磁気共鳴イメージング装置
【課題】非造影ＭＲＡにおいて、撮像目的とする血流からの信号をより高い信号強度で収集し、より明瞭な血流像を抽出することが可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、を有する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、を有する。
【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装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）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（ＲＦ：radio frequency）信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ：magnetic resonance）信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、血流像を得る手法としてＭＲＡ（magnetic resonance angiography）が知られている。ＭＲＡのうち、造影剤を使用しないものは非造影ＭＲＡと呼ばれる。非造影ＭＲＡでは、ＥＣＧ（electro cardiogram）同期を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法が考案されている（例えば特許文献１参照）。ＦＢＩ法では、傾斜磁場の制御によって血管の走行方向にほぼ一致する方向に周波数エンコードをかけた３次元スキャンが行われる。
【０００４】
このＦＢＩ法による非造影ＭＲＡでは、ＥＣＧ同期の遅延時間を変えて撮像した画像データ間で差分を取ることにより動静脈を分離したＭＲＡ像を得るFlow-Spoiled FBI法も考案されている。すなわち、Flow-Spoiled FBI法では、心筋の拡張期と収縮期における動脈信号の差が画像化される。
【０００５】
さらに、ＦＢＩ法において、低流速の血流を描出するために、読出し（ＲＯ：readout）方向にグラジエントパルス（Ｇｓｐｏｉｌ）を、傾斜磁場パルスにディフェーズパルスまたはリフェーズパルスを印加するFlow-dephasing法が考案されている（例えば特許文献２参照）。このFlow-dephasing法によれば、ディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの作用により、流速の速い血流からの信号値と低流速の血流からの信号値との相対的な信号差を増大させることができる。そして、この相対的な信号差から動静脈を明瞭に分離することが可能となる。
【０００６】
すなわち、動静脈を明瞭に分離するためには、拡張期と収縮期とで信号差を大きくすることが重要となる。拡張期と収縮期とで信号差を大きくするためには、収縮期において速い流速の血流からの信号強度を小さくする必要がある。そこで、ＲＯ方向への適切な強度のグラジエントパルスが設定され、設定されたグラジエントパルスにより、収縮期における動脈からの血流信号が抑制される。この状態で、拡張期における血流信号が収集される。そして、拡張期において収集された血流信号には、差分処理や最大値投影（ＭＩＰ：Maximum Intensity Projection）処理が施され、動脈のみが描出される。
【０００７】
また、Flow-dephasing法におけるＲＯ方向のディフェーズパルスの強度等のパラメータを変えながら準備スキャンを実行するFlow-prep. Scanが考案されている（例えば特許文献３参照）。このFlow-prep. Scanでは、準備スキャンによりパラメータを可変しながら撮像された画像を参照することにより、最適なパラメータを求めることができる。そして、ＲＯ方向のディフェーズパルスの強度についての研究報告がなされている（例えば非特許文献１参照）。
【０００８】
一方、Norris DG等の研究によれば、ＦＳＥ（Fast spin echo）法による撮像では、２つのファミリーにそれぞれ属するエコー、すなわち偶エコーおよび奇エコーが発生し、偶エコーおよび奇エコーの強度をそれぞれＡ、Ｂとすると受信信号の信号強度Ｓ０は、式（１）で与えられるとされている（例えば非特許文献２参照）。
【０００９】
［数１］
Ｓ０２＝Ａ２＋Ｂ２＋２ＡＢｃｏｓ（２θ） ……（１）
ただし、２θは、偶エコーと奇エコー間における位相差である。尚、偶エコーは、最初のスピンエコーのリフォーカスと同時に発生するファミリーに属し、奇エコーは、最初に励起されたエコーのリフォーカスと同時に発生するファミリーに属するとされている。
【００１０】
さらに、Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ等の研究によれば、偶エコーと奇エコー間における位相差２θは、流速の影響により変化し、その位相変化量２φは、式（２）で与えられるとされている。
【００１１】
［数２］
２φ＝γＧｖ（ＴＥ２） ……（２）
ただし、ｖはＲＯ方向の血流の流速、ＴＥはエコー列の間隔、ＧはＲＯ方向のグラジエントパルスの強度、γは係数である。式（１）および式（２）から血流の流速ｖの影響により位相差２θが位相変化量φだけ変化し、信号強度Ｓ０にロスが生じる恐れがあることが分かる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】特開２０００−５１４４号公報
【特許文献２】特開２００３−１３５４３０号公報
【特許文献３】特開２００３−７０７６６号公報
【非特許文献】
【００１３】
【非特許文献１】Miyazaki M, et al., Radiology 227:890-896, 2003.
【非特許文献２】Norris DG, et al., MRM 27;142-164, 1992.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
上述のようにＦＢＩ法において画像化に用いられる血流信号の信号差は、流速によって変化する。従って、従来のＦＢＩ法では、拡張期と収縮期との間において常に最大の信号差が得られるとは限らない。特に、流速が速い部位においては、常時高い信号強度で動脈からの血流信号を拡張期と収縮期との差分として得ることが困難となる。
【００１５】
また、拡張期や収縮期において、流速が同程度であると考えられる静脈からの信号は、血流信号間における差分で抹消される。しかし、静脈の流速が収縮期または拡張期において変化した場合には、拡張期と収縮期間における血流信号の差分から静脈からの信号が完全にキャンセルされない恐れがある。
【００１６】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、非造影ＭＲＡにおいて、撮像目的とする血流からの信号をより高い信号強度で収集し、より明瞭な血流像を抽出することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。
【図２】図１に示す磁気共鳴イメージング装置におけるコンピュータの機能ブロック図。
【図３】図１に示す送信器の詳細構成図。
【図４】図２に示すパルスシーケンス設定部が血流の流速に応じて撮影条件を設定する場合の設定方法を説明する図。
【図５】図２に示すパルスシーケンス設定部により設定されるＦＳＥシーケンスの例を示す図。
【図６】図１に示す磁気共鳴イメージング装置により、血流の流速に応じて送信パルスの位相を設定しつつＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャート。
【図７】図１に示す磁気共鳴イメージング装置によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた腸骨部における動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図。
【図８】図１に示す磁気共鳴イメージング装置によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた膝窩部において分岐する動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図。
【図９】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図。
【図１０】図９に示す磁気共鳴イメージング装置により実行される準備スキャンとイメージングスキャンとを時系列に示した図。
【図１１】図９に示す磁気共鳴イメージング装置により、準備スキャンを行った後、ＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャート。
【図１２】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第３の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施形態について添付図面を参照して説明する。
【００２０】
図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第１の実施形態を示す構成図である。
【００２１】
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３およびＲＦコイル２４を図示しないガントリに内蔵した構成である。
【００２２】
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
【００２３】
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
【００２４】
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
【００２５】
傾斜磁場コイルユニット２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
【００２６】
また、傾斜磁場コイルユニット２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイルユニット２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
【００２７】
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
【００２８】
ＲＦコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２９からＲＦ信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンのＲＦ信号による励起に伴って発生したＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
【００２９】
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したパルスシーケンスを記憶する機能と、記憶した所定のパルスシーケンスで規定される撮影条件に従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦ信号を発生させる機能を有する。シーケンスコントローラ３１から送信器２９に与えられる制御情報としては、送信のフリップ角に相当するＲＦパルス電流の強度や送信位相も含まれる。
【００３０】
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
【００３１】
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてＲＦ信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
【００３２】
すなわち、静磁場用磁石２１、シムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３、ＲＦコイル２４並びに制御系２５の各構成要素により、磁気共鳴イメージング装置２０には、パルスシーケンスとして設定された各撮影条件に従って、静磁場中の被検体Ｐに対して傾斜磁場の印加およびＲＦ信号の送信を行なう一方、被検体Ｐ内部におけるＲＦ信号による原子核の核磁気共鳴に伴って発生したＭＲ信号を受信し、デジタル化することにより生データを生成する生データ収集ユニットとしての機能が備えられる。
【００３３】
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのＥＣＧ信号を取得するＥＣＧユニット３８が備えられる。ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。
【００３４】
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。
【００３５】
図２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０におけるコンピュータ３２の機能ブロック図である。
【００３６】
コンピュータ３２は、プログラムによりシーケンスコントローラ制御部４０、生データデータベース４１、画像再構成部４２、画像データデータベース４３、血流像作成部４４、パルスシーケンス設定部４５、血流速度取得部４６として機能する。
【００３７】
シーケンスコントローラ制御部４０は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいてパルスシーケンス設定部４５から受けた所要のパルスシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能と、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて生データデータベース４１に形成されたｋ空間（フーリエ空間）に配置する機能とを有する。このとき、シーケンスコントローラ制御部４０は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期でスキャンが実行されるようにシーケンスコントローラ３１を駆動制御できるように構成される。
【００３８】
このため、生データデータベース４１には、受信器３０において生成された各生データが保存され、生データデータベース４１に形成されたｋ空間に生データが配置される。
【００３９】
画像再構成部４２は、生データデータベース４１から生データを取り込んで３次元（３Ｄ）フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、被検体Ｐの３次元画像データを再構成して画像データデータベース４３に書き込む機能を有する。ただし、２Ｄフーリエ変換処理等の処理により一旦２Ｄ画像データ等の中間的なデータを作成した後、３Ｄ画像データを再構成するようにしてもよい。
【００４０】
このため、画像データデータベース４３には、被検体Ｐの３Ｄ画像データが保存される。
【００４１】
血流像作成部４４は、画像データデータベース４３から心筋の拡張期および収縮期における３Ｄ画像データを読み込んで、差分処理を行うことにより静脈データをキャンセルし、動脈データを血流画像データとして抽出する機能を有する。また、血流像作成部４４には、描出した動脈データと拡張期における３Ｄ画像データとから血流像用に静脈データを求める機能を設けることができる。
【００４２】
そして、静脈データや動脈データを用いた血流画像がカラー表示されるように静脈データおよび動脈データを作成することもできる。例えば、動脈が赤、静脈が青で表示されるように血流画像データを作成すれば、血流像上で動脈および静脈を識別することができる。
【００４３】
血流像上において動脈を赤、静脈を青で表示させる場合には、拡張期および収縮期における３Ｄ画像データの差分処理によって得られるデータが動脈データであることから、ある閾値を超える信号値を有するデータを動脈データとして赤の色情報を割当てることができる。また、拡張期における３Ｄ画像データは、動静脈データの双方を含んでいるため、拡張期における３Ｄ画像データのうち上述した差分処理を経て赤の色情報が割当てられた動脈データ以外の血流からのデータが静脈データということになる。従って、拡張期における３Ｄ画像データの血流からのデータのうち、動脈データ以外のデータを静脈データとして青の色情報を割当てることができる。
【００４４】
ここで、拡張期における３Ｄ画像データには、静脈データのみならず、横緩和時間(transverse relaxation time: T2)の長い関節液からのデータが含まれる。T2の長い器官や組織からのデータは、静脈データよりも大きな信号値を有する場合があるため、静脈データと誤認識される恐れがある。そこで、信号値がある範囲のデータを静脈データとして３Ｄ画像データから検出すれば、静脈データの誤認識を回避させることができる。具体例としては、ある閾値に対して５０〜７０％の信号値となる動脈データ以外のデータを静脈データとして３Ｄ画像データから検出することができる。
【００４５】
このような差分処理による動脈データの検出機能、閾値処理による静脈データの検出機能および動脈データと静脈データに対する色情報の割当機能は、血流像作成部４４に設けることができる。
【００４６】
更に、血流像作成部４４には、必要に応じて、血流像に対してＭＩＰ処理等の各種処理を施す機能が備えられる。また、血流像作成部４４は、最終的に作成された血流像を表示装置３４に与えて表示させる機能を有する。
