそれを「タグ画像」と呼ぶことにする。
【００２７】
（ＡＳＴＡＲ法を満足させる必要十分条件）
いま、コントロール側およびタグ側それぞれに対し、参照符号を図１に示す如く、
【外１】
0004574791.tif 000002
とすると、
【数１】
0004574791.tif 000003
の関係が成立する。
【００２８】
ここで、コントロールスキャンおよびタグスキャンによるＭＴ効果を互いに同じ値にするには、コントロール用ＩＲスラブおよびタグ用ＩＲスラブを設定するときのＩＲパルスの帯域幅ＢＷおよびオフセット周波数が同じであること、すなわち、
【数２】
0004574791.tif 000004
が成立すれば必要十分である。
【００２９】
よって、上式（ａ）〜（ｆ）から、
【数３】
0004574791.tif 000005
が得られる。
【００３０】
ところで、このＡＳＴＡＲ法にあっては、コントロールスキャンおよびタグスキャンに使用するＩＲパルス（コントロール用ＩＲパルスおよびタグ用ＩＲパルス）は、イメージングスラブに対して、互いに正負逆極性で印加する必要がある。例えば、体軸方向をｚ軸方向にとり、イメージングスラブの中心位置を原点として、抑制したい血流（例えば静脈流）の上流方向を正に、その反対方向を負にとると、
【数４】
0004574791.tif 000006
になる必要がある。これは、ＭＴ効果がＩＲパルスのオフセット励起周波数（ｄｅｌｔａＦ）の正負に対して対称であるならば、絶対値が等しく且つ符号が反対であればよい。しかし、それが非対称のときは、オフセット励起周波数（ｄｅｌｔａＦ）は符号も含めて同じでなければならない。
【００３１】
また、このＡＳＴＡＲ法にあっては、上述の如く、コントロール側において静脈を含む実質組織にコントロールスラブが重ならない（掛からない）ことを条件の１つにする。そこで、イメージングスラブのｚ軸方向中心位置からコントロールスラブまでの制限距離をＤｌｉｍｉｔとすると、
【数５】
0004574791.tif 000007
が成立すれば、かかる条件を満足させることができる。
【００３２】
そこで、以上の諸条件を、傾斜磁場Ｇ、厚さＴｈｉｃｋ、およびオフセットＯｆｆｓｅｔの関係を含めてまとめると、コントロールスキャン時およびタグスキャン時にイメージングスラブに発生するＭＴ効果の量を同じにし、且つ、タグ側から流入する血流の信号成分のみを検出するための必要十分な条件は、コントロール側を正極性にとったときには、
【数６】
0004574791.tif 000008
および、
【数７】
0004574791.tif 000009
である。
【００３３】
なお、上記式（ｌ）の条件について、コントロールスラブは画像化の対象化外である静脈には全く重ならない状態が理想である。しかしながら、この条件はある程度、フレキシブルである。つまり、抑制したい血流の速度が遅ければ、それほど厳密に成立しなくてもよく、コントロール用ＩＲパルスによってタグ付けされた血液が反転時間（ＴＩ）内にイメージングスラブに到達しなけばよい。したがって、制限距離Ｄｌｉｍｉｔは対象臓器と反転時間との兼ね合いで決めれば十位である。具体的には、抑制したい血流の最大流速をｖとするときの制限距離Ｄｌｉｍｉｔは、
【数８】
Ｄｌｉｍｉｔ＝ｖ・ＴＩ    ……  （ｏ）
で表される。一般に、静脈の流速は動脈に比べて遅いので、コントロールスラブを必要値以上にオフセットさせる必要はない。
【００３４】
（ＡＳＴＡＲ法で採用しているデータ収集および処理）
このＡＳＴＡＲ法では、（ｉ）ミスレジストレーションを低減するために、コントロールスキャンおよびタグスキャンを１ショット毎に時間的交互に実行してコントロール画像およびタグ画像のデータ収集を行う、いわゆるインターリーブの手法が採用されている。
【００３５】
また、（ｉｉ）イメージングスラブの画像を得るために、コントロール画像のデータとタグ画像のデータとで差分処理が行われる。この差分処理について本発明では、通常のＭＲＩ装置に標準装備されているエコーデータ（再構成前のいわゆる生データ）での加算機能を用いて、生データの段階で複素数差分（実数部、虚数部それぞれの差分）を行う手法を採用している。すなわち、コントロール画像用の生データをＳｃｏｎｔ，タグ画像用の生データをＳｔａｇとすると、かかる複素数差分処理による生データｄｅｌｔａＳは、
【数９】
0004574791.tif 000010
と表される。または、絶対値を計算した後、差分する
【数１０】
0004574791.tif 000011
手法であってもよい。なお、この（ｐ）式及び（ｑ）式での絶対値化の処理は実際には、生データを再構成してから行うことを意味している。
【００３６】
またなお、上述の差分処理は、生データを再構成した画像データの段階で行うようにしてもよい。
【００３７】
さらに、（ｉｉｉ）とくにパフュージョン画像のＳＮＲを向上させるために、コントロールスキャンおよびタグスキャンそれぞれを複数回、実行して、平均処理に付すアベレージング法を採用している。
【００３８】
なお、このアベレージング法を実施する場合、上記式（ｐ）に基づく差分処理（差分の後で絶対値を演算）を行う場合、生データ間で減算（複素数差分）をとり、それを加算（アベレージング法）しながら１アベレージングずつ連続的にデータ収集可能となり、撮像からデータ処理までのトータルの必要時間が短縮される。これに対し、上記式（ｑ）に基づく差分処理を行う場合、そのような生データでの加算機能を用いることはできず、コントロール画像およびタグ画像それぞれでアベレージングしてから、絶対値を演算し、差分処理に付す必要がある。
【００３９】
（パフュージョン撮像における大血管からの信号の抑制）
動脈や静脈など、大血管から検出される信号は、当然のことながら、血管を観察するためのＭＲＡ撮像のときには不可欠な信号である。しかし、毛細血管や組織血流を観察するパフュージョン撮像のときには、これらの大血管からの信号は通常、臨床上、邪魔な信号とみなされている。
【００４０】
そこで、本発明にかかるＡＳＴＡＲ法では、パフュージョン撮像を行うときに、この大血管からの信号を抑制する手法を採用している。具体的には、上記（ｐ）、（ｑ）式で求められる生データの再構成画像データｄｅｌｔａＶには、タグ側からイメージングスラブに流入する大血管（例えば動脈）からの信号も含まれるので、これを抑制する手法である。抑制したい大血管からの信号の下限値をｄｅｌｔａＶｈｉｇｈとすると、
【数１１】
0004574791.tif 000012
を満たす信号成分のみを抽出する。これにより、大血管からの信号の影響を低減させたパフュージョン像を得ることができる。
【００４１】
１．２．ＣＡＳＬ法に拠るＡＳＴＡＲ法
一方、本発明に係るＡＳＬイメージングでは、上述のＡＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  ＡＳＬ：ＣＡＳＬ）法に基づいて実施することもできる。
【００４２】
ＣＡＳＬ法の場合、一定のａｄｉａｂａｔｉｃ条件を満たす単一周波数を有する連続波（ＣＷ）を、一定時間以上、流入側の動脈部分に印加し続けることになる。これにより、血液のスピンが反転された状態で下流のイメージングスラブに流入することになる。
【００４３】
このＣＡＳＬ法を実施するには、（１）イメージングスラブに感度を有しない小さな送信用ＲＦコイルを用い、傾斜磁場を印加しないで、ＲＦコイルの感度領域に頚動脈などの流入動脈が含まれるように励起する方法（例えば、「ＭＲＭ  ３３，２０９−２１４（１９９５）」参照）と、（２）通常の頭部用ＲＦコイルを用いて傾斜磁場と共に連続波を印加する方法（例えば、「Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ１９９８；２０８：４１０−４１６」参照）とがある。後者の場合、例えば頭尾方向（Ｚ軸方向）の傾斜磁場と共に連続波を印加すれば、図１８に示す如く、動脈等の血流にほぼ垂直な薄いタグスライス（理論的には平面：便宜的にスラブと呼ぶ）のスピンが励起され、そのスライスを通過した血液は反転されてイメージングスラブに流入することになる。
【００４４】
ＰＡＳＬ法の場合、一定のスラブ厚でスピン反転を行う必要があるが、ＰＡＳＬ法に拠ると、図１８に示す如く、スピン反転を行わせるスラブ（タグスラブ及びコントロールスラブ）は非常に薄くなる。このため、ＰＡＳＬ法の場合、タグスラブにおける流入側のイメージングスラブに遠い部分の血液は、イメージングスラブに流入するまでの時間がそれだけ多く掛かるため、その間のＴ１緩和が進み具合も大きくなり、結果的に、血流画像のＳＮＲが低下するという状況にある。しかし、ＣＡＳＬ法を用いることで、この流入遅延に因る問題が緩和される。
【００４５】
