磁気共鳴装置
【課題】インフロウ効果を利用した血管画像を生成するためのエコーと、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像を生成するためのエコーとを短い撮影時間で収集する。
【解決手段】インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、１ＴＲ期間内に発生した複数のエコーから選択された１以上のエコーによりそれぞれ生成される。Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、十分なＴ２＊強調効果を有するエコーから生成される。
【解決手段】インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、１ＴＲ期間内に発生した複数のエコーから選択された１以上のエコーによりそれぞれ生成される。Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、十分なＴ２＊強調効果を有するエコーから生成される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮影装置に関し、特に、血流像を撮影する磁気共鳴撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴撮影装置では、撮影対象を収容する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成し、撮影対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴信号を収集し、それに基づいて画像を生成する。磁気共鳴信号は、２次元（又はそれ以上の次元の）フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間すなわちｋスペース（ｓｐａｃｅ）を埋めるデータ（ｄａｔａ）として収集され、それを２次元（又はそれ以上の次元の）逆フーリエ変換することにより画像が生成（再構成）される。
【０００３】
動脈の血流像を撮影するシーケンスとしては、撮影断面に流入する血流から強い信号が得られるタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ：Ｔｉｍｅ
ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法が用いられることが多い（特許文献１）。また、血流像を撮影するシーケンスとして、ＦＳ−ＢＢ（Flow-Sensitive BB）法等が知られている（特許文献２）。また、ＭＲ（Magnetic Resonance）データの位相情報を利用して、磁化率の異なる組織のコントラストを強調した画像を作成し表示するＳＷＩ（Susceptibility Weighted Imaging）の技術も提案されており（特許文献３）、静脈の血流像の描出に応用されている（上記特許文献２）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平５−１５４１３２号公報
【特許文献２】特開２００８−２７２２４８号公報
【特許文献３】特開２００６−２５５０４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかし、従来の動脈と静脈の双方の血流像を撮影するシーケンスは撮影時間が長くなるという問題があった。
【０００６】
したがって、本発明の一態様は、短い撮影時間で動脈と静脈の双方の血流像を撮影することを目的とする。
【０００７】
本発明の他の一態様は、インフロウ効果を利用した血管画像を生成するためのエコーと、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像を生成するためのエコーとを短い撮影時間で収集することを目的とする。
【０００８】
本発明の他の一態様は、被検体の動きによる位置ずれの影響を低減することを目的とする。
【０００９】
本発明の他の一態様は、高いＳＮ比の動脈と静脈の画像を生成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の一態様において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、１ＴＲ期間内に発生した複数のエコーから選択された１以上のエコーによりそれぞれ生成される。Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、十分なＴ２＊強調効果を有するエコーから生成される。
【００１１】
本発明の他の一態様において、
複数のリードアウト勾配磁場を含む撮影用パルスシーケンスを実行する制御部と、
前記複数のリードアウト勾配磁場に応じて発生した複数のエコーを収集するデータ収集部と、