【００４７】
ただし、画像再構成部４２を設けずに、血流像作成部４４が生データデータベース４１から読み込んだ生データから血流像を作成するように構成してもよい。また、臨床上有用であれば、ＭＩＰ画像、ＳＶＲ（Shaded volume rendering）画像その他の３次元画像を血流像として作成するようにしてもよい。
【００４８】
すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０には、画像再構成部４２や血流像作成部４４により生データから血流像を生成する機能が備えられる。
【００４９】
パルスシーケンス設定部４５は、撮影条件としてパルスシーケンスを設定する機能と、設定したパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与えて所望の撮影条件に従うスキャンの実行を可能とする機能とを有する。ここで、パルスシーケンス設定部４５は、パルスシーケンスを設定する際、血流速度取得部４６から受けた血流の流速を参照し、流速に応じたパルスシーケンスを設定するように構成される。特にパルスシーケンス設定部４５は、パルスシーケンスを設定する際のパラメータとなるＲＦ送信パルスの位相およびＲＯ方向のグラジエントパルスＧの一方または双方を血流の流速に応じて、より適切な値に設定する機能を有する。
【００５０】
すなわち、パルスシーケンス設定部４５は、動静脈を分離し、動脈や静脈を良好に描出した血流像が得られようにパルスシーケンスを設定する。前述のように、血流を良好に描出するためには、心筋の拡張期と収縮期における動脈からの信号差をより大きくする一方、静脈からの信号差をより小さくし、拡張期と収縮期における血流信号の差分処理により動脈からの信号を高強度で抽出することが重要となる。
【００５１】
しかしながら、血流信号の強度は流速に応じて変化する。Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ等により導かれた式（２）によれば、流速ｖの影響により式（１）における２つのエコー間における位相差２θは２φ（＝γＧｖ（ＴＥ２））だけ変化する。従って、式（１）および式（２）から流速ｖに応じた相対的な信号強度Ｓは、式（３）で示される。
［数３］
Ｓ＝ｓｑｒｔ｛Ａ２＋Ｂ２＋２ＡＢｃｏｓ２（φ＋ｄφ）｝（３）
ただし、Ａ、Ｂは２つのエコーの強度、ｄφは、２つのエコー間における位相差（θ−φ）に対するシフト量である。つまり、２つのエコー間における位相差に対するシフト量ｄφをパラメータとして設定すれば、画像信号の強度Ｓと流速ｖと間の関係を調整することができる。換言すれば、流速ｖの値に応じて位相差φが変化したとしても、位相シフト量ｄφを設定すれば、信号強度Ｓを制御することができる。
【００５２】
尚、２つのエコー間における位相差は、ＲＦコイル２４から送信される励起パルスとこの励起パルスに続くリフォーカスパルス間における位相差に相当する。従って、励起パルスあるいはリフォーカスパルスの送信位相をｄφだけシフトすれば、式（３）におけるｄφを設定することができる。
【００５３】
尚、励起パルスとリフォーカスパルスとから構成される送信パルス列は、一般にはＣＰＭＧ（Carr-Purcell Meiboom-Gill sequence）系列に従うパルス列とすることにより安定したエコー信号が得られることが知られている。ＣＰＭＧパルス系列は、回転座標系において、定常状態の磁化ベクトルの向きをＺ方向、ＲＦパルスの印加方向をＸＹ平面で表し、励起パルスとそれに続くリフォーカスパルスの位相をＸ（０°）、Ｙ（９０°）、Ｙ（９０°）、Ｙ（９０°）としたパルス系列である。ただし、（）内の角度は、ＸＹ平面上でＸ軸とＲＦパルスの印加方向とのなす角度を示す。
【００５４】
従って、通常、励起パルスあるいはリフォーカスパルスのいずれかの送信位相がｄφだけシフトされる。仮に、リフォーカスパルスの送信位相をｄφだけシフトさせると、リフォーカスパルスの位相が位相シフト量ｄφに応じた角度だけＹ軸から傾斜することとなる。同様に励起パルスの送信位相をシフトさせた場合にも位相シフト量ｄφはＸ軸からの傾斜角度として現れる。
【００５５】
例えば、励起パルスの送信位相をシフトさせた場合、励起パルスとそれに続く複数のリフォーカスパルスの送信位相は、それぞれｄφ，９０°，９０°，９０°，・・・となる。また、リフォーカスパルスの送信位相をシフトさせた場合、励起パルスとそれに続く複数のリフォーカスパルスの送信位相は、それぞれ０°，９０°−ｄφ，９０°−ｄφ，９０°−ｄφ，・・・となる。
【００５６】
以上の関係から位相シフト量は、アングルオフセット（Angle Offset）と称することもできる。以下、ｄφをアングルオフセットと称する。
【００５７】
ただし、送信パルス列がＣＰＭＧパルス系列であるか否かに拘わらず、励起パルスとリフォーカスパルスとの間における相対的な位相差に対するシフト量としてアングルオフセットｄφが設定されれば、信号強度Ｓを制御することができる。
【００５８】
アングルオフセットｄφを設定するための励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相の制御は、送信器２９において行うことができる。
【００５９】
図３は、図１に示す送信器２９の詳細構成図である。
【００６０】
図３に示すように送信器２９には、パルス発生器２９ａ、参照波発生器２９ｂ、移相器２９ｃ、積算器２９ｄ、振幅変調器（ゲイン）２９ｅが備えられる。但し、励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信波形の制御に関連性が低い構成要素は省略されている。
【００６１】
パルス発生器２９ａは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、励起パルスおよびリフォーカスパルスにそれぞれパルス信号を発生させる。そして、パルス信号は、パルス発生器２９ａから積算器２９ｄに与えられる。参照波発生器２９ｂは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、励起パルスおよびリフォーカスパルスの生成用に周波数fの参照用連続波（以下、参照波と称する）sin(2πft)を発生させる。そして、この参照波sin(2πft)は、参照波発生器２９ｂから移相器２９ｃに与えられる。
【００６２】
次に、移相器２９ｃでは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、参照波sin(2πft)の位相が励起パルス生成の場合φeだけ、リフォーカスパルス生成の場合φrだけシフトされ、それぞれ励起パルス生成用搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルス生成用搬送波sin(2πft-φr)となる。そして、両者の位相差|φe-φr|が本来の励起パルスおよびリフォーカスパルスの位相差θ0よりもアングルオフセットｄφだけ小さい位相差(θ0-ｄφ)となるように制御される。
【００６３】
次に、位相制御された励起パルスの生成用の搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルスの生成用の搬送波sin(2πft-φr)は、移相器２９ｃから積算器２９ｄに与えられる。積算器２９ｄでは、位相制御後における励起パルスの生成用の搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルスの生成用の搬送波sin(2πft-φr)がそれぞれパルス発生器２９ａから受けたパルス信号と積算される。この結果、生成された励起パルスおよびリフォーカスパルスは、それぞれ積算器２９ｄから振幅変調器２９ｅに与えられる。
【００６４】
次に、振幅変調器２９ｅでは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、９０度、１８０度等のフリップ角に合わせて励起パルスおよびリフォーカスパルスの振幅が制御される。こうして生成された送信用の励起パルスおよびリフォーカスパルスは、送信器２９からＲＦコイル２４にそれぞれ印加され、ＲＦ信号として被検体Ｐに送信される。
【００６５】
このように、シーケンスコントローラ３１から送信器２９の移相器２９ｃに出力される制御信号を制御することによって、励起パルスおよびリフォーカスパルスの一方または双方の送信位相を制御し、その結果、実質的にアングルオフセットｄφを制御することができる。
【００６６】
次に、アングルオフセットｄφを含む撮影条件の設定方法について説明する。
【００６７】
図４は、図２に示すパルスシーケンス設定部４５が血流の流速に応じて撮影条件を設定する場合の設定方法を説明する図である。
【００６８】
図４において、横軸は血流の流速ｖ（ｃｍ／ｓ）を示し、縦軸は相対的な信号強度Ｓ（Signal Intensity）を示す。ただし、信号強度Ｓは任意単位（Arbitrary Unit）である。また、図４中の実線は、アングルオフセットをｄφ＝０としたときの式（３）のシミュレーション結果を示す。また、図４中の点線は、アングルオフセットをｄφ＝３０としたときの式（３）のシミュレーション結果を示す。各シミュレーションにおいてボクセル内におけるディフェーズ効果が無視できると仮定してＡ＝Ｂ＝０．５とした。
【００６９】
尚、他の条件としては、１．５Ｔ、ＲＦコイル２４として８チャンネルの胴体用ＱＤ（quadrature detection）コイルを使用、ＴＲ（repetition time）＝３心拍、TEeff(effective echo time)＝８０ｍｓｅｃ，ＥＴＳ（echo-train-spacing）＝５ｍｓｅｃ，２５６×２５６マトリックス、ＴＩ（interval time）＝１３０ｍｓｅｃ，ＮＡＱ（number of acquisition）＝１、スライス厚＝４ｍｍ、スライス枚数＝２６枚、ＦＯＶ（field of view)=40×40cm、全スキャン時間３：５０〜４：００程度である。
【００７０】
図４によれば、腸骨部の動脈では、アングルオフセットｄφ＝０の場合、点線で示すように流速が２５ｃｍ／ｓｅｃと比較的速い収縮期（Systole）における動脈（artery）からの信号値が０．６５程度であり、流速が１０ｍ／ｓｅｃの拡張期（Diastole）における動脈からの信号値は０．９５程度である。従って動脈からの信号値の強度差ｄＳＩ＿ｏｒｇは、０．３程度である。また、静脈（vein）からの信号値は、収縮期および拡張期のいずれにおいても０．９前後である。
【００７１】
一方、アングルオフセットをｄφ＝３０に設定すると、点線で示すシミュレーションデータは横軸の負側にシフトし、実線で示すシミュレーションデータが得られる。アングルオフセットｄφ＝３０の場合、実線で示すように流速が２５ｃｍ／ｓｅｃの収縮期における動脈からの信号値が０．４０程度であり、流速が１０ｍ／ｓｅｃの拡張期における動脈からの信号値は０．８０程度である。従って動脈からの信号値の強度差ｄＳＩ＿ｎｅｗは、０．４程度となる。また、静脈からの信号値は、収縮期および拡張期のいずれにおいても１．０前後である。
【００７２】
つまり、アングルオフセットをｄφ＝３０に設定すると、動脈からの信号値の強度差が増加するため、良好な血流像を描出することができる。図４に示すシミュレーションでは、アングルオフセットをｄφ＝３０とした場合に、収縮期および拡張期における動脈からの信号強度差がアングルオフセットをｄφ＝０とした場合に比べて３６％増加する。
【００７３】
また、収縮期および拡張期における静脈からの信号強度の差は比較的小さいものの、アングルオフセットをｄφ＝３０とした場合には、収縮期および拡張期における静脈からの信号強度の差が、アングルオフセットをｄφ＝０とした場合に比べて小さくなる。このため、血流信号の差分処理により良好に静脈からの信号を除去することが可能となる。さらに、静脈からの信号強度と動脈からの信号強度との間に差異が生じるため、信号の差分処理により容易に動静脈が分離される。この結果、動脈信号に対する静脈信号のコンタミネーションを低減することができる。
【００７４】
ところで、アングルオフセットｄφが０の場合において、ＲＯ方向へ強度Ｇのグラジエントパルスが印加された状態では、式（２）からも分かる通り流速ｖに応じた位相差を有する２つのエコーが発生する。換言すれば、安定したエコー信号が得られる送信パルス系列として知られるＣＰＭＧ系列から送信パルス列が流速ｖおよびグラジエントパルスの強度Ｇに応じた量だけ乖離する。この２つのエコーの出現に起因して、収縮期における流速の速い血流像には、折り返しによって生じるＮ／２アーチファクトが位相エンコード（ＰＥ：phase encode）方向に現れる。同様な現象は、腸骨に向かう大動脈や大腿部から膝窩部に向かう枝状部分のように血流の流速が大動脈において劇的に変化する臨床ケースにおいても見られることが報告されている。
【００７５】
従って、このＮ／２アーチファクトが消滅するように撮影条件を設定することが重要である。そこで、流速ｖの影響を受けて位相がφだけシフトした９０°励起パルスとリフォーカスパルスのＣＰＭＧ系列に対する乖離が小さくなるようにアングルオフセットｄφを設定すれば、Ｎ／２アーチファクトを軽減できる。
【００７６】
また、撮影条件として最適化を図ることができるパラメータには、アングルオフセットｄφの他、グラジエントパルスの強度Ｇも挙げられる。アングルオフセットｄφは、オフセット（差分）として与えられるため、アングルオフセットｄφを変更すると、図４に示すシミュレーションデータ曲線は横軸（流速軸）方向にシフトすることになる。また、グラジエントパルスの強度Ｇは、流速ｖに乗じられているため、強度Ｇを変更すると図４に示すシミュレーションデータ曲線の変化率（傾き）が変わることとなる。
【００７７】
以上の性質から、まずアングルオフセットｄφの値を調整して静脈の流速において最大の信号強度Ｓが得られるようにし、続いてグラジエントパルスの強度Ｇを調整して収縮期における動脈からの信号強度が所定の値を維持できるように撮影条件を設定することができる。図４では、静脈からの信号の相対強度Ｓを１、収縮期における動脈からの信号の相対強度Ｓの下限値を０．４としている。
【００７８】
ただし、血流の流速が用いられていれば、上記の方法以外の条件によりアングルオフセットｄφおよびグラジエントパルスの強度Ｇを決定してもよい。
【００７９】
図５は、図２に示すパルスシーケンス設定部４５により設定されるＦＳＥシーケンスの例を示す図である。
【００８０】
図５に示すように、ＦＳＥシーケンスの場合には、９０°励起パルスに続いてα°リフォーカスパルスが印加される。９０°励起パルスの送信位相は０°からアングルオフセットｄφだけシフトした値に設定され、α°リフォーカスパルスの送信位相は９０°に設定される。そうすると、９０°励起パルスの印加からＴＥ経過後にＥｃｈｏ信号が得られる。また、Ｅｃｈｏ信号の受信時に印加されるＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇも流速に応じて設定することができる。スライス方向および位相エンコード方向への各グラジエントパルスＧＳｌｉｃｅ、ＧＰｈａｓｅも本来設定されるべき値に設定される。
【００８１】
尚、ＦＳＥシーケンスの他、ＳＥ（Spin Echo）シーケンス、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）シーケンス、ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組合せたＦＡＳＥ（Fast Asymmetric SE）シーケンス等のシーケンスを設定することが好適である。
【００８２】
このようなアングルオフセットｄφおよびグラジエントパルスの強度Ｇを設定するために、パルスシーケンス設定部４５は、血流速度取得部４６から収縮期あるいは拡張期における静脈あるいは動脈の流速を取得できるように構成されている。
【００８３】
血流速度取得部４６は、収縮期あるいは拡張期における静脈あるいは動脈の流速を取得する機能と、取得した血流の流速をパルスシーケンス設定部４５に通知する機能を有する。流速の取得方法としては、例えば、ユーザからの入力情報として取得する方法や、スキャンの実行により流速を求める方法が挙げられる。ユーザからの入力情報として流速を取得する場合には、血流速度取得部４６が表示装置３４に流速の入力フィールドを表示させ、入力装置３３からの入力情報として流速を取得するように構成することができる。この場合、ユーザは任意の手法で予め被検体Ｐの血流の流速を計測しておく。
【００８４】
また、ＰＣ（phase contrast）法によるスキャンに代表されるような血流の流速を計測するスキャンを実行することにより流速を取得することができる。この場合には、血流速度取得部４６が血流の流速を計測するスキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に与えるように構成することができる。そして、パルスシーケンス設定部４５が血流の流速計測用のスキャンを実行するパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、スキャンが実行される。そして、流速計測用のスキャンにより得られたデータは、シーケンスコントローラ制御部４０を介して血流速度取得部４６に与えられ、血流速度取得部４６において流速値が求められる。
【００８５】
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