ＣＡＳＬ法は、上述の（１）、（２）の何れのＲＦコイルを用いる場合でも、ＰＡＳＬ法と同様に、血流のみのイメージングを行うには、目的とする血流をタギング（インバージョン）しない状態（コントロールモード）とタギングした状態（タグモード）の２つの画像を差分する処理を行う。これにより、静止組織の信号がキャンセルされる。このとき、上記（１）に示した小さいＲＦコイルを用いる場合、感度領域がイメージングスラブに掛からなければ、ＭＴ効果に因る信号差は殆ど無視できる。これに対し、上記（２）の頭部用ＲＦコイルを用いるケースで、タグスラブへのＲＦ印加時の送信感度がイメージングスラブを含む領域に掛かる場合、イメージングスラブに及ぼすＭＴ効果をキャンセルさせる必要がある。つまり、コントロールモードにおけるＭＴ効果をタグモードと同じになるように設定する必要がある。なお、この場合でも、ＰＡＳＬ法のときと同様に、一方の血流、例えば静脈が描出されないように抑制することが重要である。
【００４６】
上記（２）項の頭部用ＲＦコイルを用いるＣＡＳＬ法に基づきＡＳＴＡＲ法を実施する場合、ＰＡＳＬ法における励起スラブ（タグスラブ及びコントロールスラブ）が薄い平面になったことと等価と考えればよい（図１，１８参照）。
【００４７】
ＣＡＳＬ法を後述するＥＰＩＳＴＡＲに適用する場合には、Ｏｆｆｓｅｔｔａｇ＝Ｏｆｆｓｅｔｃｏｎｔとすることが必須であるので、コントロール側からの静脈流の描出を抑制することはできない。このため、Ｏｆｆｓｅｔｔａｇ＜Ｏｆｆｓｅｔｃｏｎｔの状態に設定できるＡＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ法に基づき実施することは、その両者の長所を活かすことができ、有効である。
【００４８】
２．  ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチ
次いで、ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチを説明する。このアプローチはＥＰＩＳＴＡＲ法に拠るスキャンで収集した信号の後処理により、本発明の目的を達成するものである。
【００４９】
２．１．  信号処理による一方向からの血流抽出
図２に、ＥＰＩＳＴＡＲ法により空間的に設定されるスラブを、図１と同様のディメンジョンの採り方で模式的に示す。
【００５０】
ＥＰＩＳＴＡＲ法は、前述したように、ＭＴ効果の差をキャンセルさせるため、イメージングスラブに対して、タグスラブと対称な位置に、スラブ厚さおよび距離オフセット量ともに同じ（対称な）コントロールスラブを設定している。このまま通常のＡＳＬ法に基づくコントロール画像とタグ画像との差分処理を行うと、イメージングスラブに流入する両方向の血流が画像化される。
【００５１】
そこで、本発明では、ＥＰＩＳＴＡＲ法の特徴である、スラブ厚さおよび距離オフセット量の対称性はそのまま維持した撮像を行って、コントロール画像とタグ画像のデータを収集する。そして、このデータを処理して画像化する段階において、所望の血流からの信号成分のみを抽出する処理を行うことを特徴とする。
【００５２】
いま、タグスキャンおよびコントロールスキャンで収集される生データ（複素数データ）のＳｃｏｎｔおよびＳｔａｇの再構成画像データをＶｃｏｎｔおよびＶｔａｇとする。この画像データの信号処理として、差分演算してから絶対値を演算する、すなわち
【数１２】
0004574791.tif 000013
を演算したのでは、イメージングスラブに流入する両方向からの血流の信号が同スラブの画像に混入してしまう。そこで、再構成画像データＶｃｏｎｔ、Ｖｔａｇの絶対値を演算してから差分を求める処理、すなわち
【数１３】
0004574791.tif 000014
を行う。これにより、コントロール側から流入する血流の信号成分については、
【数１４】
ｄｅｌｔａＶ＜０        ……  （ｕ）
となり、タグ側から流入する血流の信号成分については、
【数１５】
ｄｅｌｔａＶ＞０        ……  （ｖ）
となるので、この（ｖ）式を満たすデータ成分ｄｅｌｔａＶを求めることで、タグ側から流入する血流（通常、動脈流に設定する）を分離抽出できる。
【００５３】
（パフュージョン画像）
ところで、前述したように、毛細血管や組織血流レベルの流れから収集される信号値は、動脈や静脈などの大血管からのそれに比べて、相当に小さい。また、その流れの方向は必ずしも一方向に限ったものではなく、イメージングスラブを形成する各ボクセルに対してあらゆる方向から流入すると想定される。このため、上記（ｔ）式で演算されたデータｄｅｌｔａＶの内、単純に、ｄｅｌｔａＶ＞０となる成分のみを抽出してしまうと、コントロール側から流入する血流に拠るパフュージョン成分が抑制されてパフュージョン像に反映され難くなる。
【００５４】
パフュージョン撮像において臨床的に抑制したい信号成分は大血管（動脈、静脈）からの信号であるので、イメージングスラブに両方向から流入する血流に拠るパフュージョン成分は残し、大血管からの信号のみを抑制する信号処理を行うようにする。本発明では、これをしきい値処理により実行する。つまり、上記（ｔ）式で定める、
【数１６】
ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖｔａｇ｜−｜Ｖｃｏｎｔ｜
に対して、
【数１７】
0004574791.tif 000015
の式を満たす信号成分のみを抽出する。
【００５５】
前述した目的を達成するため、本発明は、以上の原理に基づき、以下の構成を採用している。
【００５６】
まず、ＡＳＴＡＲ法によるアプローチに従って、静磁場中に置かれた被検体のイメージングスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロールスラブを夫々設定して当該イメージングスラブのＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｓｐｉｎ  Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像を得るＭＲＩ装置において、前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場と前記コントロールスラブを選択励起するための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を、前記第１及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージングスラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なるように設定する設定手段と、前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号を収集する第１のスキャン手段と、前記第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集する第１のスキャン手段と、前記第１および第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データをＡＳＬ像として可視化する可視化手段とを備えたことを特徴とする構成が提供される。
【００５７】
好適な一例によれば、第１及び第２のＲＦ波の夫々は、所望スラブ位置を励起するために前記第１及び第２の傾斜磁場に各別に対応する単一周波数のＲＦ連続波である。
【００５８】
また別の好適な一例では、前記設定手段は、前記タグスラブ及びコントロールスラブのスラブ厚と当該両スラブの前記イメージングスラブに対する位置オフセットとが同じ比率になるように前記第１及び第２のＲＦ波並びに前記第１及び第２の傾斜磁場の条件を設定する手段である。この場合、例えば、第１及び第２のＲＦ波は、一定の周波数帯域を有するパルス波である。
【００５９】
また上述した各構成において、第１および第２のＲＦ波のそれぞれはスピンを反転させるＩＲ波であり、第１および第２のスキャン手段は、前記ＩＲ波を前記イメージングスラブに関して互いに逆極性で印加する手段であってもよい。この場合、好適には、イメージングスラブを設定する部位は被検体の頭部であって、前記設定手段はその頭部の位置を外して前記コントロールスラブを設定する手段を有することである。
【００６０】
さらに、上述した各構成において、画像データ生成手段は、被検体の抑制したい血管の最小と推定される信号値をしきい値としたときに、このしきい値以下の信号成分を前記ＭＲ信号の差分値から抽出する手段を備えていてもよい。これにより、パフュージョン像が得られる。
【００６１】
さらには、上述した各構成の第１及び第２のスキャン手段は、夫々、第１及び第２のＲＦ波を含みかつ前記被検体のスピンの縦緩和を強調した同一タイプのパルスシーケンスを実行する手段を含むことが望ましい。例えば、前記第１および第２のＲＦ波のそれぞれは、スライス選択的に印加されるスピン反転用のＩＲ波である。前記パルスシーケンスは、前記被検体のスピンを事前飽和させるプリサチュレーションパルスを含むことも好適な例である。