前記複数のエコーに基づいてインフロウ効果を利用した第１の血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像を生成するデータ処理部と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、同じＴＲ期間内において、前記インフロウ効果および前記Ｔ２＊強調効果を生成するに必要な数のリード勾配磁場が印加される、
磁気共鳴装置が提供される。
【００１２】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち短いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第１の血管画像を生成する。
【００１３】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第１の血管画像生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記血管画像を生成する。
【００１４】
本発明の他の一態様において、
前記インフロウ効果を利用した第１の血管画像は、動脈を関心領域とする血管画像である。
【００１５】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち長いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する。
【００１６】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記第２の血管画像を生成する。
【００１７】
本発明の他の一態様において、
前記Ｔ２＊強調効果を利用した第2の血管画像は、静脈を関心領域とする血管画像である。
【００１８】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記第２の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの短いエコーを少なくとも１つ使用して前記第１の血管画像を生成し、前記第１の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの長いエコーを少なくとも１つ使用して前記第２の血管画像を生成する。
【００１９】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち１つのエコーを前記第１の血管画像および前記第２の血管画像のいずれにも使用する。
【００２０】
本発明の他の一態様において、
前記撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスである。
【００２１】
本発明の他の一態様において、
前記制御部は、撮影領域の外部から流入するスピンを飽和させるサチュレーション用パルスシーケンスを実行する。
【００２２】
本発明の他の一態様において、
前記撮影用パルスシーケンスは、血流の信号欠損を抑制するグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスを含んでいる。
【００２３】
本発明の他の一態様において、
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、単極型のリード勾配磁場である。
【００２４】
本発明の他の一態様において、
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、双極型のリード勾配磁場である。
【００２５】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記第１の血管画像にＭＩＰ法を適用し、前記第２の血管画像にＭｉｎＩＰ法を適用し、それぞれ血管が強調される画像を生成する。
【００２６】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、
前記リードアウト勾配磁場に応じて発生したエコーから得られる画像に対応した位相画像を生成し、
前記位相画像にフィルタ処理を施すことにより、位相シフトが大きい部分と小さい部分と表した位相マスク画像を生成し、
前記エコーから得られる画像に前記位相マスク画像を所定回数掛け合わせることにより、磁化率による位相変化を強調させた画像を生成し、前記位相変化を強調させた画像に基づき前記第１または第２の血管画像を生成する。
【発明の効果】
【００２７】
本発明の一態様によれば、短い撮影時間で動脈と静脈の双方の血流像を撮影する装置を提供することができる。
【００２８】
本発明の他の一態様によれば、インフロウ効果を利用した血管画像を生成するためのエコーと、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像を生成するためのエコーとを短い撮影時間で収集することができる。
【００２９】