【００８６】
図６は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により、血流の流速に応じて送信パルスの位相を設定しつつＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
【００８７】
まず、ステップＳ１において、被検体Ｐの血流の流速が取得される。例えば、血流速度取得部４６が表示装置３４に流速の入力フィールド情報を与えて表示させる。そしてユーザは、入力装置３３から流速を入力する。これにより血流速度取得部４６は、流速を取得する。このとき静脈の流速を入力すれば、静脈の流速に基づいて上記の方法でアングルオフセットｄφを決定することができる。
【００８８】
また別の例では、ＰＣスキャンの実行指示が、血流速度取得部４６からパルスシーケンス設定部４５に与える。そうすると、パルスシーケンス設定部４５は、ＰＣスキャンを実行するためのＰＣパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与える。シーケンスコントローラ制御部４０は、ＰＣパルスシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることによりシーケンスコントローラ３１を駆動制御する。
【００８９】
また、このとき寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
【００９０】
次に、シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたＰＣパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを形成させるとともに、ＲＦ信号を発生させる。すなわち、送信器２９からは、ＰＣパルスシーケンスに応じてＲＦコイル２４に順次ＲＦ信号が与えられ、ＲＦコイル２４から被検体ＰにＲＦ信号が送信される。
【００９１】
送信されたＲＦ信号に伴って発生したＭＲ信号は、ＲＦコイル２４によって受信される。ＲＦコイル２４によりＭＲ信号が受信されると、受信器３０は、ＲＦコイル２４からＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器３０は、ＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。
【００９２】
この生データの収集は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期で実行される。そして、心筋の収縮期および拡張期における生データが収集される。
【００９３】
シーケンスコントローラ３１は、受信器３０から受けた生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０はＰＣスキャンによって得られた生データを血流速度取得部４６に与える。血流速度取得部４６は、生データから得られる位相画像から血流の位相シフトを求めることにより、血流の流速を算出する。
【００９４】
そしてこのようにして得られた流速は、血流速度取得部４６からパルスシーケンス設定部４５に与えられる。
【００９５】
次に、ステップＳ２において、パルスシーケンス設定部４５は、血流速度取得部４６から受けた血流の流速に基づいて、収縮期および拡張期の動脈からの信号強度差がより大きく、静脈からの信号強度差がより小さく、かつ動脈からの相対信号強度が所定の強度となるようにアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇを設定する。
【００９６】
例えば、静脈からの信号の相対強度Ｓが１、収縮期における動脈からの信号の相対強度Ｓの下限値が０．４となるように、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇがパルスシーケンス設定部４５により自動的に設定される。
【００９７】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、設定したアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇに基づいてパルスシーケンスを作成する。さらに、パルスシーケンス設定部４５は、作成したパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与える。
【００９８】
次に、ステップＳ３において、スキャンが実行されデータが収集される。入力装置３３からスキャン開始指令がシーケンスコントローラ制御部４０に与えられると、シーケンスコントローラ制御部４０からパルスシーケンスがシーケンスコントローラ３１に出力される。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を制御し、生データを収集する。
【００９９】
この生データの収集は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期で実行される。そして、心筋の収縮期および拡張期における生データが収集される。
【０１００】
シーケンスコントローラ３１は、収集した生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０は生データデータベース４１に形成されたｋ空間に生データを配置する。
【０１０１】
次に、ステップＳ４において、生データデータベース４１に蓄積された生データを元データとして血流像が生成されて表示される。すなわち、画像再構成部４２は、生データデータベース４１から生データを取り込んで３次元フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、３Ｄ画像データを再構成する。画像再構成部４２は、生成された３Ｄ画像データを画像データデータベース４３に書き込む。
【０１０２】
次に、血流像作成部４４は、画像データデータベース４３から心筋の拡張期および収縮期における３Ｄ画像データを読み込んで、差分処理を行うことにより静脈データをキャンセルし、動脈データを抽出する。ここで、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇの適切な設定により、拡張期および収縮期における３Ｄ画像データの信号強度は、動脈からのデータについては強度差が大きく、静脈からのデータについては強度差が小さくなっている。したがって、差分処理によって、動脈からのデータの信号強度が十分に得られる一方、静脈からのデータは良好にキャンセルされる。このため、動静脈分離が精度よく実行される。
【０１０３】
また、血流像作成部４４は、拡張期における３Ｄ画像データのうち、ある閾値内の信号値を有する動脈データ以外のデータを静脈データとして検出する。すなわち、信号値に下限値のみならず上限値を設定することによって、関節液等のT2が長く信号値の大きいデータを除去しつつ３Ｄ画像データから静脈データを検出する。
【０１０４】
更に、血流像作成部４４は、差分処理により得られた動脈データおよび閾値処理により得られた静脈データに対してＭＩＰ処理を施す。このとき、血流像作成部４４は、ＭＩＰ処理後の動脈データには赤の色情報を割当てる一方、ＭＩＰ処理後の静脈データには青の色情報を割当てる。そして、ＭＩＰ処理により生成された動脈データおよび静脈データを含むＭＩＰ画像は表示用の血流画像データとして血流像作成部４４から表示装置３４に与えられ、表示装置３４に動脈および静脈が血流像として描出される。このとき、動脈は赤で、静脈は青で表示されるため、動静脈を視覚的に識別することができる。
【０１０５】
図７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた腸骨部における動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図である。
【０１０６】
図７において左側の画像は、アングルオフセットｄφを適切に設定して得られたＭＩＰ画像であり右側の画像は、アングルオフセットｄφを設定しない従来の手法で撮像されたＭＩＰ画像である。尚、ＲＯ方向のグラジエントパルスの強度はＧ＝−１０％とした。
【０１０７】
図７によれば、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、アングルオフセットｄφを設定しない場合に比べて動脈からの信号強度が全体に亘って増加し、かつＮ／２アーチファクトが低減しているのが確認できる。
【０１０８】
図８は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた膝窩部において分岐する動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図である。
【０１０９】
図７において左側の画像は、アングルオフセットｄφを適切に設定して得られたＭＩＰ画像であり右側の画像は、アングルオフセットｄφを設定しない従来の手法で撮像されたＭＩＰ画像である。尚、ＲＯ方向のグラジエントパルスの強度はＧ＝＋１０％とした。
【０１１０】
図７によれば、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、アングルオフセットｄφを設定しない場合に比べて動脈からの信号強度が増加している反面、静脈からの信号強度は抑制されているのが確認できる。
【０１１１】
これらの結果から、流速に応じてＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇのみならず、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、動脈の描出およびＮ／２アーチファクトの低減をより良好に実行できるということが分かる。
【０１１２】
尚、流速に起因する２つのエコー成分間における位相差２（φ＋ｄφ）の増加に伴って、Ｎ／２アーチファクトが現れることが過去の研究により確認されている。しかし、この位相差２（φ＋ｄφ）が約１２０°以下であり、かつ相対信号強度Ｓが０．４より大きい場合には、収縮期の速い流れにおいてＮ／２アーチファクトを低減できると考察される。
【０１１３】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、励起パルスまたはリフォーカスパルスの位相を血流の流速に応じてシフトすることにより、良好な血流像を描出するものである。このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、流速に応じて最適化されたアングルオフセットを適用することにより、描出目的となる血管から常に高強度の信号を得ることが可能となる。また、Ｎ／２アーティファクトの低減や静脈血管の抑制効果も得られ、動静脈の分離精度を改善することができる。
【０１１４】
図９は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図である。
【０１１５】
図９に示された、磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、コンピュータ３２Ａの機能により適切なアングルオフセットを求めるための準備スキャンを実行できるようにした点が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないためコンピュータ３２Ａの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１１６】
磁気共鳴イメージング装置２０Ａのコンピュータ３２Ａは、図２に示すコンピュータ３２と同様の構成要素に加え、準備スキャン実行部５０および画像指定部５１を備えている。
【０１１７】
準備スキャン実行部５０は、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの一方あるいは双方を徐々に変化させて繰返しデータ収集を行う準備スキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に与える機能を有する。
【０１１８】
図１０は、図９に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより実行される準備スキャンとイメージングスキャンとを時系列に示した図である。
【０１１９】
図１０に示すように準備スキャンは、血流像を取得するためのイメージングスキャンに先立って実行されるスキャンである。準備スキャンでは、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの一方あるいは双方を変化させて撮像された複数の血流像が参照用に得られる。このため、各参照用の画像は、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇに応じて互いに信号強度が異なる血流像となる。そして、ユーザは準備スキャンで得られた複数の参照用の血流像から望ましい信号強度であり良好に目的とする血流が描出されている血流像を選択することができる。この血流像の選択により、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定することができる。
【０１２０】
準備スキャンにより得られた各血流像におけるそれぞれの血流の信号強度は、血流の流速に応じても一様に変化するため、各血流像は流速を血流描写能として間接的に示したものと言える。従って、流速に応じて選択されるべき血流像が変わることとなり、結果的に流速に応じてアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが決定されることになる。
【０１２１】
アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの変更範囲や変化量、準備スキャンにおける撮像回数、使用するパルスシーケンスの種類等の準備スキャンにおける撮影条件は、入力装置３３から準備スキャンの開始指示情報として準備スキャン実行部５０に与えることができる。このため、準備スキャン実行部５０には、これら準備スキャンの撮影条件を設定するための設定画面を表示装置３４に表示させる機能も備えられる。
【０１２２】
尚、準備スキャンで用いるパルスシーケンスを、血流像を取得するためのイメージングスキャンで用いるパルスシーケンスと同じ種類のパルスシーケンスに設定すれば、同様な撮影条件による参照用の画像が得られるため、より適切な画像を選択することができる。ただし、スキャン時間短縮の観点からイメージングスキャンが３次元スキャンの場合、準備スキャンは２次元スキャンとしてもよい。
【０１２３】
そして、このように設定された準備スキャンの撮影条件は、準備スキャン実行部５０からパルスシーケンス設定部４５に通知され、パルスシーケンス設定部４５が設定された撮影条件のパルスシーケンスを作成するように構成される。
【０１２４】
画像指定部５１は、準備スキャンにより撮像された複数の参照用の画像からどの画像が選択されたのかを示す画像指定情報を入力装置３３から取得し、取得した画像指定情報をパルスシーケンス設定部４５に与える機能を有する。
【０１２５】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、画像指定部５１から受けた画像指定情報に基づいて、選択された参照用の画像を準備スキャンにおいて撮像する際に用いられたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを検索する機能と、検索して得られたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを用いてイメージングスキャン用のパルスシーケンスを設定するように構成される。
【０１２６】
図１１は、図９に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより、準備スキャンを行った後、ＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。また、図６と同様のステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１２７】
まず、ステップＳ１０において、入力装置３３から準備スキャン実行部５０に準備スキャンの開始指示情報を入力する。準備スキャンの開始指示情報には、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの変更範囲や変更幅または撮像回数等の情報が含められる。また、準備スキャンで使用するパルスシーケンスの種類も含められるが、血流像を取得するためのイメージングスキャンと同じ種類のパルスシーケンスに設定することが望ましい。また、準備スキャンを２次元スキャンとすれば、スキャン時間の短縮化を図ることができる。
【０１２８】
準備スキャン実行部５０は、準備スキャンの開始指示情報に従って、設定された撮影条件による準備スキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に通知する。パルスシーケンス設定部４５は、準備スキャン実行部５０から受けた準備スキャンの開始指示に従って、準備スキャンのパルスシーケンスを設定する。設定されたパルスシーケンスは、パルスシーケンス設定部４５からシーケンスコントローラ制御部４０を介してシーケンスコントローラ３１に出力され、シーケンスコントローラ３１により準備スキャンが実行される。