【００６２】
さらに、上述した各構成に係る第１および第２のスキャン手段は、前記パルスシーケンスをＲＦ波印加毎にインターリーブ方式で実行するようにしてもよい。
【００６３】
また、上述した各構成に係る第１及び第２のスキャン手段のそれぞれは、イメージングスラブから前記ＭＲ信号の収集を複数回実行する手段であり、画像データ生成手段は、前記複数回の収集による前記ＭＲ信号を加算平均する手段を含んでいてもよい。これにより、ＳＮＲを上げることができる。
【００６４】
上述したＰＡＳＬ法に係る構成において、設定手段は、前記イメージングスラブのスラブ厚、前記タグスラブのスラブ厚、前記イメージングスラブと前記タグスラブとの間の距離、および前記イメージングスラブと前記コントロールスラブとの間の距離を既知量として与える手段と、この既知量に基づいて前記コントロールスラブのスラブ厚および位置オフセット量を演算する演算手段とを備えることもできる。
【００６５】
さらに、好適な例によれば、前記第１及び第２のスキャン手段により実行される前記パルスシーケンスは、前記各第１及び第２のＲＦ波の印加とイメージング用パルス列の印加との間に、前記被検体の前記イメージングスラブ、タグスラブ、及びコントロールスラブを含む領域に印加する非スライス選第１及び第２のスキャン手段により実行される前記パルスシーケン択ＩＲ波を設定したパルスシーケンスである。この場合、好適には、前記パルスシーケンスにおける前記非スライス選択ＩＲ波の印加と前記イメージング用パルス列の印加までの時間は、前記イメージングスラブに含まれる静止組織の縦緩和時間が当該イメージング用パルスの印加時刻において平均でほぼ零と見なすことが可能な値に設定することである。これにより、静止組織由来の差分誤差が確実に低減され、殆どが血流のみのＡＳＬ像が得られる。例えば、非スライス選択ＩＲ波は複数個の印加される。勿論、このＩＲ波は、ＩＲパルスとして１個印加するようにしてもよい。
【００６６】
一方、ＥＰＩＳＴＡＲ法によるアプローチでは、被検体のイメージングスラブの一方の側に設定したタグスラブに第１のＲＦ波を印加して当該イメージングスラブから第１のＭＲ信号の収集を行う第１のスキャン手段と、前記イメージングスラブの他方の側に前記タグスラブと対称な位置に設定したコントロールスラブに第２のＲＦ波を印加して当該イメージングスラブから第２のＭＲ信号の収集を行う第２のスキャン手段と、前記第１および第２のＭＲ信号に基づく画像データを生成する画像データ生成手段とを備え、前記画像データ生成手段は、前記第１および第２のＭＲ信号それぞれの再構成後の絶対値を演算する第１、第２の絶対値演算手段と、前記第１及び第２のＭＲ信号の絶対値同士を相互に差分する差分手段と、この差分手段による差分結果から所望の信号成分の画像データを抽出する抽出手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置が提供される。
【００６７】
この構成において、前記抽出手段は、例えば、前記タグスラブ側から流入する血流成分を選択的に抽出するためのしきい値を用いることで、前記差分手段による差分結果をしきい値処理する手段である。また、この抽出手段は、前記イメージングスラブに流入する血流に拠るパフュージョン成分を選択的に抽出するためのしきい値を用いることで、前記差分手段による差分結果をしきい値処理する手段であってもよい。
【００６８】
さらに、本発明のＡＳＴＡＲ法に従うＭＲイメージング方法は、磁場中に置かれた被検体のイメージングスラブの一方及び他方にタグスラブ及びコントロールスラブを夫々設定して当該イメージングスラブのＡＳＬ（Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｓｐｉｎ  Ｌａｂｅｌｉｎｇ）像を得るＭＲイメージング方法であり、前記タグスラブを選択励起するための第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場と前記コントロールスラブを選択励起するための第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を、前記第１及び第２のＲＦ波の励起中心周波数の前記イメージングスラブの中心位置に対するオフセット量が同一で、且つ、そのタグスラブ及びコントロールスラブの前記イメージングスラブに対するオフセット位置が互いに異なるように設定し、前記第１のＲＦ波及び第１の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第１のＭＲ信号を収集するとともに、前記第２のＲＦ波及び第２の傾斜磁場を含むパルスシーケンスを実行して前記イメージングスラブから第２のＭＲ信号を収集し、前記第１および第２のＭＲ信号の相互差分に基づく画像データを生成し、前記画像データをＡＳＬ像として可視化する、ことを特徴とする。
【００６９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００７０】
（第１の実施の形態）
第１の実施形態を図３〜図８を参照して説明する。この実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置は、前述した本発明の第１のアプローチに基づいて、すなわちＡＳＴＡＲ法に基づいて血管像（ＭＲＡ像）またはパフュージョン像（組織血流像）を提供することを特徴とする。
【００７１】
このＭＲＩ装置の概略構成を図３に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００７２】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するコントローラの制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００７３】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００７４】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００７５】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００７６】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、オペレータが指令した情報を受け付け、この情報に基づくスキャンシーケンス情報をシーケンサ５に指令するとともに、シーケンサ５をはじめとして、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、および表示器１２を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００７７】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御する。また、シーケンサ５は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力して、再構成処理を行う演算ユニット１０にそのデータを転送する。
【００７８】
ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒおよび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００７９】
本実施形態で採用されるパルスシーケンスは、Ｔ１（縦緩和）時間を強調した高速イメージング用であればどのようなパルスシーケンスであってもよい。例えば、高速ＦＥ法、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）法、ＦＡＳＥ（高速ＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃＳＥ）法、ハイブリッドＥＰＩ法などである。
【００８０】
演算ユニット１０は、入力する生データの読込み、画像のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への生データの配置、データのアベレージング処理、タグモードおよびコントロールモードのデータ相互間の差分、データのしきい値処理、複素数データの絶対値化処理、生データを実空間データに再構成する再構成処理（例えば２次元または３次元のフーリエ変換処理）を適宜な順番で行うようになっている。この演算ユニット１０における処理の例を、図７、図１０〜１２に示す。なお、３次元撮像が行われた場合、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像データを生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理なども実施できるようになっている。