本発明の他の一態様によれば、被検体の動きによる位置ずれの影響を低減する装置を提供することができる。
【００３０】
本発明の他の一態様によれば、高いＳＮ比の動脈と静脈の画像を生成する装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】図１は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成を示す構成図である。
【図２】図２は、本発明の好適な実施例において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図３】図３は、本発明の好適な実施例において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図４】図４は、本発明の好適な実施例における撮影で選択される撮影スラブ及びサチュレーションスライスを説明する概念図である。
【図５】図５は、本発明の好適な実施例における撮影で選択される撮影スラブ及びサチュレーションスライスを説明する模式図である。
【図６】図６は、本発明の好適な実施例において使用される、サチュレーション用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図７】図７は、本発明の好適な実施例において静脈画像に適用される加重関数を説明するグラフである。
【図８】図８は、位相マスク画像を用いて、静脈画像の磁化率による位相変化を強調させた位相マスク処理画像を得る手順を説明する概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
以下に添付図面を参照して、この発明にかかる磁気共鳴撮像方法および装置の好適な実施の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００３３】
図１において、静磁場マグネット部１２は、被検体４０が収容される静磁場空間１１に静磁場を形成するために設けられている。静磁場マグネット部１２は、水平磁場型であって、被検体４０が収容される静磁場空間１１において載置される被検体４０の体軸方向に沿うように、超伝導磁石（図示なし）が静磁場を形成する。なお、静磁場マグネット部１２は、水平磁場型の他に、垂直磁場型であってもよく、永久磁石により構成されていてもよい。
【００３４】
勾配コイル部１３は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、静磁場空間１１に勾配磁場を形成する。勾配コイル部１３は、好適には互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの勾配磁場を発生させるための３組のコイルを備える。勾配駆動部２３は、勾配コイル部１３の各コイルに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれの勾配磁場を合成して、互いに直交するスライス方向勾配磁場Ｇｓ、フェーズ方向勾配磁場Ｇｐ、および周波数方向勾配磁場Ｇｒから成る論理軸方向のそれぞれの勾配磁場を任意に設定することができる。
【００３５】
ＲＦコイル部１４は、たとえば、被検体４０の撮影領域である頭部全体を囲むように配置されており、送信用と受信用とを兼用するように構成されている。ＲＦコイル部１４は、静磁場空間１１内の被検体に電磁波であるＲＦ信号を送信して高周波磁場を形成し、被検体４０の撮影領域におけるプロトンのスピンを励起する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起されたプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。なお、ＲＦコイル部１４は、送信用コイルと受信用コイルが独立するように設けてもよい。
【００３６】
ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて静磁場空間１１内に高周波磁場を形成するために、ゲート変調器（図示なし）とＲＦ電力増幅器（図示なし）とＲＦ発振器（図示なし）とを有する。ＲＦ駆動部２２は、制御部３０からの制御信号に基づいて、ＲＦ発振器からのＲＦ信号を、ゲート変調器を用いて所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調する。そして、ゲート変調器により変調されたＲＦ信号を、ＲＦ電力増幅器により増幅した後、ＲＦコイル部１４に出力する。
【００３７】
勾配駆動部２３は、制御部３０の制御信号に基づいて勾配コイル部１３を駆動させて、静磁場空間１１内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、勾配コイル部１３の３系統の勾配コイルに対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。