【０１２９】
準備スキャンにより得られた生データは、生データデータベース４１に形成されたｋ空間に配置される。さらに、画像再構成部４２による生データに対する画像再構成処理および血流像作成部４４による差分処理やＭＩＰ処理等の血流像生成処理により、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを変化させて得られた複数の血流像が生成される。血流像作成部４４により生成された各血流像は、表示装置３４に表示される。
【０１３０】
表示装置３４に表示された各血流像は、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが異なるため互いに異なる信号強度で血管が描出される。ユーザは、表示された血流像の中から、最もＮ／２アーチファクトが軽減され、かつ動脈が良好に描出された血流像を選択する。
【０１３１】
そして、ステップＳ１１において、ユーザは、選択した血流像を示す画像指定情報を入力装置３３から画像指定部５１に入力する。画像指定部５１は、入力装置３３から受けた画像指定情報をパルスシーケンス設定部４５に与える。
【０１３２】
次に、ステップＳ２において、パルスシーケンス設定部４５は、イメージングスキャン用のパルスシーケンスを設定する。このとき、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇは、画像指定情報により指定された血流像を準備スキャンにおいて撮像する際に用いられた値に設定される。
【０１３３】
そして、図６のステップＳ３からステップＳ４と同様な手順によりイメージングスキャンが実行されて血流像が生成・表示される。
【０１３４】
このように生成された血流像は、準備スキャンにおいて良好に血流が描出された血流像の撮影条件と同様な撮影条件により撮影された画像であるため、Ｎ／２アーチファクトが軽減され、静動脈が良好に分離される。
【０１３５】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０Ａは、血流の流速を求めてアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定する代わりに、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを変化させて複数の血流像を得る準備スキャンを実行し、準備スキャンで得られた複数の血流像を参照することによって、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定するようにしたものである。
【０１３６】
このため、磁気共鳴イメージング装置２０Ａによれば、血流の流速が不明である場合であっても、準備スキャンにより得られた血流象を参照することによって、間接的に流速に応じて適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定することができる。このため、血流像の生成に際して静動脈の適切な分離が可能になり、Ｎ／２アーチファクトの軽減も期待することができる。
【０１３７】
図１２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第３の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図である。
【０１３８】
図１２に示された、係る磁気共鳴イメージング装置２０Ｂでは、コンピュータ３２Ｂに血流速度取得部４６を設ける代わりに血流像撮影条件テーブル６０および血流像撮影条件指示部６１を設けた点が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないためコンピュータ３２Ｂの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１３９】
磁気共鳴イメージング装置２０Ｂのコンピュータ３２Ａは、図２に示すコンピュータ３２と同様の構成要素に加え、血流像撮影条件テーブル６０および血流像撮影条件指示部６１を備えている。
【０１４０】
血流像撮影条件テーブル６０には、予めアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが撮影部位や静磁場強度等の他の撮影条件と関連付けられて保存されている。アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇは、血流速度に応じて設定すべきであるが、実際に血流の速度を取得せずに血流の速度を推定することによって適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを設定することもできる。
【０１４１】
例えば、血流速度は、胸部、腹部、下肢の順に徐々に遅くなることが知られている。従って、被検体ごとに血流速度が多少異なるものの被検体ごとの違いを無視すれば、血流速度は撮影部位ごとに推定することができる。すなわち、撮影計画において撮影部位が選択されれば、選択された撮影部位における血流速度が一義的に推定できるため、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇも併せて決定することができる。
【０１４２】
そこで、例えば、撮影計画において撮影条件として選択され得る胸部、腹部、下肢等の各撮影部位に最適なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定する。そして、各撮影部位に関連付けられたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが血流像撮影条件テーブル６０に保存される。ただし、アングルオフセットｄφの代わりに、励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相を関連付けてもよい。以下、アングルオフセットｄφを撮影条件と関連付ける場合について説明する。
【０１４３】
また、静磁場用磁石２１によって形成される静磁場強度に依存して、図４に示すような信号強度の変化が変わる可能性がある。そこで、静磁場強度ごとに適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定し、血流像撮影条件テーブル６０に保存することができる。尚、標準的な静磁場強度の装置として、0.5T, 1.0T, 1.5T, 3.0Tの装置が市販されている。
【０１４４】
血流像撮影条件指示部６１は、GUI（Graphical User Interface）を備えており、表示装置３４に検査計画用の画面を表示させる一方、入力装置３３からの指示情報に従って血流像の撮影条件を設定する機能と、血流像撮影条件テーブル６０から設定した撮影条件に適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを取得して撮影条件とともにパルスシーケンス設定部４５に与える機能とを有する。
【０１４５】
一般的な検査計画用の画面では、上位概念から下位概念に階層的に表示された撮影条件の候補から診断目的に従って適切な撮影条件が選択される。具体的には、胸部、腹部、下肢等の撮影部位の候補が表示され、マウス等の入力装置３３の操作によって撮影部位を選択すると、選択された撮影部位に適したパルスシーケンス等の撮影条件の候補が選択可能に表示される。
【０１４６】
そこで、撮影部位が選択された際に、血流像撮影条件テーブル６０から設定した撮影条件に適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを取得して、撮影条件の１つとして設定することができる。このとき、選択された撮影部位に対応する血流速度のみならず、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを表示装置３４に参照用に表示させてもよい。
【０１４７】
アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの表示方法としては、単に選択されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇのみを表示させる方法の他、血流像撮影条件テーブル６０に保存されている複数のアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを表示させ、選択されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを強調表示させる方法が挙げられる。
【０１４８】
また、適切なアングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの候補が複数存在する場合には、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの候補を表示装置３４に表示させて選択できるように構成してもよい。
【０１４９】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、血流像撮影条件指示部６１から取得したアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇでパルスシーケンスを設定するように構成される。
【０１５０】
このように構成された磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、静磁場強度や撮影部位等の条件が設定されれば、血流速度やアングルオフセットｄφ（または励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相）およびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを意識することなく適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを自動的に設定することができる。そして、自動設定されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを用いてFBIを行うことが可能となる。
【０１５１】
すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、図６に示すフローチャートのステップＳ２において、撮影条件の設定の際に撮影部位等の他の撮影条件が設定されれば、ステップＳ３およびステップＳ４においてデータ収集および血流像の描出を行うことができる。
【０１５２】
このため、磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、血流速度の取得や準備スキャン等の作業を行うことなく短時間かつ簡易に血流像を作成することができる。
【０１５３】
尚、各実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａ、２０Ｂが備える機能のうち所望の複数の機能を備えた磁気共鳴イメージング装置を構築することもできる。例えば、血流の流速が判明する場合には、流速に基づいて撮影条件を設定する一方、血流の流速が不明の場合には準備スキャンの実行或いは撮影部位の指示によって、適切な撮影条件を設定できるように磁気共鳴イメージング装置を構成することができる。
【符号の説明】
【０１５４】
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイルユニット
２４ ＲＦコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
２９ａ ＲＦパルス発生器
２９ｂ 参照波発生器
２９ｃ 移相器
２９ｄ 積算器
２９ｅ 振幅変調器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ＥＣＧユニット
４０ シーケンスコントローラ制御部
４１ 生データデータベース
４２ 画像再構成部
４３ 画像データデータベース
４４ 血流像作成部
４５ パルスシーケンス設定部
４６ 血流速度取得部
５０ 準備スキャン実行部
５１ 画像指定部
６０ 血流像撮影条件テーブル
６１ 血流像撮影条件指示部
Ｐ 被検体
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）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（ＲＦ：radio frequency）信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ：magnetic resonance）信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、血流像を得る手法としてＭＲＡ（magnetic resonance angiography）が知られている。ＭＲＡのうち、造影剤を使用しないものは非造影ＭＲＡと呼ばれる。非造影ＭＲＡでは、ＥＣＧ（electro cardiogram）同期を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法が考案されている（例えば特許文献１参照）。ＦＢＩ法では、傾斜磁場の制御によって血管の走行方向にほぼ一致する方向に周波数エンコードをかけた３次元スキャンが行われる。
【０００４】
このＦＢＩ法による非造影ＭＲＡでは、ＥＣＧ同期の遅延時間を変えて撮像した画像データ間で差分を取ることにより動静脈を分離したＭＲＡ像を得るFlow-Spoiled FBI法も考案されている。すなわち、Flow-Spoiled FBI法では、心筋の拡張期と収縮期における動脈信号の差が画像化される。
【０００５】
さらに、ＦＢＩ法において、低流速の血流を描出するために、読出し（ＲＯ：readout）方向にグラジエントパルス（Ｇｓｐｏｉｌ）を、傾斜磁場パルスにディフェーズパルスまたはリフェーズパルスを印加するFlow-dephasing法が考案されている（例えば特許文献２参照）。このFlow-dephasing法によれば、ディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの作用により、流速の速い血流からの信号値と低流速の血流からの信号値との相対的な信号差を増大させることができる。そして、この相対的な信号差から動静脈を明瞭に分離することが可能となる。
【０００６】
すなわち、動静脈を明瞭に分離するためには、拡張期と収縮期とで信号差を大きくすることが重要となる。拡張期と収縮期とで信号差を大きくするためには、収縮期において速い流速の血流からの信号強度を小さくする必要がある。そこで、ＲＯ方向への適切な強度のグラジエントパルスが設定され、設定されたグラジエントパルスにより、収縮期における動脈からの血流信号が抑制される。この状態で、拡張期における血流信号が収集される。そして、拡張期において収集された血流信号には、差分処理や最大値投影（ＭＩＰ：Maximum Intensity Projection）処理が施され、動脈のみが描出される。
【０００７】
また、Flow-dephasing法におけるＲＯ方向のディフェーズパルスの強度等のパラメータを変えながら準備スキャンを実行するFlow-prep. Scanが考案されている（例えば特許文献３参照）。このFlow-prep. Scanでは、準備スキャンによりパラメータを可変しながら撮像された画像を参照することにより、最適なパラメータを求めることができる。そして、ＲＯ方向のディフェーズパルスの強度についての研究報告がなされている（例えば非特許文献１参照）。
【０００８】
一方、Norris DG等の研究によれば、ＦＳＥ（Fast spin echo）法による撮像では、２つのファミリーにそれぞれ属するエコー、すなわち偶エコーおよび奇エコーが発生し、偶エコーおよび奇エコーの強度をそれぞれＡ、Ｂとすると受信信号の信号強度Ｓ０は、式（１）で与えられるとされている（例えば非特許文献２参照）。
【０００９】
［数１］
Ｓ０２＝Ａ２＋Ｂ２＋２ＡＢｃｏｓ（２θ） ……（１）
ただし、２θは、偶エコーと奇エコー間における位相差である。尚、偶エコーは、最初のスピンエコーのリフォーカスと同時に発生するファミリーに属し、奇エコーは、最初に励起されたエコーのリフォーカスと同時に発生するファミリーに属するとされている。
【００１０】
さらに、Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ等の研究によれば、偶エコーと奇エコー間における位相差２θは、流速の影響により変化し、その位相変化量２φは、式（２）で与えられるとされている。
【００１１】
［数２］
２φ＝γＧｖ（ＴＥ２） ……（２）
ただし、ｖはＲＯ方向の血流の流速、ＴＥはエコー列の間隔、ＧはＲＯ方向のグラジエントパルスの強度、γは係数である。式（１）および式（２）から血流の流速ｖの影響により位相差２θが位相変化量φだけ変化し、信号強度Ｓ０にロスが生じる恐れがあることが分かる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】特開２０００−５１４４号公報
【特許文献２】特開２００３−１３５４３０号公報
【特許文献３】特開２００３−７０７６６号公報
【非特許文献】
【００１３】
【非特許文献１】Miyazaki M, et al., Radiology 227:890-896, 2003.