【００８１】
記憶ユニット１１は、生データおよび再構成画像データのみならず、演算処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。
また、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００８２】
また制御・演算部の要素として、音声発生器１６、および、ＥＣＧセンサ１７、ＥＣＧユニット１８が設けられている。音声発生器１６は、シーケンサ５またはホスト計算機６からの指示に応答して、患者（被検体）に息止めのための音声メッセージを発生する。また、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８は患者の心電図信号を検出してシーケンサ５に出力するようになっており、これにより心電同期スキャンを行うことができる。
【００８３】
次に、この実施形態の動作を説明する。
【００８４】
いま、本発明に係るＡＳＴＡＲ法を用いて頭部動脈の血管像を得るＭＲ撮像を行うものとする。使用するパルスシーケンスは、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法のシーケンスであるとする。
【００８５】
位置決めスキャンなどの準備作業を終了した後、ホスト計算機６は、オペレータからの指令に応答して、図４に示すイメージング処理の実行を開始する。
【００８６】
最初に、入力器１３を介して与えられる操作情報に基づきスキャン条件を入力する（ステップ３１）。このスキャン条件には、撮像位置（イメージングスラブの中心位置）、パルスシーケンスの種類とそのパラメータ（反転時間ＴＩ，繰り返し時間ＴＲ，エコー時間ＴＥ，回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙ，フリップパルスのフリップ角ＦＡ（＝α））などに加えて、ＡＳＴＡＲ法独自のパラメータとして、イメージングスラブの厚さＴｈｉｃｋｉｍａｇｅ、タグスラブの厚さＴｈｉｃｋｔａｇ、イメージングスラブとタグスラブとの間の距離Ｇａｐｔａｇ、およびイメージングスラブとコントロールスラブとの間の距離Ｇａｐｃｏｎｔが含まれる（図１参照）。この内、コントロール側の距離Ｇａｐｃｏｎｔは、前述したように、静脈の流速などを考慮したコントロールスラブが頭部の静脈に掛からないように設定される。
【００８７】
これら４つのパラメータは、オペレータが入力器１３を介してその都度、所望の値として設定してもよいし、所望の数値の組み合わせをテーブルとして予め記憶ユニット１１に記憶させておいて、このテーブルの中から撮像時の選択するようにしてもよい。
【００８８】
このスキャン条件の入力が完了すると、ホスト計算機６は次いで、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を満たす残りのパラメータを演算する（ステップ３２）。すなわち、コントロールスラブの厚さＴｈｉｃｋｃｏｎｔと、イメージングスラブの中心位置からのコントロールスラブのオフセット距離Ｏｆｆｓｅｔｃｏｎｔのパラメータである（図１参照）。前記（ｍ）式から、
【数１８】
0004574791.tif 000016
の両式が得られるので、この（ｄ’）式および（ｅ’）式からコントロールスラブの厚さＴｈｉｃｋｃｏｎｔと、コントロールスラブのオフセット距離Ｏｆｆｓｅｔｃｏｎｔとが求められる。
【００８９】
次いで、ホスト計算機６はスキャン条件の１つして指定される、タグスキャンとコントロールスキャンとによるデータ収集順が判断される（ステップ３３）。
本実施形態では、図５（ａ）または（ｂ）に示す２通りの収集順が予め用意されており、このいずれの順番であるかが判断される。
【００９０】
同図（ａ）の収集順によれば、ダミーショットに続いて、タグモードおよびコントロールモードのスキャンがそのショット毎に交互に所定の回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙを置いて行われる、いわゆる「インターリーブ方式」になっている。
また、同図（ｂ）の収集順によれば、ダミーショットの後に、タグモードのスキャンがその各ショット毎に所定の回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙを置いて実行され、その後に、今度はコントロールモードのスキャンがその各ショット毎に所定の回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙを置いて実行される、いわゆる「シーケンス方式」になっている。
【００９１】
このステップ３３により「インターリーブ方式」の収集順が指定されていると判断されたときは、図５（ａ）に示すインターリーブ方式の収集順に基づくスキャンが指令される（ステップ３４）。一方、「シーケンス方式」の収集順が指定されていると判断されたときには、同図（ｂ）に示すシーケンス方式の収集順に基づくスキャンが指令される（ステップ３５）。この指令は、ホスト計算機６が上述の如く受け付け且つ演算したＡＳＴＡＲ法のパラメータを反映させたパルスシーケンス情報をシーケンサ５に渡すことにより実行される。
【００９２】
シーケンサ５は、この指令に応答し駆動を開始し、指令されたパルスシーケンス情報に沿って逐一、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、および受信器８Ｒを駆動させる。これにより、何れの方式の収集順であっても、一例として、図６に示すように、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法のパルスシーケンス基づいて各ショットの２次元スキャンが実行される。
【００９３】
この図６のシーケンスを説明する。いま、インターリーブ方式の収集順が指令されているとする。最初の例えばタグモードの第１回ショットでは、シーケンサ５の指令により、プリサチュレーション（事前飽和）パルスＰｒｅ―Ｓａｔが、イメージングスラブに対するスライス傾斜磁場Ｇｓよりも低い所定強度のスライス傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。これにより、イメージングスラブよりも広い範囲にわたってスピンはスライス選択的に事前励起される。
【００９４】
次いで、シーケンサ５の指令により、スライス傾斜磁場Ｇｓ＝ＧｓｔａｇおよびタグＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス：その変調周波数のオフセット値＝−ｄｅｌｔａＦｔａｇ，帯域幅＝ＢＷｔａｇ）が印加される。これにより、図１に示す如く、イメージングスラブのタグ側（イメージングスラブの下肢側；動脈流の流入側）に所望厚さのタグスラブが選択的に設定される。
【００９５】
このスライス傾斜磁場Ｇｓｔａｇ、オフセット値ｄｅｌｔａＦｔａｇ、および帯域幅ＢＷｔａｇは前述したように、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を満たすように設定された値である。ただし、本実施形態では、オフセット値ｄｅｌｔａＦの極性を変えずに、スライス傾斜磁場Ｇｓの印加極性を変えるように設定している。なお、スライス傾斜磁場Ｇｓの極性は変えないで、イメージングスラブに対する変調周波数のオフセット値ｄｅｌｔａＦｔａｇの極性を変える（オフセット値自体は変わらない）ことで、そのオフセット位置を後述するコントロールスラブとは反対方向の位置に設定するようにしてもよい。
【００９６】
このタグＩＲパルスの印加に応答してタグスラブの撮像部位の原子核スピンは一度反転し（すなわち、タグ付けされ）、その後、Ｔ１緩和（縦緩和）過程に入る。このタグスラブでタグ付けされた動脈流は、そのＴ１緩和を起こしながらイメージングスラブに流入していく。このとき、イメージングスラブはタグＩＲパルスによってオフ・レゾナンスで励起されるため、ＭＴ効果を受ける。
【００９７】
このタグＩＲパルスが印加された後、所望の反転時間ＴＩが経過すると、最適値に設定されている低フリップ角度αの最初のフリップパルスＰ１がスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。これにより、イメージングスラブの原子核スピンがフリップされる。このスライス方向傾斜磁場Ｇｓはその後、スピンリフェーズのために極性反転されて印加される一方で、これに並行して読出し方向傾斜磁場Ｇｒが所定方向に印加される。この読出し方向傾斜磁場Ｇｒはその後、エコー信号読出しのために極性反転され、所定期間の間、周波数エンコード用として印加される。最初のフリップパルス印加のときには、ここでは、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ＝０に設定されている。