【００３８】
データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集するために、位相検波器（図示なし）とアナログ／デジタル変換器（図示なし）とを有する。データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４からの磁気共鳴信号を、ＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として、位相検波器によって位相検波し、アナログ／デジタル変換器に出力する。そして、位相検波器により位相検波されたアナログ信号である磁気共鳴信号を、アナログ／デジタル変換器によってデジタル信号に変換して、データ処理部３３に出力する。
【００３９】
テーブル（ｔａｂｌｅ）２５は、被検体４０を載置するクレードル（ｃｒａｄｌｅ）２６を有する。テーブル２５は、被検体を制御部３０からの制御信号に基づいて、収容空間１１の内部と外部との間でクレードル２６に載置された被検体４０を移動する。
【００４０】
制御部３０は、コンピュータと、コンピュータを用いて所定の走査（スキャン）に対応する動作を各部に実行させるプログラムと、該プログラムがロードされるメモリとを有する。そして、制御部３０は、操作部３２に接続されており、操作部３２に入力された操作信号を処理し、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とテーブル２５との各部に、制御信号を出力し制御を行うコンピュータである走査用プロセッサを備える。また、制御部３０は、所望の画像を得るために、操作部３２からの操作信号に基づいてデータ処理部３３を制御する。
【００４１】
記憶部３１は、ハードディスク装置等の記憶装置により構成されている。そして、記憶部３１は、データ収集部２４に収集された画像画像再構成処理前の磁気共鳴データ、データ処理部３３で画像画像再構成処理された画像データ等を記憶する。
【００４２】
操作部３２は、キーボードやマウスなどの操作デバイスにより構成されており、オペレータの操作に応じた操作信号を制御部３０に出力する。
【００４３】
データ処理部３３は、コンピュータである再構成用プロセッサにより構成されている。そして、データ処理部３３は、データ収集部２４に接続されており、データ収集部２４から出力される磁気共鳴データに対して画像画像再構成処理を実施して、画像を生成する。
【００４４】
表示部３４は、ディスプレイなどの表示デバイスにより構成されており、データ処理部３３が生成する被検体４０の画像を表示する。また、表示部３４の表示画面には、後述するスキャン・パラメータ等の各種パラメータを入力するための各種ウインドウが表示される。
＜パルスシーケンス＞
【００４５】
図２に、本発明の好適な実施例における、動脈及び静脈の血流像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）を示す。図において、１段目は周波数方向の勾配磁場Ｇｒ、２段目はフェーズ方向の勾配磁場Ｇｐ、３段目はスライス方向の勾配磁場Ｇｓ、４段目はＲＦパルスのシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ
Ｅｃｈｏ）法に基づくパルスシーケンスである。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。図２は、１つの繰り返し時間（１ＴＲ）におけるパルスシーケンスを示している。本発明の好適な実施例では、後述するように、各方向の勾配磁場に所定の変更が与えられ、複数のＴＲ期間でこのパルスシーケンスが繰り返される。ここで、各繰り返し時間ごとにＲＦパルスに異なる送信位相を付与するＲＦスポイリング手法を用いてもよい。
【００４６】
同図の参照番号２８１で示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。このとき、スライス軸上に勾配磁場２７０が印加され、所定のスライスについての選択励起が行われる。図３は本発明の好適な実施例で印加されるスライス軸上の勾配磁場２７０をより詳細に説明する。図に示すようにスライス軸上の勾配磁場２７０は、スライス選択勾配磁場２７１と、スライスリフォーカシング（ｓｌｉｃｅ ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ）勾配磁場２７３を有している。この実施例においては、図４に示す撮影スラブ３１１の３次元像を得るために、撮影スラブ３１１（この例では８ｃｍ厚）を纏めて励起している。この点で図２の撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスであると言える。具体的には、公知の３次元ボリューム撮影法に従って、ＲＦパルスにより８ｃｍ厚のスラブを纏めて励起し、その後、スライス方向の位置情報を持たせるためのスライスエンコーディング勾配磁場２７５が印加される。