【非特許文献２】Norris DG, et al., MRM 27;142-164, 1992.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
上述のようにＦＢＩ法において画像化に用いられる血流信号の信号差は、流速によって変化する。従って、従来のＦＢＩ法では、拡張期と収縮期との間において常に最大の信号差が得られるとは限らない。特に、流速が速い部位においては、常時高い信号強度で動脈からの血流信号を拡張期と収縮期との差分として得ることが困難となる。
【００１５】
また、拡張期や収縮期において、流速が同程度であると考えられる静脈からの信号は、血流信号間における差分で抹消される。しかし、静脈の流速が収縮期または拡張期において変化した場合には、拡張期と収縮期間における血流信号の差分から静脈からの信号が完全にキャンセルされない恐れがある。
【００１６】
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、非造影ＭＲＡにおいて、撮像目的とする血流からの信号をより高い信号強度で収集し、より明瞭な血流像を抽出することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。
【図２】図１に示す磁気共鳴イメージング装置におけるコンピュータの機能ブロック図。
【図３】図１に示す送信器の詳細構成図。
【図４】図２に示すパルスシーケンス設定部が血流の流速に応じて撮影条件を設定する場合の設定方法を説明する図。
【図５】図２に示すパルスシーケンス設定部により設定されるＦＳＥシーケンスの例を示す図。
【図６】図１に示す磁気共鳴イメージング装置により、血流の流速に応じて送信パルスの位相を設定しつつＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャート。
【図７】図１に示す磁気共鳴イメージング装置によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた腸骨部における動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図。
【図８】図１に示す磁気共鳴イメージング装置によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた膝窩部において分岐する動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図。
【図９】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図。
【図１０】図９に示す磁気共鳴イメージング装置により実行される準備スキャンとイメージングスキャンとを時系列に示した図。
【図１１】図９に示す磁気共鳴イメージング装置により、準備スキャンを行った後、ＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャート。
【図１２】本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第３の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施形態について添付図面を参照して説明する。
【００２０】
図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第１の実施形態を示す構成図である。
【００２１】
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３およびＲＦコイル２４を図示しないガントリに内蔵した構成である。
【００２２】
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
【００２３】
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
【００２４】
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
【００２５】
傾斜磁場コイルユニット２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
【００２６】
また、傾斜磁場コイルユニット２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイルユニット２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
【００２７】
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
【００２８】
ＲＦコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２９からＲＦ信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンのＲＦ信号による励起に伴って発生したＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
【００２９】
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したパルスシーケンスを記憶する機能と、記憶した所定のパルスシーケンスで規定される撮影条件に従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦ信号を発生させる機能を有する。シーケンスコントローラ３１から送信器２９に与えられる制御情報としては、送信のフリップ角に相当するＲＦパルス電流の強度や送信位相も含まれる。
【００３０】
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
【００３１】
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてＲＦ信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
【００３２】
すなわち、静磁場用磁石２１、シムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３、ＲＦコイル２４並びに制御系２５の各構成要素により、磁気共鳴イメージング装置２０には、パルスシーケンスとして設定された各撮影条件に従って、静磁場中の被検体Ｐに対して傾斜磁場の印加およびＲＦ信号の送信を行なう一方、被検体Ｐ内部におけるＲＦ信号による原子核の核磁気共鳴に伴って発生したＭＲ信号を受信し、デジタル化することにより生データを生成する生データ収集ユニットとしての機能が備えられる。
【００３３】
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのＥＣＧ信号を取得するＥＣＧユニット３８が備えられる。ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。
【００３４】
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。
【００３５】
図２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０におけるコンピュータ３２の機能ブロック図である。
【００３６】
コンピュータ３２は、プログラムによりシーケンスコントローラ制御部４０、生データデータベース４１、画像再構成部４２、画像データデータベース４３、血流像作成部４４、パルスシーケンス設定部４５、血流速度取得部４６として機能する。
【００３７】
シーケンスコントローラ制御部４０は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいてパルスシーケンス設定部４５から受けた所要のパルスシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能と、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて生データデータベース４１に形成されたｋ空間（フーリエ空間）に配置する機能とを有する。このとき、シーケンスコントローラ制御部４０は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期でスキャンが実行されるようにシーケンスコントローラ３１を駆動制御できるように構成される。
【００３８】
このため、生データデータベース４１には、受信器３０において生成された各生データが保存され、生データデータベース４１に形成されたｋ空間に生データが配置される。
【００３９】
画像再構成部４２は、生データデータベース４１から生データを取り込んで３次元（３Ｄ）フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、被検体Ｐの３次元画像データを再構成して画像データデータベース４３に書き込む機能を有する。ただし、２Ｄフーリエ変換処理等の処理により一旦２Ｄ画像データ等の中間的なデータを作成した後、３Ｄ画像データを再構成するようにしてもよい。
【００４０】
このため、画像データデータベース４３には、被検体Ｐの３Ｄ画像データが保存される。
【００４１】
血流像作成部４４は、画像データデータベース４３から心筋の拡張期および収縮期における３Ｄ画像データを読み込んで、差分処理を行うことにより静脈データをキャンセルし、動脈データを血流画像データとして抽出する機能を有する。また、血流像作成部４４には、描出した動脈データと拡張期における３Ｄ画像データとから血流像用に静脈データを求める機能を設けることができる。
【００４２】
そして、静脈データや動脈データを用いた血流画像がカラー表示されるように静脈データおよび動脈データを作成することもできる。例えば、動脈が赤、静脈が青で表示されるように血流画像データを作成すれば、血流像上で動脈および静脈を識別することができる。
【００４３】
血流像上において動脈を赤、静脈を青で表示させる場合には、拡張期および収縮期における３Ｄ画像データの差分処理によって得られるデータが動脈データであることから、ある閾値を超える信号値を有するデータを動脈データとして赤の色情報を割当てることができる。また、拡張期における３Ｄ画像データは、動静脈データの双方を含んでいるため、拡張期における３Ｄ画像データのうち上述した差分処理を経て赤の色情報が割当てられた動脈データ以外の血流からのデータが静脈データということになる。従って、拡張期における３Ｄ画像データの血流からのデータのうち、動脈データ以外のデータを静脈データとして青の色情報を割当てることができる。
【００４４】
ここで、拡張期における３Ｄ画像データには、静脈データのみならず、横緩和時間(transverse relaxation time: T2)の長い関節液からのデータが含まれる。T2の長い器官や組織からのデータは、静脈データよりも大きな信号値を有する場合があるため、静脈データと誤認識される恐れがある。そこで、信号値がある範囲のデータを静脈データとして３Ｄ画像データから検出すれば、静脈データの誤認識を回避させることができる。具体例としては、ある閾値に対して５０〜７０％の信号値となる動脈データ以外のデータを静脈データとして３Ｄ画像データから検出することができる。
【００４５】
このような差分処理による動脈データの検出機能、閾値処理による静脈データの検出機能および動脈データと静脈データに対する色情報の割当機能は、血流像作成部４４に設けることができる。
【００４６】
更に、血流像作成部４４には、必要に応じて、血流像に対してＭＩＰ処理等の各種処理を施す機能が備えられる。また、血流像作成部４４は、最終的に作成された血流像を表示装置３４に与えて表示させる機能を有する。
【００４７】
ただし、画像再構成部４２を設けずに、血流像作成部４４が生データデータベース４１から読み込んだ生データから血流像を作成するように構成してもよい。また、臨床上有用であれば、ＭＩＰ画像、ＳＶＲ（Shaded volume rendering）画像その他の３次元画像を血流像として作成するようにしてもよい。
【００４８】
すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０には、画像再構成部４２や血流像作成部４４により生データから血流像を生成する機能が備えられる。
【００４９】
パルスシーケンス設定部４５は、撮影条件としてパルスシーケンスを設定する機能と、設定したパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与えて所望の撮影条件に従うスキャンの実行を可能とする機能とを有する。ここで、パルスシーケンス設定部４５は、パルスシーケンスを設定する際、血流速度取得部４６から受けた血流の流速を参照し、流速に応じたパルスシーケンスを設定するように構成される。特にパルスシーケンス設定部４５は、パルスシーケンスを設定する際のパラメータとなるＲＦ送信パルスの位相およびＲＯ方向のグラジエントパルスＧの一方または双方を血流の流速に応じて、より適切な値に設定する機能を有する。
【００５０】
すなわち、パルスシーケンス設定部４５は、動静脈を分離し、動脈や静脈を良好に描出した血流像が得られようにパルスシーケンスを設定する。前述のように、血流を良好に描出するためには、心筋の拡張期と収縮期における動脈からの信号差をより大きくする一方、静脈からの信号差をより小さくし、拡張期と収縮期における血流信号の差分処理により動脈からの信号を高強度で抽出することが重要となる。
【００５１】
しかしながら、血流信号の強度は流速に応じて変化する。Ｎｏｒｒｉｓ ＤＧ等により導かれた式（２）によれば、流速ｖの影響により式（１）における２つのエコー間における位相差２θは２φ（＝γＧｖ（ＴＥ２））だけ変化する。従って、式（１）および式（２）から流速ｖに応じた相対的な信号強度Ｓは、式（３）で示される。
［数３］
Ｓ＝ｓｑｒｔ｛Ａ２＋Ｂ２＋２ＡＢｃｏｓ２（φ＋ｄφ）｝（３）
ただし、Ａ、Ｂは２つのエコーの強度、ｄφは、２つのエコー間における位相差（θ−φ）に対するシフト量である。つまり、２つのエコー間における位相差に対するシフト量ｄφをパラメータとして設定すれば、画像信号の強度Ｓと流速ｖと間の関係を調整することができる。換言すれば、流速ｖの値に応じて位相差φが変化したとしても、位相シフト量ｄφを設定すれば、信号強度Ｓを制御することができる。
【００５２】
尚、２つのエコー間における位相差は、ＲＦコイル２４から送信される励起パルスとこの励起パルスに続くリフォーカスパルス間における位相差に相当する。従って、励起パルスあるいはリフォーカスパルスの送信位相をｄφだけシフトすれば、式（３）におけるｄφを設定することができる。
【００５３】
尚、励起パルスとリフォーカスパルスとから構成される送信パルス列は、一般にはＣＰＭＧ（Carr-Purcell Meiboom-Gill sequence）系列に従うパルス列とすることにより安定したエコー信号が得られることが知られている。ＣＰＭＧパルス系列は、回転座標系において、定常状態の磁化ベクトルの向きをＺ方向、ＲＦパルスの印加方向をＸＹ平面で表し、励起パルスとそれに続くリフォーカスパルスの位相をＸ（０°）、Ｙ（９０°）、Ｙ（９０°）、Ｙ（９０°）としたパルス系列である。ただし、（）内の角度は、ＸＹ平面上でＸ軸とＲＦパルスの印加方向とのなす角度を示す。
【００５４】
従って、通常、励起パルスあるいはリフォーカスパルスのいずれかの送信位相がｄφだけシフトされる。仮に、リフォーカスパルスの送信位相をｄφだけシフトさせると、リフォーカスパルスの位相が位相シフト量ｄφに応じた角度だけＹ軸から傾斜することとなる。同様に励起パルスの送信位相をシフトさせた場合にも位相シフト量ｄφはＸ軸からの傾斜角度として現れる。
【００５５】