【００９８】
最初のフリップパルスＰ１から最適値のエコー時間ＴＥに近付くにつれて、イメージングスラブから最初のエコー信号が発生してくる。このエコー信号はＲＦコイル７で検出され後、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒにて、エコー信号は増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの所定の受信処理に付された後、Ａ／Ｄ変換される。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に転送され、画像のｋ空間の、その位相エンコード量に対応した列位置に沿って配置される。なお、この配置の好適な一例は、零エンコードを境に低周波のエンコードからデータを収集・配置する“ｃｅｎｔｒｉｃ  ｐｈａｓｅ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ”法に基づいて行われる。
【００９９】
この最初のエコー信号の収集が終わる時刻になると、読出し方向傾斜磁場Ｇｒの印加も終わる。
【０１００】
最初のフリップパルスＰ１の印加から、最適値に設定されて繰返し時間ＴＲが経過すると、２番目のフリップパルスＰ２がスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。このフリップパルスＰ２の印加についても、上述と同様にしてエコー信号が収集される。この一連のフリップパルスの印加およびエコーデータ収集は、位相エンコード回数分（例えば１２８回）繰り返して実行される。この２回目以降のフリップパルス印加時には、エコー信号収集前に、各回毎に変えた波形面積の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅのパルスを印加する。また、エコー信号の収集後には、その位相エンコードパルスのスピンに対する位相の影響を打ち消すために、逆向き極性の傾斜磁場Ｇｅのパルスが印加される。
【０１０１】
なお、このような巻き戻し用の傾斜磁場を必要に応じて読出し方向、および／または、スライス方向に印加するように構成してもよい。
【０１０２】
この結果、かかるタグスキャンの第１回目の１ショットにより、２次元ｋ空間全部にエコーデータ（生データ）が配置される。
【０１０３】
この後、スピン状態に対する適宜な回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙだけ待って、今度はコントロールモードに対する第１回目の１ショットのスキャンが実行される。
【０１０４】
このスキャンでは最初に、プリサチュレーションパルスが前述と同様に印加される。次いで、スライス傾斜磁場Ｇｓ＝ＧｓｃｏｎｔおよびコントロールＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス：その変調周波数のオフセット値＝ｄｅｌｔａＦｃｏｎｔ，帯域幅＝ＢＷｃｏｎｔ）が印加される。このスライス傾斜磁場Ｇｓｃｏｎｔ（＜Ｇｓｔａｇ）、オフセット値ｄｅｌｔａＦｃｏｎｔ（＝ｄｅｌｔａＦｔａｇ：オフセット値の絶対値が等しい）、および帯域幅ＢＷｃｏｎｔ（＝ＢＷｔａｇ）は前述したように、ＡＳＴＡＲ法の必要十分条件を満たすように設定された値である。
【０１０５】
これにより、図１に示す如く、イメージングスラブのコントロール側（イメージングスラブの頭頂部側；静脈流の流入側）に、前述したタグスラブとは非対称な位置に、タグスラブより厚いコントロールスラブが選択的に設定される。すなわち、コントロールスラブの位置オフセット量Ｏｆｆｓｅｔｃｏｎｔが頭頂部の位置を外すために大きく設定された分、コントロールスラブ厚Ｔｈｉｃｋｃｏｎｔも比例して大きく設定される（図１参照）。
【０１０６】
このため、コントロールスラブ内の原子核スピンは一度反転した後、Ｔ１緩和過程に入る。しかし、このスラブは頭頂部からは殆どずれた位置にあるため、頭頂部の静脈の原子核スピンは励起されない（タグ付けされない）が、イメージングスラブにはオフ・レゾナンスな励起であるため、ＭＴ効果を発生させる。このコントロールスキャンに拠るＭＴ効果の量は、前述したタグスキャンに拠るそれと同じまたはほぼ同じである。
【０１０７】
その理由は、タグＩＲパルスおよびコントロールＩＲパルスがＡＳＴＡＲ法に基づいているからである。つまり、両ＩＲパルスのイメージングスラブからのオフセット周波数を互いに同じに保持した状態で、タグスラブとコントロールスラブとの間の厚さの倍率（比）と、タグスラブとコントロールスラブとの間の位置オフセットの倍率（比）とが同じ値になるように変更しながら、イメージングスラブとタグスラブ、および、イメージングスラブとコントロールスラブとの間の距離をコントロールする方式を採用しているからである。つまり、コントロールスラブ厚をその位置オフセットに比例して大きく設定しているためである。この距離コントロールを適宜に行うことで、頭部静脈にコントロールスラブが掛からない、または、実質的に掛からないようにすることができる。したがって、両方のＩＲパルスから受けるイメージングスラブのＭＴ効果を同一または略同一に設定でき、かつ、一方向から血流のみにタグ付けして検出することができる。
【０１０８】
このコントロールＩＲパルスを印加した後、反転時間ＴＩ後には前述と同様にフリップパルスをｎ個使った、イメージングスラブからのＦＥ法による前述と同様のエコー収集が行われる。
【０１０９】
このようにインターリーブ方式に基づいて、１回目のコントロールスキャンが終わると、所定の回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙ後には再び、２回目のタグスキャンが前述と同様に実行される。このタグスキャンの後、再び、所定の回復時間Ｔｒｅｃｏｖｅｒｙを待って、２回目のコントロールスキャンが前述と同様に実行される。
【０１１０】
以下、同様に、タグスキャンおよびコントロールスキャンがインターリーブ方式に基づいてアベレージングために所定回数繰り返して実行される。
【０１１１】
再び、図４に戻って説明する。ホスト計算機６によってステップ３４または３５においてスキャンが指令されると、その後のスキャンの詳細な指令はシーケンサ５に任される。したがって、ホスト計算機６は、スキャン指令後、直ちに演算ユニット１０に各種の演算の指令を出す（ステップ３６）。この指令に応答して、演算ユニット１０は、収集される生データの読込み、アベレージング処理、再構成処理、絶対値化処理、差分処理（ＡＳＬ像データ作成）などを適宜な順番で且つ適宜なタイミングで行う。
【０１１２】
この演算ユニット１０の処理の一例を図７および図８に示す。図７は、かかる処理の流れを概念的に表し、図８は、この処理の進行に伴うデータ生成を模式的に表す。なお、図７に示す処理フローは一例を示すものであって、上述した各種の演算および処理は種々の順番で実施できる。それらの変形例を後述するように、図１０〜図１３に示す。
【０１１３】
図７の処理フローによれば、最初、演算ユニット１０は、シーケンサ５を介して送られてくる受信器８Ｒの送出データ、すなわちタグスキャンに伴って収集された生データＳｔａｇまたはコントロールスキャンに伴って収集された生データＳｃｏｎｔが読み込まれる（ステップ３６ａまたは３６ａ’）。生データＳｔａｇ、Ｓｃｏｎｔはそれぞれ複素数の量として収集される。
【０１１４】
生データＳｔａｇまたはＳｃｏｎｔは次いでＳ／Ｎ比向上のための、例えば移動平均方式によるアベレージング処理に付される（ステップ３６ｂまたは３６ｂ’）。この生データの読込み及びアベレージング処理は、スキャンと並行して行われ、各モード毎に全ショットによるスキャンが完了するまで継続される（ステップ３６ｃまたは３６ｃ’）。
【０１１５】
このようにアベレージング処理が全て終わると、演算ユニット１０は、タグスキャンによる生データＳｔａｇの平均値およびコントロールスキャンによる生データＳｃｏｎｔの平均値を各別に保有できる。そこで、演算ユニット１０はさらにこの両方の生データＳｔａｇおよびＳｃｏｎｔをそれぞれ画像再構成した後（ステップＳ３６ｄまたは３６ｄ’）、絶対値化する演算を行う（ステップ３６ｅおよび３６ｅ’）。すなわち、再構成された画像データ｜Ｖｔａｇ｜および｜Ｖｃｏｎｔ｜が演算される。
【０１１６】
さらに、演算ユニット１０は、この画像データ｜Ｖｔａｇ｜および｜Ｖｃｏｎｔ｜の相互の差分を演算する（ステップ３６ｆ）。すなわち、
【数１９】
ｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖｃｏｎｔ｜−｜Ｖｔａｇ｜
による差分が画素毎に演算され、この差分値ｄｅｌｔａＶが実空間上のＡＳＬ像データＡＳＬｉｍａｇｅとなる。
【０１１７】