ＲＦパルス印加後に移動するスピンの存在による、流体の信号強度の低下する現象はフローボイド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）と呼ばれている。勾配磁場２７５にはこのフローボイドが生じることを防止するグラディエントモーメントヌリング（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ）の位相補償パルスの成分を含んでいる。勾配磁場２７５にグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスが含まれていることにより、０次及び１次モーメントのヌリングが行われ、スライス方向の血流の信号欠損を抑制することができる。この例では、図４に示すように、被検体４０のアキシャル像を得るため、撮影スラブ３１１が選択される。そして、被検体４０の脳内の動脈及び静脈の画像を取得することを目的に、被検体４０の頭部を撮影スラブ３１１として選択している。本発明は、被検体４０の脳内の動脈及び静脈に限らず、例えば被検体４０の腹部大動脈及びその近傍の静脈等、他の動脈や静脈の撮影にも適用可能である。また、被検体４０は、人間に限らず、その他の動物であっても良い。
【００４７】
図２に戻り、説明を続けると、勾配磁場２７７は、横磁化をスポイル（ｓｐｏｉｌ）するためのキラーパルス、およびスライスエンコード勾配磁場２７５に対するスライスリワインダー（ｓｌｉｃｅ ｒｅｗｉｎｄｅｒ）勾配磁場を足し合わせたものである。
【００４８】
α°パルス励起の後、フェーズ軸上の勾配磁場２６１によりスピンのフェーズエンコードが行われる。また、周波数軸上に、グラディエントモーメントヌリングの位相補償パルス２１１を印加し、次いで周波数軸上の勾配磁場２１３によりスピンをディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）し、その後一連のリードアウト勾配磁場２３１〜２４６を印加することによりグラディエントエコーを発生させる。ここで、インフロウ（ｉｎｆｌｏｗ）効果により、撮影領域外より流入する血流の信号は、静止している組織で生じる信号よりも高信号となる。なお、後述するように、関心領域外の領域にサチュレーションパルス（ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ）を印加することにより、特定領域から流入する血流の信号を抑制することができる。これにより、インフロウ効果による静脈の血流信号は描出せず、動脈の血流を描出させることが可能となる。位相補償パルス２１１はスライス軸に印加した位相補償パルス２７５と同様に、周波数方向の血流の信号欠損を抑制することができる。
【００４９】
グラディエントエコーは図２リードアウト勾配磁場２３１〜２４６に応じて発生する。この例では、リードアウト勾配磁場２３１〜２４６は１６個存在し、１ＴＲ期間において、それぞれ対応するＴＥ（ｅｃｈｏ
ｔｉｍｅ）において１６個のグラディエントエコーが発生する。この例において各リードアウト勾配磁場２３１〜２４６は同じ形状を有している。なお、この例では、いわゆるモノポーラ（ｍｏｎｏ Ｐｏｌａｒ：単極）型のリードアウト勾配磁場が使用されているが、これに替えてリードアウト勾配磁場が正と負で周期的に反転するバイポーラ（ｂｉ−ｐｏｌａｒ：双極）型のリードアウト勾配磁場を使用することもできる。また、この例では１６個の連続したリードアウト勾配磁場２３１〜２４６が印加されているが、インフロウ効果による第１の血管画像（以下単に「ＴＯＦ画像」という）用のリードアウト勾配磁場を１つ以上印可した後、リードアウト勾配磁場の印加を停止し、所定の時間経過後にＴ２＊強調による第２の血管画像（以下単に「Ｔ２＊強調画像」という）用のリードアウト勾配磁場を１つ以上印加することもできる。
【００５０】
グラディエントエコーはデータ収集部２４によりローデータ（ｒａｗ ｄａｔａ）として収集される。この例では、２ｍｍ間隔で４０スライス分、合計８ｃｍ厚のデータが収集される。なお、この厚さ（８ｃｍ厚）が厚いと血流の下流側でインフロウ効果の低下に伴う信号減少が発生するため、対象領域を薄い複数のスラブに分割して撮影することも可能である。収集されたローデータは、後述する処理により、ＴＯＦ画像を再構成するために使用されるローデータと、Ｔ２＊強調画像を再構成するために使用されるローデータとに分けられ、データ処理部３３によりそれぞれの処理方法により処理される。
【００５１】
図２の周波数軸上の勾配磁場２１５は、横磁化をスポイルするためのキラーパルスであり、位相軸上の勾配磁場２６３は、フェーズエンコード勾配磁場２６１に対するフェーズリワインダー勾配磁場である。
【００５２】
このようなパルスシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で３次元のｋスペースを埋めるまで繰り返される（例えば４０スライス・２５６ビュー（ｖｅｉｗ）分のデータを取得する場合、４０×２５６＝１０２４０回繰り返される）。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配磁場２６１、リワインダーパルス２６３、勾配磁場２７５におけるスライスエンコード勾配磁場、勾配磁場２７７におけるスライスリワインダー勾配磁場が変更され、毎回異なるエンコードを行う。これによって３次元のｋスペースデータがエコーごとに１６セット得られる。
＜サチュレーション＞
【００５３】
なお、第１の血管画像で静脈の血流を描出せず、動脈の血流のみを描出する場合には、図５の模式的に示すように、静脈が流入してくる領域（サチュレーションスライス、図４、参照番号３１３）のスピンを飽和（サチュレーション）させる。
【００５４】
サチュレーションは、図６に示すようなパルスシーケンス（サチュレーションパルスシーケンス）を用いて行う。同図に示すように、９０゜パルスおよびスライス軸Ｇｓへの勾配磁場によりサチュレーションスライスを選択励起し、次いで、例えば周波数軸Ｇｒに勾配磁場を印加してスピンの位相を分散させる。
【００５５】
これによって、サチュレーションスライスから撮影スラブに流入した静脈性血流がグラディエントエコーを生じることを防止できる。このようなサチュレーションパルスシーケンスを図２に示したパルスシーケンスの前に付加することにより静脈性血流の画像を阻止することができる。撮影領域を複数のスラブに分割して撮影する場合、各撮影において、撮影スラブの静脈流入側にサチュレーションスライスを設定することができる。
＜画像再構成＞
【００５６】
図２のパルスシーケンスによって得られたデータが、データ処理部３３のメモリ（ｋスペース）に収集される。データ処理部３３は、ｋスペースのデータを３次元逆フ−リエ変換して撮影対象４０の３次元像を再構成する。データ処理部３３は、さらに、この３次元像を特定方向（例えばスライス方向）に加算して、血管が立体的に表示された断層像を生成する。
【００５７】
本発明の好適な実施例において、リードアウト勾配磁場２３１、２３２に対応する２個のエコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴＯＦ画像を得る。また、リードアウト勾配磁場２３５〜２４６に対応する連続した１２個エコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴ２＊強調画像を得る。別法として、リードアウト勾配磁場２３１〜２３６に対応する連続した６個のエコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴＯＦ画像を得る。また、この範囲とオーバラップする、リードアウト勾配磁場２３３〜２４６に対応する連続する１４個エコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴ２＊強調画像を得る。換言すれば、図２のシーケンスにより発生した１つのエコーは、選択により、ＴＯＦ画像に用いてもよいし、Ｔ２＊強調画像に用いてもよい。言うまでもなく、ＴＯＦ画像用に４個のエコーとＴ２＊強調画像用に１２個のエコーといったように、撮影で得られた全てのエコーが用いられるように、両者の振り分けを行っても良い。なお、使用するエコーは連続したものである必要はなく、例えばリードアウト勾配磁場２３２、２３４、２３７に対応する連続した３個のエコーやリードアウト勾配磁場２３９、２４１、２４４、２４５に対応する連続した４個のエコーによりＴＯＦ画像やＴ２＊強調画像を生成することもできる。すなわち、時間の経過に従ってｎ個のエコーが順次収集された場合、ＴＯＦ画像は１番目〜ｎ−１番目のエコーの内の１つ以上のエコーから生成可能であり、Ｔ２＊強調画像は２番目〜ｎ番目のエコーの内の１つ以上のエコーから生成可能である。
【００５８】
ただし、インフロウ効果による血流は、励起直後により高い信号強度を有する。このため、ＲＦパルス２８１の印加からの経過時間（ＴＥ）が短いエコー、すなわち、リードアウト勾配磁場２３１及びこのリードアウト勾配磁場２３１の近くに位置するリードアウト勾配磁場２３１〜２３４により発生したエコーがＴＯＦ画像の再構成に適する。さらに先に述べたサチュレーションパルスを併用することで、インフロウ効果により動脈が周辺組織に比べて高い信号強度を有する動脈画像の再構成が可能となる。
【００５９】
データ処理部３３は、短いＴＥの各エコー（動脈用エコー）に対応するｋスペースのデータを逆フ−リエ変換して撮影対象４０の断層像（動脈画像）を再構成する。再構成された画像はメモリに記憶される。また、この段階で、再構成された画像を表示部３４に表示することもできる。
【００６０】