例えば、励起パルスの送信位相をシフトさせた場合、励起パルスとそれに続く複数のリフォーカスパルスの送信位相は、それぞれｄφ，９０°，９０°，９０°，・・・となる。また、リフォーカスパルスの送信位相をシフトさせた場合、励起パルスとそれに続く複数のリフォーカスパルスの送信位相は、それぞれ０°，９０°−ｄφ，９０°−ｄφ，９０°−ｄφ，・・・となる。
【００５６】
以上の関係から位相シフト量は、アングルオフセット（Angle Offset）と称することもできる。以下、ｄφをアングルオフセットと称する。
【００５７】
ただし、送信パルス列がＣＰＭＧパルス系列であるか否かに拘わらず、励起パルスとリフォーカスパルスとの間における相対的な位相差に対するシフト量としてアングルオフセットｄφが設定されれば、信号強度Ｓを制御することができる。
【００５８】
アングルオフセットｄφを設定するための励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相の制御は、送信器２９において行うことができる。
【００５９】
図３は、図１に示す送信器２９の詳細構成図である。
【００６０】
図３に示すように送信器２９には、パルス発生器２９ａ、参照波発生器２９ｂ、移相器２９ｃ、積算器２９ｄ、振幅変調器（ゲイン）２９ｅが備えられる。但し、励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信波形の制御に関連性が低い構成要素は省略されている。
【００６１】
パルス発生器２９ａは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、励起パルスおよびリフォーカスパルスにそれぞれパルス信号を発生させる。そして、パルス信号は、パルス発生器２９ａから積算器２９ｄに与えられる。参照波発生器２９ｂは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、励起パルスおよびリフォーカスパルスの生成用に周波数fの参照用連続波（以下、参照波と称する）sin(2πft)を発生させる。そして、この参照波sin(2πft)は、参照波発生器２９ｂから移相器２９ｃに与えられる。
【００６２】
次に、移相器２９ｃでは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、参照波sin(2πft)の位相が励起パルス生成の場合φeだけ、リフォーカスパルス生成の場合φrだけシフトされ、それぞれ励起パルス生成用搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルス生成用搬送波sin(2πft-φr)となる。そして、両者の位相差|φe-φr|が本来の励起パルスおよびリフォーカスパルスの位相差θ0よりもアングルオフセットｄφだけ小さい位相差(θ0-ｄφ)となるように制御される。
【００６３】
次に、位相制御された励起パルスの生成用の搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルスの生成用の搬送波sin(2πft-φr)は、移相器２９ｃから積算器２９ｄに与えられる。積算器２９ｄでは、位相制御後における励起パルスの生成用の搬送波sin(2πft-φe)およびリフォーカスパルスの生成用の搬送波sin(2πft-φr)がそれぞれパルス発生器２９ａから受けたパルス信号と積算される。この結果、生成された励起パルスおよびリフォーカスパルスは、それぞれ積算器２９ｄから振幅変調器２９ｅに与えられる。
【００６４】
次に、振幅変調器２９ｅでは、シーケンスコントローラ３１からの制御信号に従って、９０度、１８０度等のフリップ角に合わせて励起パルスおよびリフォーカスパルスの振幅が制御される。こうして生成された送信用の励起パルスおよびリフォーカスパルスは、送信器２９からＲＦコイル２４にそれぞれ印加され、ＲＦ信号として被検体Ｐに送信される。
【００６５】
このように、シーケンスコントローラ３１から送信器２９の移相器２９ｃに出力される制御信号を制御することによって、励起パルスおよびリフォーカスパルスの一方または双方の送信位相を制御し、その結果、実質的にアングルオフセットｄφを制御することができる。
【００６６】
次に、アングルオフセットｄφを含む撮影条件の設定方法について説明する。
【００６７】
図４は、図２に示すパルスシーケンス設定部４５が血流の流速に応じて撮影条件を設定する場合の設定方法を説明する図である。
【００６８】
図４において、横軸は血流の流速ｖ（ｃｍ／ｓ）を示し、縦軸は相対的な信号強度Ｓ（Signal Intensity）を示す。ただし、信号強度Ｓは任意単位（Arbitrary Unit）である。また、図４中の実線は、アングルオフセットをｄφ＝０としたときの式（３）のシミュレーション結果を示す。また、図４中の点線は、アングルオフセットをｄφ＝３０としたときの式（３）のシミュレーション結果を示す。各シミュレーションにおいてボクセル内におけるディフェーズ効果が無視できると仮定してＡ＝Ｂ＝０．５とした。
【００６９】
尚、他の条件としては、１．５Ｔ、ＲＦコイル２４として８チャンネルの胴体用ＱＤ（quadrature detection）コイルを使用、ＴＲ（repetition time）＝３心拍、TEeff(effective echo time)＝８０ｍｓｅｃ，ＥＴＳ（echo-train-spacing）＝５ｍｓｅｃ，２５６×２５６マトリックス、ＴＩ（interval time）＝１３０ｍｓｅｃ，ＮＡＱ（number of acquisition）＝１、スライス厚＝４ｍｍ、スライス枚数＝２６枚、ＦＯＶ（field of view)=40×40cm、全スキャン時間３：５０〜４：００程度である。
【００７０】
図４によれば、腸骨部の動脈では、アングルオフセットｄφ＝０の場合、点線で示すように流速が２５ｃｍ／ｓｅｃと比較的速い収縮期（Systole）における動脈（artery）からの信号値が０．６５程度であり、流速が１０ｍ／ｓｅｃの拡張期（Diastole）における動脈からの信号値は０．９５程度である。従って動脈からの信号値の強度差ｄＳＩ＿ｏｒｇは、０．３程度である。また、静脈（vein）からの信号値は、収縮期および拡張期のいずれにおいても０．９前後である。
【００７１】
一方、アングルオフセットをｄφ＝３０に設定すると、点線で示すシミュレーションデータは横軸の負側にシフトし、実線で示すシミュレーションデータが得られる。アングルオフセットｄφ＝３０の場合、実線で示すように流速が２５ｃｍ／ｓｅｃの収縮期における動脈からの信号値が０．４０程度であり、流速が１０ｍ／ｓｅｃの拡張期における動脈からの信号値は０．８０程度である。従って動脈からの信号値の強度差ｄＳＩ＿ｎｅｗは、０．４程度となる。また、静脈からの信号値は、収縮期および拡張期のいずれにおいても１．０前後である。
【００７２】
つまり、アングルオフセットをｄφ＝３０に設定すると、動脈からの信号値の強度差が増加するため、良好な血流像を描出することができる。図４に示すシミュレーションでは、アングルオフセットをｄφ＝３０とした場合に、収縮期および拡張期における動脈からの信号強度差がアングルオフセットをｄφ＝０とした場合に比べて３６％増加する。
【００７３】
また、収縮期および拡張期における静脈からの信号強度の差は比較的小さいものの、アングルオフセットをｄφ＝３０とした場合には、収縮期および拡張期における静脈からの信号強度の差が、アングルオフセットをｄφ＝０とした場合に比べて小さくなる。このため、血流信号の差分処理により良好に静脈からの信号を除去することが可能となる。さらに、静脈からの信号強度と動脈からの信号強度との間に差異が生じるため、信号の差分処理により容易に動静脈が分離される。この結果、動脈信号に対する静脈信号のコンタミネーションを低減することができる。
【００７４】
ところで、アングルオフセットｄφが０の場合において、ＲＯ方向へ強度Ｇのグラジエントパルスが印加された状態では、式（２）からも分かる通り流速ｖに応じた位相差を有する２つのエコーが発生する。換言すれば、安定したエコー信号が得られる送信パルス系列として知られるＣＰＭＧ系列から送信パルス列が流速ｖおよびグラジエントパルスの強度Ｇに応じた量だけ乖離する。この２つのエコーの出現に起因して、収縮期における流速の速い血流像には、折り返しによって生じるＮ／２アーチファクトが位相エンコード（ＰＥ：phase encode）方向に現れる。同様な現象は、腸骨に向かう大動脈や大腿部から膝窩部に向かう枝状部分のように血流の流速が大動脈において劇的に変化する臨床ケースにおいても見られることが報告されている。
【００７５】
従って、このＮ／２アーチファクトが消滅するように撮影条件を設定することが重要である。そこで、流速ｖの影響を受けて位相がφだけシフトした９０°励起パルスとリフォーカスパルスのＣＰＭＧ系列に対する乖離が小さくなるようにアングルオフセットｄφを設定すれば、Ｎ／２アーチファクトを軽減できる。
【００７６】
また、撮影条件として最適化を図ることができるパラメータには、アングルオフセットｄφの他、グラジエントパルスの強度Ｇも挙げられる。アングルオフセットｄφは、オフセット（差分）として与えられるため、アングルオフセットｄφを変更すると、図４に示すシミュレーションデータ曲線は横軸（流速軸）方向にシフトすることになる。また、グラジエントパルスの強度Ｇは、流速ｖに乗じられているため、強度Ｇを変更すると図４に示すシミュレーションデータ曲線の変化率（傾き）が変わることとなる。
【００７７】
以上の性質から、まずアングルオフセットｄφの値を調整して静脈の流速において最大の信号強度Ｓが得られるようにし、続いてグラジエントパルスの強度Ｇを調整して収縮期における動脈からの信号強度が所定の値を維持できるように撮影条件を設定することができる。図４では、静脈からの信号の相対強度Ｓを１、収縮期における動脈からの信号の相対強度Ｓの下限値を０．４としている。
【００７８】
ただし、血流の流速が用いられていれば、上記の方法以外の条件によりアングルオフセットｄφおよびグラジエントパルスの強度Ｇを決定してもよい。
【００７９】
図５は、図２に示すパルスシーケンス設定部４５により設定されるＦＳＥシーケンスの例を示す図である。
【００８０】
図５に示すように、ＦＳＥシーケンスの場合には、９０°励起パルスに続いてα°リフォーカスパルスが印加される。９０°励起パルスの送信位相は０°からアングルオフセットｄφだけシフトした値に設定され、α°リフォーカスパルスの送信位相は９０°に設定される。そうすると、９０°励起パルスの印加からＴＥ経過後にＥｃｈｏ信号が得られる。また、Ｅｃｈｏ信号の受信時に印加されるＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇも流速に応じて設定することができる。スライス方向および位相エンコード方向への各グラジエントパルスＧＳｌｉｃｅ、ＧＰｈａｓｅも本来設定されるべき値に設定される。
【００８１】
尚、ＦＳＥシーケンスの他、ＳＥ（Spin Echo）シーケンス、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）シーケンス、ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組合せたＦＡＳＥ（Fast Asymmetric SE）シーケンス等のシーケンスを設定することが好適である。
【００８２】
このようなアングルオフセットｄφおよびグラジエントパルスの強度Ｇを設定するために、パルスシーケンス設定部４５は、血流速度取得部４６から収縮期あるいは拡張期における静脈あるいは動脈の流速を取得できるように構成されている。
【００８３】
血流速度取得部４６は、収縮期あるいは拡張期における静脈あるいは動脈の流速を取得する機能と、取得した血流の流速をパルスシーケンス設定部４５に通知する機能を有する。流速の取得方法としては、例えば、ユーザからの入力情報として取得する方法や、スキャンの実行により流速を求める方法が挙げられる。ユーザからの入力情報として流速を取得する場合には、血流速度取得部４６が表示装置３４に流速の入力フィールドを表示させ、入力装置３３からの入力情報として流速を取得するように構成することができる。この場合、ユーザは任意の手法で予め被検体Ｐの血流の流速を計測しておく。
【００８４】
また、ＰＣ（phase contrast）法によるスキャンに代表されるような血流の流速を計測するスキャンを実行することにより流速を取得することができる。この場合には、血流速度取得部４６が血流の流速を計測するスキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に与えるように構成することができる。そして、パルスシーケンス設定部４５が血流の流速計測用のスキャンを実行するパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、スキャンが実行される。そして、流速計測用のスキャンにより得られたデータは、シーケンスコントローラ制御部４０を介して血流速度取得部４６に与えられ、血流速度取得部４６において流速値が求められる。
【００８５】
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
【００８６】
図６は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により、血流の流速に応じて送信パルスの位相を設定しつつＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
【００８７】
まず、ステップＳ１において、被検体Ｐの血流の流速が取得される。例えば、血流速度取得部４６が表示装置３４に流速の入力フィールド情報を与えて表示させる。そしてユーザは、入力装置３３から流速を入力する。これにより血流速度取得部４６は、流速を取得する。このとき静脈の流速を入力すれば、静脈の流速に基づいて上記の方法でアングルオフセットｄφを決定することができる。
【００８８】
また別の例では、ＰＣスキャンの実行指示が、血流速度取得部４６からパルスシーケンス設定部４５に与える。そうすると、パルスシーケンス設定部４５は、ＰＣスキャンを実行するためのＰＣパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与える。シーケンスコントローラ制御部４０は、ＰＣパルスシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることによりシーケンスコントローラ３１を駆動制御する。
【００８９】
また、このとき寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
【００９０】
次に、シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたＰＣパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを形成させるとともに、ＲＦ信号を発生させる。すなわち、送信器２９からは、ＰＣパルスシーケンスに応じてＲＦコイル２４に順次ＲＦ信号が与えられ、ＲＦコイル２４から被検体ＰにＲＦ信号が送信される。
【００９１】
送信されたＲＦ信号に伴って発生したＭＲ信号は、ＲＦコイル２４によって受信される。ＲＦコイル２４によりＭＲ信号が受信されると、受信器３０は、ＲＦコイル２４からＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器３０は、ＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。
【００９２】
この生データの収集は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期で実行される。そして、心筋の収縮期および拡張期における生データが収集される。
【００９３】
シーケンスコントローラ３１は、受信器３０から受けた生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０はＰＣスキャンによって得られた生データを血流速度取得部４６に与える。血流速度取得部４６は、生データから得られる位相画像から血流の位相シフトを求めることにより、血流の流速を算出する。