このようにして最終的なＡＳＬ像データが得られると、ホスト計算機６はこのデータを表示し、かつ格納保管する指令を演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２に送る（ステップ３７）。このため、表示器１２にはＡＳＬ像ＡＳＬｉｍａｇｅが表示される。
【０１１８】
このようにＡＳＴＡＲ法によれば、コントロールＩＲパルスとタグＩＲパルスとに拠るＭＴ効果が同じまたは殆ど同じである。すなわち、図８に模式的に示すように、画像データ｜Ｖｔａｇ｜および｜Ｖｃｏｎｔ｜の組織部分からの信号値は殆ど同レベル（＝｜Ｖ１｜）である。しかも、タグスラブによってタグ側から流入する動脈流ＡＲがタグ付けされ、その血流部分の信号値｜Ｖｔａｇ｜が上がる（図８（ｄ）参照）。一方、コントロールスラブは頭頂部の位置を外して設定されているので、コントロール側からイメージングスラブに流入する静脈ＶＥは全くまたは殆どタグ付けされることはなく、静脈部分の信号値｜Ｖｃｏｎｔ｜は組織部分と殆ど変わらない（図８（ｃ）参照）。
【０１１９】
したがって、両方の画像データ｜Ｖｔａｇ｜および｜Ｖｃｏｎｔ｜の相互差分によって組織部分の信号値は完全にまたは殆ど完全に相殺され、且つ、タグＩＲパルスによってタグ付けされている動脈ＡＲの画素の信号値が良好に残る（図８（ｅ）参照）。
【０１２０】
これにより、ＳＡＲやＲＦパワーを格別増大させなくても、タグＩＲパルスおよびコントロールＩＲパルスに拠るＭＴ効果を確実にキャンセルさせ、ＡＳＬ像生成時の組織血流由来の差分誤差を低減させる。同時に、タグ側からの血流（例えば動脈）のみを画像化し、コントロール側からの血流（例えば静脈）のデータ収集が抑制でされる。したがって、タグ側を動脈流入側に採ることにより、動脈血流成分のみに拠る、簡便で（操作は従来と殆ど変わらない）、高精度・高品質（目的とする血流のみをＳ／Ｎ良く撮像）のＭＲＡ像を非侵襲の状態で提供できる。
【０１２１】
なお、演算ユニット１０による処理において、パフュージョン像を得る場合、抑制したい大血管、例えば動脈ＡＲの下限値ｄｅｌｔａＶｈｉｇｈを設定する。
そして、求めた差分値ｄｅｌｔａＶに関して、前述した（ｒ）式に基づき、
【数２０】
0004574791.tif 000017
のしきい値処理を行う。この処理の一例を図９に示す。同図に示すように、かかるしきい値処理（ステップ３６ｇ’）は、ステップ３６ｆの差分処理の後で実行される。
【０１２２】
これにより、大血管（動脈など）からの信号を抑制したパフュージョン像が得られる。この結果、上述したＭＲＡ象の撮像時の利点に加え、通常、不要とされている大血管の入らない組織血流のみのパフュージョン像を確実に提供することができ、画像の臨床的価値を向上させることができる。
【０１２３】
また、本実施形態では、タグスキャンおよびコントロールスキャンの両方でプリサチュレーションパルスを印加するようにしているので、静止組織のスピンを事前飽和させて、組織由来の信号をＡＳＬ差分するときの差分精度をより向上させ、より高品質なＡＳＬ像を提供することができる。なお、場合によっては、このプリサチュレーションパルスの印加過程を省略してもよい。
【０１２４】
さらに、タグスキャンとコントロールスキャンのスキャン順に関してインターリーブ方式を採用しているので、タグスラブおよびコントロールスラブのスピンを回復・安定させる時間を短縮させることができる。
【０１２５】
本発明者は、ファントム実験および人体の頭部の撮像（ＭＲＡ像およびパフュージョン像）を行い、いずれの実験においても、ＡＳＴＡＲ法は有効であることを確認した。
【０１２６】
図１０〜図１３に、演算ユニット１０が実行する処理の順番の別の例を示す。
図１０の処理順の場合、生データ｜Ｓｃｏｎｔ｜および｜Ｓｔａｇ｜の段階で差分し、加算（アベレージング）する処理を連続して、スキャンと並行して行う（３７１ａ，３７１ａ’，３７１ｂ〜３７１ｄ）。この後、差分・加算平均後の生データを再構成し、絶対値化する（３７１ｅ，３７１ｆ）。この処理順によれば、処理が簡単で演算量を抑制できる。
【０１２７】
図１１に示す処理順は、生データＳｃｏｎｔおよびＳｔａｇそれぞれの段階で、アベレージング、再構成、絶対値化までをこの順に行う（ステップ３８ａ〜３８ｅ，３８ａ’〜３８ｅ’）。そして、再構成後の画像データに対して差分演算を行い（ステップ３８ｆ）、ＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａｇｅを得る。この処理順の場合、絶対値化に次いで差分が演算されるので、特にノイズ成分を減らし、また、処理途中での絶対値画像を記憶しておけるので、生成されたＡＳＬ像の背景（組織）が残っている場合でも、後補正を行って背景を消去できる。
【０１２８】
また、図１２に示す処理順は、再構成までは図１１のものと同一であり、再構成後に、先に差分演算を行う（ステップ３９ａ〜３９ｄ，３９ａ’〜３９ｄ’，３９ｅ）。この後で、絶対値化してＡＳＬ画像ＡＳＬｉｍａｇｅを得る（ステップ３９ｆ）。これによっても、比較的簡単な処理でＡＳＬ像を提供できる。
【０１２９】
さらに、図１３に示す処理順は、生データの段階でアベレージングした後（ステップ４０ａ〜４０ｃ，４０ａ’〜４０ｃ’）、直ぐに、差分演算を行ってＡＳＬ像化した後、実数部データ、虚数部データそれぞれで再構成し、さらに絶対値化して最終的なＡＳＬ像データを得る（ステップ４０ｄ〜４０ｆ）。これによっても、比較的簡単な処理でＡＳＬ像を提供できる。
【０１３０】
（第２の実施形態）
本発明の第２の実施形態を図１４〜図１７に基づき説明する。この実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等の要素には同一符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【０１３１】
この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明のもう１つのアプローチであるＥＰＩＳＴＡＲ法に基づくＭＲＡ撮像またはパフュージョン撮像を行うようになっている。ＥＰＩＳＴＡＲ法そのものは、図２を用いて前述した通りである。
【０１３２】
第１の実施形態のときと同様に、ホスト計算機６は、シーケンサ５に対して、図１４に示すように、Ｔ１緩和を強調できるパルスシーケンスとして、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法のパルスシーケンスを例えばインターリーブ方式で行うように指令する。このパルスシーケンスで用いるタグＩＲパルスとコントロールＩＲパルスについては、その帯域幅ＢＷは共に等しく（ＢＷｔａｇ＝ＢＷｃｏｎｔ）、且つ、そのオフセット周波数ｄｅｌｔａＦも極性は反対だが、値は共に等しく（ｄｅｌｔａＦｔａｇ＝−ｄｅｌｔａＦｃｏｎｔ）、この状態で同一強度の傾斜磁場Ｇｓ（Ｇｓｔａｇ＝Ｇｓｃｏｎｔ）と共に印加される。
【０１３３】
シーケンサ５の管理の元で行われるデータ収集は、第１の実施形態のときと同一または同等である。これにより収集されたタグモードおよびコントロールモードの複素数データである生データＳｔａｇおよびＳｃｏｎｔは演算ユニット１０に送られ、一例として、図１５に示す画像生成処理に付される。この一連の処理において特徴的な事項は、しきい値処理である。生データＳｔａｇおよびＳｃｏｎｔそれぞれを読み込み、アベレージング処理し、画像に再構成処理し、そして絶対値化した後、それらのデータ間で差分処理してＡＳＬ像データｄｅｌｔａＶ＝｜Ｖｔａｇ｜−｜Ｖｃｏｎｔ｜を求める（ステップ４１ａ〜４１ｅ，４１ａ’〜４１ｅ’，４１ｆ）。この後、前述した式（ｖ）式を満たすように、すなわち
【数２１】
ｄｅｌｔａＶ＞０
のしきい値処理を行う（ステップ４１ｆおよび図１６（ｅ）〜（ｆ）参照）。このｄｅｌｔａＶ＞０を満たすＡＳＬ像データから成る血管のＡＳＬ像を得る。
【０１３４】
このＡＳＬ像は、しきい値処理されているので、静脈ＶＥを消して、動脈ＡＲのみを表した血管像を提供できる。この一連の処理を図１６に模式化して示す。
【０１３５】
なお、このＥＰＩＳＴＡＲ法を用いてパフュージョン像をイメージングする場合、図１７に示すように、図１５のステップ４１ｇに相当するステップ４１ｇ’において、前述した（ｗ）式に基づくしきい値処理を実行すればよい。
【０１３６】
またなお、この第１および第２の実施形態では、１つのインバージョンパルスで１画像分全てのエコーデータを収集するパルスシーケンスを採用する例を説明したが、これに代えて、複数のインバージョンパルスで１画像分のエコーデータを収集する、いわゆる、セグメンテッド高速ＦＥ法を採用することもできる。
【０１３７】
さらに、上述した第１および第２の実施形態では、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法を実施するＭＲＩ装置およびＭＲイメージング方法を説明したが、本発明で実施可能なパルスシーケンスはこれに限定されない。ＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス）または飽和パルス（９０°ＲＦパルス）を用い、Ｔ１回復過程にてｋ空間を充足する生データを収集できるパルスシーケンスであれば同様に実施できる。例えば、ＩＲパルスを用いた高速ＳＥ法の場合、１つのフリップパルスと複数のリフォーカスパルスの印加によりｋ空間充足用データを収集するが、フリップパルスとリフォーカスパルスのフリップ角度を適切に設定することで、Ｔ２減衰による信号減衰を抑制し、Ｔ１回復とＴ２減衰が均衡する条件が存在するので、このパルスシーケンスにも同様に適用できる。
【０１３８】
さらに、上述した第１、第２の実施形態にあっては、撮像部位が頭部である場合を例示したが、撮像部位は腎臓、肝臓、筋血流など、種々の部位に適用することもできる。
【０１３９】
さらに、上述した第１、第２の実施形態では、ＩＲパルスに拠るタグスラブおよびコントロールスラブをイメージングスラブに対して平行に設定する例を示したが、本発明はこれに限定されることなく、例えば、タグスラブ、イメージングスラブ、およびコントロールスラブの位置関係は互いに直交またはオブリークの位置関係であってもよい。
【０１４０】
さらに、上述した第１、第２の実施形態は２次元スキャンとして実施した場合を例示したが、３次元スキャンであっても勿論同様に構成できる。
【０１４１】
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態を図１８〜１９に基づき説明する。
【０１４２】
本実施形態は、第１の実施形態で説明したＡＳＴＡＲ法をＣＡＳＬ法に基づき実施するＭＲＩ装置に関する。装置のハードウェアの構成は前述した各実施形態のものと同等であり、一方、ＡＳＬイメージングの手順は第１の実施形態で説明したＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に基づく）と同様に実行される。
【０１４３】
図１８には、本実施形態に拠るＡＳＴＡＲ法（ＣＡＳＬ法に基づく）を実施するときのスラブ（スライス）の空間位置と傾斜磁場との関係を示す。図１９には、具体的なパルスシーケンスの一例を示す。
【０１４４】
図１８に示す如く、タグモード及びコントロールモードで印加されるＩＲパルスには、ある強度のａｄｉａｂａｔｉｃ条件を満たし且つ単一周波数の連続波が一定時間以上（例えば単一周波数の正弦波を１〜３ｓｅｃ程度）に渡って印加される。
【０１４５】
この連続波を印加するＲＦコイル７としては、通常に使用されている頭部用コイルが使用される。このため、タギング時のスライス傾斜磁場Ｇｓｔａｇは、図１８に示す如く、タグスラブ（スライス）がイメージングスラブへの例えば血液流入側に在る動脈部分に位置するように設定される。一方、コントロール時のスライス傾斜磁場Ｇｓｃｏｎｔは、同図に示す如く、コントロールスラブ（スライス）が体軸（Ｚ軸）方向にて頭頂部を外して位置するように設定される。
【０１４６】
また、オフセット励起周波数ｄｅｌｔａＦは、
【数２２】
0004574791.tif 000018
を満たすように調整されている。これにより、イメージングスラブのスライス方向中心での励起周波数をＦ０とすると、タグスラブ（スライス）及びコントロールスラブ（スライス）のスライス方向中心では、
【数２３】
単一周波数＝Ｆ０＋（ｄｅｌｔａＦ）
で励起される。
【０１４７】
このため、タギングモードでは、図１８に示す如く、イメージングスラブへの例えば血液流入側に在る動脈部分がタグスラブ（スライス）によりタギングされる。一方、コントロールモードでは、同図に示す如く、コントロールスラブ（スライス）により、体軸（Ｚ軸）方向の頭頂部を外した空間位置が励起される。タグ用ＩＲパルスに連続波を用いているので、タグスラブは非常に薄いスライス（理論的には平面）となり、かつ、例えば動脈にほぼ垂直になる。これにより、血液のスピンがインバージョンされた状態で下流に進み、イメージングスラブに流入する。コントロール用ＩＲパルスに連続波を用いているので、コントロールスラブも非常に薄いスライス（理論的には平面）となる。
【０１４８】
図１９に示すパルスシーケンスのイメージング用のパルス列、及び、エコーデータ収集後のＡＳＬイメージングに関わるデータ処理は第１の実施形態のものと同様に実行され、タグ画像とコントロール画像の差分に基づくＡＳＬ像が得られる。
【０１４９】
したがって、励起周波数Ｆ０の位置、すなわちイメージングスラブのスライス方向中心位置におけるＭＴ効果は、タグモードとコントロールモードで殆ど同じ量になるので、差分処理によりその殆どがキャンセルされ、ＭＴ効果の影響が殆ど無い高精細なＡＳＬ像になる。
【０１５０】
さらに、ＣＡＳＬ法の特徴に拠る効果も得られる。つまり、連続波から成るタグ用及びコントロール用ＩＲパルスを用いるので、励起するスラブ（スライス）を平面並に薄くできる。このため、ＰＡＳＬ法のときの、タグスラブ内のイメージングスラブから遠い部分で励起された血流スピンが大きな時間遅れでイメージングスラブに流入するという状況とは異なり、ＣＡＳＬ法に拠るタグスラブ（スライス）で励起された血流スピンは、少ない時間遅れでイメージングスラブに流入できる。とくに、タグスラブ（スライス）をイメージングスラブに極力、接近させることで、かかる時間遅れをそれだけ少なくすることができる。これにより、イメージングスラブに流入した血流スピンのＴ１緩和はそれほど進んでいないので、ＰＡＳＬ法のときよりもイメージングスラブからの血流信号のＳＮＲが良くなるという利点がある。
【０１５１】
なお、この実施形態において、ＲＦコイルとして、通常の頭部用ＲＦコイルの代わりに、イメージングスラブに感度を持たない小さな送信用ＲＦコイルを用いてもよい。この場合、傾斜磁場を印加せず、その送信用ＲＦコイルの感度領域が、イメージングスラブへ流入する例えば動脈を含むように、位置関係を設定すればよい。これによって、イメージングスラブに流入する血流をタギングすることができる。
【０１５２】
（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態を図２０〜２３に基づき説明する。
【０１５３】
本実施形態は、ＡＳＬイメージングにおける静止組織由来の差分誤差（差分値＝０を理想状態としたときの差分結果）を低減する手法を提供するものである。
この差分誤差低減法は、ＡＳＴＡＲ法、ＦＡＩＲ法、ＥＰＩＳＴＡＲ法など各種のＡＳＬイメージングに適用できる一方で、その基礎となるパルス種類がＰＡＳＬ法であるか、ＣＡＳＬ法であるかに拘らず、広範囲に適用できる。
【０１５４】
以下、ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法に、かかる差分誤差抑制法を適用する場合について説明する。
【０１５５】
この差分誤差について簡単に説明する。今までの実施形態で説明した如く、タギングモードとコントロールモードを持つＡＳＬイメージングでは、イメージングスラブの静止組織に与えるＭＴ効果が両モードにおいて同じになるように設定してタグ画像とコントロール画像とを得て、これらを相互に差分演算することで、血流信号の画像を得るようにしている。
【０１５６】
しかしながら、このＡＳＬイメージングでは、タギングした後、大血管の動脈血が組織に拡散する時間（ＴＩ時間）だけ待ってスキャンする必要があるため、通常、静止組織の信号は血流信号に比べて１００〜１０００倍程度、大きくなる。このため、ＲＦ系の不安定さや、患者の体動等がある場合、差分演算を行っても、無視できない程の静止組織信号（即ち差分誤差）が残ることがある。
【０１５７】
本実施形態では、このような差分誤差の発生をより確実に防止し、所望方向の血流をより精細に描出することができるＡＳＬイメージング法を提供することを、更なる目的とする。
【０１５８】
本実施形態に係る、ＰＡＳＬ法に基づくＡＳＴＡＲ法のパルスシーケンスを図２０に示す。このパルスシーケンスを実行して、ＡＳＬ像を得る手順及び処理は、第１の実施形態のものと同じである。
【０１５９】
同図に示す如く、タグ用／コントロール用ＩＲパルスとイメージング用パルス列のｋ空間の中心位置相当時刻との間に、非スライス選択ＩＲパルス（ｎｏｎ−ｓｌｉｃｅ  ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ  ＩＲ  ｐｕｌｓｅ：ｎｓｓＩＲパルス）と呼ばれるパルスが、スライス傾斜磁場の印加無しの状態で、１回印加される。なお、このｎｓｓＩＲパルスはここでは非選択で印加されるが、実際には、図２１に示す如く、タグスラブとイメージングスラブを含むスラブ厚さ以上の領域に印加されればよい。なお、図２０では、ｎｓｓＩＲパルスは１回、印加される構成を示したが、２回以上、印加するようにしてもよい。
【０１６０】