【００９４】
そしてこのようにして得られた流速は、血流速度取得部４６からパルスシーケンス設定部４５に与えられる。
【００９５】
次に、ステップＳ２において、パルスシーケンス設定部４５は、血流速度取得部４６から受けた血流の流速に基づいて、収縮期および拡張期の動脈からの信号強度差がより大きく、静脈からの信号強度差がより小さく、かつ動脈からの相対信号強度が所定の強度となるようにアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇを設定する。
【００９６】
例えば、静脈からの信号の相対強度Ｓが１、収縮期における動脈からの信号の相対強度Ｓの下限値が０．４となるように、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇがパルスシーケンス設定部４５により自動的に設定される。
【００９７】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、設定したアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇに基づいてパルスシーケンスを作成する。さらに、パルスシーケンス設定部４５は、作成したパルスシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与える。
【００９８】
次に、ステップＳ３において、スキャンが実行されデータが収集される。入力装置３３からスキャン開始指令がシーケンスコントローラ制御部４０に与えられると、シーケンスコントローラ制御部４０からパルスシーケンスがシーケンスコントローラ３１に出力される。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を制御し、生データを収集する。
【００９９】
この生データの収集は、ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号に基づいて心電同期で実行される。そして、心筋の収縮期および拡張期における生データが収集される。
【０１００】
シーケンスコントローラ３１は、収集した生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０は生データデータベース４１に形成されたｋ空間に生データを配置する。
【０１０１】
次に、ステップＳ４において、生データデータベース４１に蓄積された生データを元データとして血流像が生成されて表示される。すなわち、画像再構成部４２は、生データデータベース４１から生データを取り込んで３次元フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、３Ｄ画像データを再構成する。画像再構成部４２は、生成された３Ｄ画像データを画像データデータベース４３に書き込む。
【０１０２】
次に、血流像作成部４４は、画像データデータベース４３から心筋の拡張期および収縮期における３Ｄ画像データを読み込んで、差分処理を行うことにより静脈データをキャンセルし、動脈データを抽出する。ここで、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向へのグラジエントパルスの強度Ｇの適切な設定により、拡張期および収縮期における３Ｄ画像データの信号強度は、動脈からのデータについては強度差が大きく、静脈からのデータについては強度差が小さくなっている。したがって、差分処理によって、動脈からのデータの信号強度が十分に得られる一方、静脈からのデータは良好にキャンセルされる。このため、動静脈分離が精度よく実行される。
【０１０３】
また、血流像作成部４４は、拡張期における３Ｄ画像データのうち、ある閾値内の信号値を有する動脈データ以外のデータを静脈データとして検出する。すなわち、信号値に下限値のみならず上限値を設定することによって、関節液等のT2が長く信号値の大きいデータを除去しつつ３Ｄ画像データから静脈データを検出する。
【０１０４】
更に、血流像作成部４４は、差分処理により得られた動脈データおよび閾値処理により得られた静脈データに対してＭＩＰ処理を施す。このとき、血流像作成部４４は、ＭＩＰ処理後の動脈データには赤の色情報を割当てる一方、ＭＩＰ処理後の静脈データには青の色情報を割当てる。そして、ＭＩＰ処理により生成された動脈データおよび静脈データを含むＭＩＰ画像は表示用の血流画像データとして血流像作成部４４から表示装置３４に与えられ、表示装置３４に動脈および静脈が血流像として描出される。このとき、動脈は赤で、静脈は青で表示されるため、動静脈を視覚的に識別することができる。
【０１０５】
図７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた腸骨部における動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図である。
【０１０６】
図７において左側の画像は、アングルオフセットｄφを適切に設定して得られたＭＩＰ画像であり右側の画像は、アングルオフセットｄφを設定しない従来の手法で撮像されたＭＩＰ画像である。尚、ＲＯ方向のグラジエントパルスの強度はＧ＝−１０％とした。
【０１０７】
図７によれば、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、アングルオフセットｄφを設定しない場合に比べて動脈からの信号強度が全体に亘って増加し、かつＮ／２アーチファクトが低減しているのが確認できる。
【０１０８】
図８は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりアングルオフセットｄφの最適化を行って得られた膝窩部において分岐する動脈のＭＩＰ画像をアングルオフセットｄφの設定を行わずに得られた従来の動脈のＭＩＰ画像と比較した図である。
【０１０９】
図７において左側の画像は、アングルオフセットｄφを適切に設定して得られたＭＩＰ画像であり右側の画像は、アングルオフセットｄφを設定しない従来の手法で撮像されたＭＩＰ画像である。尚、ＲＯ方向のグラジエントパルスの強度はＧ＝＋１０％とした。
【０１１０】
図７によれば、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、アングルオフセットｄφを設定しない場合に比べて動脈からの信号強度が増加している反面、静脈からの信号強度は抑制されているのが確認できる。
【０１１１】
これらの結果から、流速に応じてＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇのみならず、アングルオフセットｄφを適切に設定することによって、動脈の描出およびＮ／２アーチファクトの低減をより良好に実行できるということが分かる。
【０１１２】
尚、流速に起因する２つのエコー成分間における位相差２（φ＋ｄφ）の増加に伴って、Ｎ／２アーチファクトが現れることが過去の研究により確認されている。しかし、この位相差２（φ＋ｄφ）が約１２０°以下であり、かつ相対信号強度Ｓが０．４より大きい場合には、収縮期の速い流れにおいてＮ／２アーチファクトを低減できると考察される。
【０１１３】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、励起パルスまたはリフォーカスパルスの位相を血流の流速に応じてシフトすることにより、良好な血流像を描出するものである。このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、流速に応じて最適化されたアングルオフセットを適用することにより、描出目的となる血管から常に高強度の信号を得ることが可能となる。また、Ｎ／２アーティファクトの低減や静脈血管の抑制効果も得られ、動静脈の分離精度を改善することができる。
【０１１４】
図９は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図である。
【０１１５】
図９に示された、磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、コンピュータ３２Ａの機能により適切なアングルオフセットを求めるための準備スキャンを実行できるようにした点が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないためコンピュータ３２Ａの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１１６】
磁気共鳴イメージング装置２０Ａのコンピュータ３２Ａは、図２に示すコンピュータ３２と同様の構成要素に加え、準備スキャン実行部５０および画像指定部５１を備えている。
【０１１７】
準備スキャン実行部５０は、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの一方あるいは双方を徐々に変化させて繰返しデータ収集を行う準備スキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に与える機能を有する。
【０１１８】
図１０は、図９に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより実行される準備スキャンとイメージングスキャンとを時系列に示した図である。
【０１１９】
図１０に示すように準備スキャンは、血流像を取得するためのイメージングスキャンに先立って実行されるスキャンである。準備スキャンでは、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの一方あるいは双方を変化させて撮像された複数の血流像が参照用に得られる。このため、各参照用の画像は、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇに応じて互いに信号強度が異なる血流像となる。そして、ユーザは準備スキャンで得られた複数の参照用の血流像から望ましい信号強度であり良好に目的とする血流が描出されている血流像を選択することができる。この血流像の選択により、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定することができる。
【０１２０】
準備スキャンにより得られた各血流像におけるそれぞれの血流の信号強度は、血流の流速に応じても一様に変化するため、各血流像は流速を血流描写能として間接的に示したものと言える。従って、流速に応じて選択されるべき血流像が変わることとなり、結果的に流速に応じてアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが決定されることになる。
【０１２１】
アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの変更範囲や変化量、準備スキャンにおける撮像回数、使用するパルスシーケンスの種類等の準備スキャンにおける撮影条件は、入力装置３３から準備スキャンの開始指示情報として準備スキャン実行部５０に与えることができる。このため、準備スキャン実行部５０には、これら準備スキャンの撮影条件を設定するための設定画面を表示装置３４に表示させる機能も備えられる。
【０１２２】
尚、準備スキャンで用いるパルスシーケンスを、血流像を取得するためのイメージングスキャンで用いるパルスシーケンスと同じ種類のパルスシーケンスに設定すれば、同様な撮影条件による参照用の画像が得られるため、より適切な画像を選択することができる。ただし、スキャン時間短縮の観点からイメージングスキャンが３次元スキャンの場合、準備スキャンは２次元スキャンとしてもよい。
【０１２３】
そして、このように設定された準備スキャンの撮影条件は、準備スキャン実行部５０からパルスシーケンス設定部４５に通知され、パルスシーケンス設定部４５が設定された撮影条件のパルスシーケンスを作成するように構成される。
【０１２４】
画像指定部５１は、準備スキャンにより撮像された複数の参照用の画像からどの画像が選択されたのかを示す画像指定情報を入力装置３３から取得し、取得した画像指定情報をパルスシーケンス設定部４５に与える機能を有する。
【０１２５】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、画像指定部５１から受けた画像指定情報に基づいて、選択された参照用の画像を準備スキャンにおいて撮像する際に用いられたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを検索する機能と、検索して得られたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを用いてイメージングスキャン用のパルスシーケンスを設定するように構成される。
【０１２６】
図１１は、図９に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより、準備スキャンを行った後、ＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。また、図６と同様のステップには同符号を付して説明を省略する。
【０１２７】
まず、ステップＳ１０において、入力装置３３から準備スキャン実行部５０に準備スキャンの開始指示情報を入力する。準備スキャンの開始指示情報には、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの変更範囲や変更幅または撮像回数等の情報が含められる。また、準備スキャンで使用するパルスシーケンスの種類も含められるが、血流像を取得するためのイメージングスキャンと同じ種類のパルスシーケンスに設定することが望ましい。また、準備スキャンを２次元スキャンとすれば、スキャン時間の短縮化を図ることができる。
【０１２８】
準備スキャン実行部５０は、準備スキャンの開始指示情報に従って、設定された撮影条件による準備スキャンの実行指示をパルスシーケンス設定部４５に通知する。パルスシーケンス設定部４５は、準備スキャン実行部５０から受けた準備スキャンの開始指示に従って、準備スキャンのパルスシーケンスを設定する。設定されたパルスシーケンスは、パルスシーケンス設定部４５からシーケンスコントローラ制御部４０を介してシーケンスコントローラ３１に出力され、シーケンスコントローラ３１により準備スキャンが実行される。
【０１２９】
準備スキャンにより得られた生データは、生データデータベース４１に形成されたｋ空間に配置される。さらに、画像再構成部４２による生データに対する画像再構成処理および血流像作成部４４による差分処理やＭＩＰ処理等の血流像生成処理により、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを変化させて得られた複数の血流像が生成される。血流像作成部４４により生成された各血流像は、表示装置３４に表示される。
【０１３０】
表示装置３４に表示された各血流像は、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが異なるため互いに異なる信号強度で血管が描出される。ユーザは、表示された血流像の中から、最もＮ／２アーチファクトが軽減され、かつ動脈が良好に描出された血流像を選択する。
【０１３１】
そして、ステップＳ１１において、ユーザは、選択した血流像を示す画像指定情報を入力装置３３から画像指定部５１に入力する。画像指定部５１は、入力装置３３から受けた画像指定情報をパルスシーケンス設定部４５に与える。
【０１３２】
次に、ステップＳ２において、パルスシーケンス設定部４５は、イメージングスキャン用のパルスシーケンスを設定する。このとき、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇは、画像指定情報により指定された血流像を準備スキャンにおいて撮像する際に用いられた値に設定される。
【０１３３】
そして、図６のステップＳ３からステップＳ４と同様な手順によりイメージングスキャンが実行されて血流像が生成・表示される。
【０１３４】
このように生成された血流像は、準備スキャンにおいて良好に血流が描出された血流像の撮影条件と同様な撮影条件により撮影された画像であるため、Ｎ／２アーチファクトが軽減され、静動脈が良好に分離される。
【０１３５】
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０Ａは、血流の流速を求めてアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定する代わりに、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを変化させて複数の血流像を得る準備スキャンを実行し、準備スキャンで得られた複数の血流像を参照することによって、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定するようにしたものである。
【０１３６】
このため、磁気共鳴イメージング装置２０Ａによれば、血流の流速が不明である場合であっても、準備スキャンにより得られた血流象を参照することによって、間接的に流速に応じて適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定することができる。このため、血流像の生成に際して静動脈の適切な分離が可能になり、Ｎ／２アーチファクトの軽減も期待することができる。
【０１３７】
図１２は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第３の実施形態におけるコンピュータの機能ブロック図である。
【０１３８】
図１２に示された、係る磁気共鳴イメージング装置２０Ｂでは、コンピュータ３２Ｂに血流速度取得部４６を設ける代わりに血流像撮影条件テーブル６０および血流像撮影条件指示部６１を設けた点が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないためコンピュータ３２Ｂの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
【０１３９】
磁気共鳴イメージング装置２０Ｂのコンピュータ３２Ａは、図２に示すコンピュータ３２と同様の構成要素に加え、血流像撮影条件テーブル６０および血流像撮影条件指示部６１を備えている。
【０１４０】
血流像撮影条件テーブル６０には、予めアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが撮影部位や静磁場強度等の他の撮影条件と関連付けられて保存されている。アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇは、血流速度に応じて設定すべきであるが、実際に血流の速度を取得せずに血流の速度を推定することによって適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを設定することもできる。
【０１４１】
例えば、血流速度は、胸部、腹部、下肢の順に徐々に遅くなることが知られている。従って、被検体ごとに血流速度が多少異なるものの被検体ごとの違いを無視すれば、血流速度は撮影部位ごとに推定することができる。すなわち、撮影計画において撮影部位が選択されれば、選択された撮影部位における血流速度が一義的に推定できるため、適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇも併せて決定することができる。
【０１４２】
そこで、例えば、撮影計画において撮影条件として選択され得る胸部、腹部、下肢等の各撮影部位に最適なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定する。そして、各撮影部位に関連付けられたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇが血流像撮影条件テーブル６０に保存される。ただし、アングルオフセットｄφの代わりに、励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相を関連付けてもよい。以下、アングルオフセットｄφを撮影条件と関連付ける場合について説明する。
【０１４３】
また、静磁場用磁石２１によって形成される静磁場強度に依存して、図４に示すような信号強度の変化が変わる可能性がある。そこで、静磁場強度ごとに適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを決定し、血流像撮影条件テーブル６０に保存することができる。尚、標準的な静磁場強度の装置として、0.5T, 1.0T, 1.5T, 3.0Tの装置が市販されている。
【０１４４】
血流像撮影条件指示部６１は、GUI（Graphical User Interface）を備えており、表示装置３４に検査計画用の画面を表示させる一方、入力装置３３からの指示情報に従って血流像の撮影条件を設定する機能と、血流像撮影条件テーブル６０から設定した撮影条件に適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを取得して撮影条件とともにパルスシーケンス設定部４５に与える機能とを有する。
【０１４５】
一般的な検査計画用の画面では、上位概念から下位概念に階層的に表示された撮影条件の候補から診断目的に従って適切な撮影条件が選択される。具体的には、胸部、腹部、下肢等の撮影部位の候補が表示され、マウス等の入力装置３３の操作によって撮影部位を選択すると、選択された撮影部位に適したパルスシーケンス等の撮影条件の候補が選択可能に表示される。
【０１４６】
そこで、撮影部位が選択された際に、血流像撮影条件テーブル６０から設定した撮影条件に適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを取得して、撮影条件の１つとして設定することができる。このとき、選択された撮影部位に対応する血流速度のみならず、アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを表示装置３４に参照用に表示させてもよい。
【０１４７】
アングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの表示方法としては、単に選択されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇのみを表示させる方法の他、血流像撮影条件テーブル６０に保存されている複数のアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを表示させ、選択されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを強調表示させる方法が挙げられる。
【０１４８】
また、適切なアングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの候補が複数存在する場合には、アングルオフセットｄφやＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇの候補を表示装置３４に表示させて選択できるように構成してもよい。
【０１４９】
そして、パルスシーケンス設定部４５は、血流像撮影条件指示部６１から取得したアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇでパルスシーケンスを設定するように構成される。
【０１５０】
このように構成された磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、静磁場強度や撮影部位等の条件が設定されれば、血流速度やアングルオフセットｄφ（または励起パルスおよびリフォーカスパルスの送信位相）およびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを意識することなく適切なアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを自動的に設定することができる。そして、自動設定されたアングルオフセットｄφおよびＲＯ方向のグラジエントパルスの強度Ｇを用いてFBIを行うことが可能となる。
【０１５１】
すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、図６に示すフローチャートのステップＳ２において、撮影条件の設定の際に撮影部位等の他の撮影条件が設定されれば、ステップＳ３およびステップＳ４においてデータ収集および血流像の描出を行うことができる。
【０１５２】
このため、磁気共鳴イメージング装置２０Ｂによれば、血流速度の取得や準備スキャン等の作業を行うことなく短時間かつ簡易に血流像を作成することができる。
【０１５３】
尚、各実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａ、２０Ｂが備える機能のうち所望の複数の機能を備えた磁気共鳴イメージング装置を構築することもできる。例えば、血流の流速が判明する場合には、流速に基づいて撮影条件を設定する一方、血流の流速が不明の場合には準備スキャンの実行或いは撮影部位の指示によって、適切な撮影条件を設定できるように磁気共鳴イメージング装置を構成することができる。
【符号の説明】
【０１５４】
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイルユニット
２４ ＲＦコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
２９ａ ＲＦパルス発生器
２９ｂ 参照波発生器
２９ｃ 移相器
２９ｄ 積算器
２９ｅ 振幅変調器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ＥＣＧユニット
４０ シーケンスコントローラ制御部
４１ 生データデータベース
４２ 画像再構成部
４３ 画像データデータベース
４４ 血流像作成部
４５ パルスシーケンス設定部
４６ 血流速度取得部
５０ 準備スキャン実行部
５１ 画像指定部
６０ 血流像撮影条件テーブル
６１ 血流像撮影条件指示部
Ｐ 被検体
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、
前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、
前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、
を有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】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の静脈から発生する磁気共鳴信号の強度が増加するような前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の動脈から発生する磁気共鳴信号の強度が所定の強度以上となるような前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の心筋の拡張期および収縮期において静脈からそれぞれ発生する各磁気共鳴信号の強度が互いに同等となるように前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の心筋の拡張期および収縮期において動脈からそれぞれ発生する各磁気共鳴信号間の強度差が増加するように前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記撮影条件設定部は、前記撮影条件として、送信励起パルスの送信位相、リフォーカスパルスの送信位相、および前記送信励起パルスと前記リフォーカスパルスとの間における相対的な位相差に対するシフト量の少なくとも１つを設定する、
ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記撮影条件設定部は、前記撮影条件として、読出し方向のグラジエントパルスの強度を設定する、
ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記血流の速度を計測するためのスキャンは、Phase Contrast法によるスキャンである、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
被検体の血流の流速を計測するためのスキャンを実行する血流速度計測部と、
前記血流速度計測部により取得された前記血流の速度に応じて撮影条件を設定する撮影条件設定部と、
前記撮影条件設定部により設定された撮影条件に従ってイメージングスキャンを実行することによって、前記被検体の血流像を生成する血流像生成部と、
を有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】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の静脈から発生する磁気共鳴信号の強度が増加するような前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の動脈から発生する磁気共鳴信号の強度が所定の強度以上となるような前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の心筋の拡張期および収縮期において静脈からそれぞれ発生する各磁気共鳴信号の強度が互いに同等となるように前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記撮影条件設定部は、前記被検体の心筋の拡張期および収縮期において動脈からそれぞれ発生する各磁気共鳴信号間の強度差が増加するように前記撮影条件を設定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記撮影条件設定部は、前記撮影条件として、送信励起パルスの送信位相、リフォーカスパルスの送信位相、および前記送信励起パルスと前記リフォーカスパルスとの間における相対的な位相差に対するシフト量の少なくとも１つを設定する、
ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記撮影条件設定部は、前記撮影条件として、読出し方向のグラジエントパルスの強度を設定する、
ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記血流の速度を計測するためのスキャンは、Phase Contrast法によるスキャンである、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２０１２−２４６０４（Ｐ２０１２−２４６０４Ａ）
【公開日】平成２４年２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２１７７４４（Ｐ２０１１−２１７７４４）
【出願日】平成２３年９月３０日（２０１１．９．３０）
【分割の表示】特願２００６−２２５０５４（Ｐ２００６−２２５０５４）の分割
【原出願日】平成１８年８月２２日（２００６．８．２２）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年９月３０日（２０１１．９．３０）
【分割の表示】特願２００６−２２５０５４（Ｐ２００６−２２５０５４）の分割
【原出願日】平成１８年８月２２日（２００６．８．２２）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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