このｎｓｓＩＲパルスの印加が静止組織信号の差分誤差の発生を抑制する上での特徴を成す。
【０１６１】
対象となるイメージングスラブには、異なるＴ１値を有する静止組織、例えばＴ１値の短い方からｆａｔ，ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ（ＷＭ），ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ（ＧＭ），ＣＳＦが存在する。中でも、脳実質内に多い静止組織成分はＷＭ，ＧＭであるので、ｎｓｓＩＲパルスの印加時からｋ空間の中心に配置するデータの収集時刻までの時間ＴＩｎｓｓ（図２０参照）は、ＴＩ時間後に、ＧＭ，ＷＭの縦磁化Ｍｚがほぼ平均で零になる値付近に設定される。ｎｓｓＩＲパルスの印加数を多くするほど、各種の静止組織間におけるＴＩ時間に因る縦磁化Ｍｚの差はそれだけ小さくなる。
【０１６２】
本発明者が行った実験によれば、ＴＩ＝１０００〜１５００ｍｓ、ＴＩｎｓｓ＝３００〜４００ｍｓに設定したとき、ＧＭ，ＷＭの信号が、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しの場合に比べて、１／１０以下まで低減できることを確認した。
【０１６３】
ＴＩ時間に依存して、最適なＴＩｎｓｓ時間は多少変化するが（ＴＩが長くなるほど、ＴＩｎｓｓも長くなる）、この変化はＧＭ，ＷＭについては１００ｍｓｅｃ程度であるので、ＴＩｎｓｓ時間は一定値としても構わない。
【０１６４】
血流信号のスピンは、ｎｓｓＩＲパルスの印加前後にイメージングスラブに流入した両成分が共に、ｎｓｓＩＲパルスにより区別無く反転する。また、タグ用ＩＲパルス及びコントロール用ＩＲパルスの双方によっても同様に反転する。このため、タグモードとコントロールモードとの差分結果は符号の反転のみであって、差分の大きさは、ｎｓｓＩＲパルスの印加で十分にスピン反転すれば、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しのときと変わらない状態を確保できる。
【０１６５】
図２２，２３に、ＡＳＴＡＲ法の場合の、血流（フロー）のみの縦磁化Ｍｚの時間的変化を、水を例にとって、コントロールモード及びタグモード夫々における、ｎｓｓＩＲパルスの印加有り／無しの各状態について説明する。同図から分かるように、ｎｓｓＩＲパルスによりタグ領域及びイメージング領域の血流成分のスピン全部が確実に反転すれば、その差分ΔＭｚ＝ΔＭｚｃｏｎｔ−ΔＭｚｔａｇは符号が反転するのみであって、その大きさは変化しない。画像の画素値は絶対値で演算するので、ｎｓｓＩＲパルスの印加無しの場合と同じになることが分かる。
【０１６６】
このように、ｎｓｓＩＲパルスを使用し、しかも、このｎｓｓＩＲパルスの印加時刻から、ｋ空間の中心位置に配置するデータを収集する時刻までの時間ＴＩｎｓｓを、主要な静止組織成分の残存する縦磁化Ｍｚが平均でほぼ零になるように設定している。このため、タグ画像とコントロール画像とを差分したときの静止組織の差分値（差分誤差）は殆ど零になる。したがって、装置のＲＦ系に不安定さがあったり、スキャン中の患者に体動が生じる場合でも、静止組織からの信号を抑制し、所望方向の血流成分のみを、より確実に描出することができる。
【０１６７】
ＡＳＬイメージングでは、血流又はフローから信号値の静止組織からの信号値に対する割合は、通常のＭＲＡのときよりも更に１〜２桁小さい。しかし、本実施形態のように、静止組織からの信号の大きさをできるだけ低減することで、コントロールモードとの差分演算を行う場合であっても、静止組織由来の差分誤差を低減させることができ、血流の描出能の一層の向上を図ることができる。
【０１６８】
なお、本発明は、代表的に例示した上述の実施の形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することができ、それらも本発明の権利範囲に属するものである。
【０１６９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置およびＭＲイメージング方法によれば、ＰＡＳＬ法やＣＡＳＬ法に基づきＡＳＬイメージングを行うときに、従来法（従来のＮＥＷ−ＥＰＩＳＴＡＲ法）に比べても、ＳＡＲやＲＦパワーを格別増大させることがなく、タグスキャンおよびコントロールスキャンによりイメージングスラブに生じるＭＴ効果を安定して且つ精度良く相殺させ、イメージングスラブの静止組織の信号値差を低減させる。その一方で、コントロールスラブ側から流入する血流成分を確実に抑圧し且つタグスラブ側から流入する血流成分のみを画像化することで、例えば動脈のフロー成分のみを画像化できる。これにより、ＡＳＬイメージングに求められている２つの相反する要求を同時に満たすことができる。
【０１７０】
とくに、非スライス選択ＩＲ波を用いることで、静止組織由来の差分誤差を更に低減でき、高精細なＡＳＬ像を提供できる。
【０１７１】
このように、患者に負担の少ない非侵襲の状態で、高精度・高品質なパフュージョン像またはＭＲＡ像を比較的簡単な手法で確実に提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の１つの態様に係るＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に基づく）の原理を説明する図。
【図２】本発明の別の態様に係るＥＰＩＳＴＡＲ法の原理を説明する図。
【図３】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図４】第１の実施形態におけるＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に基づく）を実施するホスト計算機の処理の概要を示すフローチャート。
【図５】タグスキャンとコントロールスキャンの各ショット毎のスキャン順番を説明するタイムチャート。
【図６】各ショット毎に実行されるパルスシーケンスのタイミングチャート（タグスキャンおよびコントロールスキャンの両方を兼ねて説明する）。
【図７】演算ユニットの処理手順の一例を示す概略フローチャート。
【図８】生データ収集後のデータ処理の流れを示す模式図。
【図９】演算ユニットにおけるパフュージョン像用の処理手順の一例を示す概略フローチャート。
【図１０】演算ユニットの処理手順の別の一例を示す概略フローチャート。
【図１１】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示す概略フローチャート。
【図１２】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示す概略フローチャート。
【図１３】演算ユニットの処理手順の更に別の一例を示す概略フローチャート。
【図１４】本発明の第２の実施形態に係るＥＰＩＳＴＡＲ法により各ショット毎に実行されるパルスシーケンスのタイミングチャート（タグスキャンおよびコントロールスキャンの両方を兼ねて説明する）。
【図１５】第２の実施形態におけるＡＳＬ像のイメージングに関する演算ユニットの処理手順の一例を示す概略フローチャート。
【図１６】第２の実施形態における生データ収集後のデータ処理の流れを示す模式図。
【図１７】第２の実施形態におけるパフュージョン像のイメージングに関する演算ユニットの処理手順の一例を示す概略フローチャート。
【図１８】本発明の別つの態様である、第３の実施形態に係るＡＳＴＡＲ法（ＣＡＳＬ法に基づく）の原理を説明する図。
【図１９】第３の実施形態で使用可能なパルスシーケンスの一例を示す図。
【図２０】本発明の第４の実施形態に係る、非スライス選択ＩＲパルスを用いたＡＳＴＡＲ法（ＰＡＳＬ法に基づく）の概略を示すパルスシーケンス。
【図２１】第４の実施形態における非選択領域とスラブ位置との関係を説明する図。
【図２２】非スライス選択ＩＲパルスを用いないときの、フロー成分の縦磁化の変化を説明する図。
【図２３】非スライス選択ＩＲパルスを用いたときの、フロー成分の縦磁化の変化を説明する図。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  ホスト計算機
７  ＲＦコイル
８Ｔ  送信器
８Ｒ  受信器
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
１２  表示器
１３  入力器
【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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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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