この一方、デオキシヘモグロビン（deoxy-hemoglobin）等の血液分解産物は、ＴＥが長くなるに伴ってＴ２＊を促進し、信号の低下を引き起こす。このため、Ｔ２＊強調画像は、ＴＥが長いほど磁化率の違いをコントラストに反映させることができる。このため、ＲＦパルス２８１の印加からの経過時間（ＴＥ）が２５ｍｓ〜４５ｍｓ好適には３０ｍｓより長いエコーを組み合わせて画像を再構成すると、静脈の信号が低下した画像を得ることができる。すなわち、Ｔ２＊強調画像は、静脈を他の組織と差別化した画像（静脈画像）となる。
【００６１】
本発明の好適な実施例では、ＴＥが３０ｍｓより長いリードアウト勾配磁場２３５〜２４６により発生したエコー（静脈用エコー）が静脈画像用に使用される。静脈画像の再構成の場合も、データ処理部３３は、各静脈用エコーに対応するｋスペースのデータを逆フ−リエ変換して撮影対象４０の断層像を再構成する。再構成された画像はメモリに記憶される。また、この段階で、再構成された画像を表示部３４に表示することもできる。
【００６２】
このように、本発明では、１回の撮影に（１ＴＲ期間に）収集されたエコーから動脈と静脈をそれぞれ描出する２種類の画像を得ることができ、効率的な撮影を行うことができる。また、一連のパルスシーケンスで２種類の画像を収集できるので、被検体４０の動きによる位置ずれの問題が無く、被検体の４０がほぼ同じ状態にあるときの画像を得ることができる。なお、ＴＯＦ画像の再構成に使用するエコーを「動脈用エコー」と呼び、この「動脈用エコー」に対応するリードアウト勾配磁場を「動脈用リードアウト勾配磁場」と呼ぶこととする。同様に、Ｔ２＊強調画像による画像再構成に使用するエコーを「静脈用エコー」と呼び、この「静脈用エコー」に対応するリードアウト勾配磁場を「静脈用リードアウト勾配磁場」と呼ぶこととする。
【００６３】
ＴＯＦ画像は、動脈の血流を白く（高い輝度値）、バックグラウンドを黒く（低い輝度値）描出する。本発明の好適な実施例では、再構成された各動脈用エコーから得られた画像を加算して１つの動脈画像にする。その後、加算された画像に最大投影法（ＭＩＰ法：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）による画像処理を適用し、動脈が強調された動脈画像を生成する。２つの画像の加算により画像のＳＮ比を向上させることができる。この動脈が強調された画像はメモリに記憶され、表示部３４に表示される。
【００６４】
この一方、Ｔ２＊強調による静脈画像は、静脈の血流を黒く（低い輝度値）描出する。本発明の好適な実施例では、再構成された１２個の画像を加算して１つの静脈画像にする。その後、加算された静脈画像に最小投影法（ＭｉｎＩＰ法：Ｍｉｎｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）による画像処理を適用し、静脈が強調された静脈画像を生成する。この画像の加算により画像のＳＮ比を向上させることができる。
【００６５】
また、上述のようにＴＥが長くなるに従ってＴ２＊の促進が進む。このため、本発明の好適な実施例では、図７に示される加重曲線（加重関数）３００を使用し、Ｔ２＊がより促進された静脈画像の比重を高め、静脈の信号をより低下させると共に、静脈画像全体のＳＮ比を向上させている。すなわち、加重関数３００は複数の静脈用エコーの各々に対応する静脈用リードアウト勾配磁場が印加された時間が大きくなるに従って、より高い加重が適用されるように設定された関数となっている。かかる加重関数３００は、所定の傾きを持つ線形関数や、放物曲線等であっても良い。
【００６６】
静脈画像と同様に、複数のエコーに基づいて動脈画像を生成する場合、それぞれのエコーにおけるインフロウ効果の程度に応じて各エコーに加重関数を適用し、動脈画像を生成することができる。
【００６７】
なお、本発明では、上述のＴ２＊強調画像の再構成処理により静脈画像を生成しているが、任意選択により、ＳＷＩと同様の位相マスク画像を用いて、このＴ２＊強調による静脈画像の磁化率による位相変化をさらに強調させた静脈画像を得ることもできる。この手順を図８を使用して説明する。
【００６８】
すなわち、リードアウト勾配磁場２３５〜２４６により発生した１２個のエコーの一部または全てを使用し、周知の手法によってデータ処理部３３はＴ２＊強調による画像４０５に対応した位相画像４０１を生成することができる。次に、データ処理部３３は、位相画像４０１から位相シフトが大きい部分と小さい部分とを表した位相マスク画像４０３を生成する。この位相マスク画像４０３は、位相画像上で位相シフトが大きい部分の画素値の絶対値を高く、位相差のない部分の画素をゼロに設定した画像である。位相マスク画像４０３は、位相画像４０１にフィルタ処理を施し、低周波数成分の位相の乱れを除去することにより生成することができる。フィルタとしては、高周波通過フィルタ（High-pass filter）などがある。データ処理部３３はＴ２＊強調による画像４０５に位相マスク画像４０３を所定回数（１回〜複数回）掛け合わせ、磁化率による位相変化をさらに強調させた位相マスク処理画像４０７を得る。その後、静脈用エコーから得られた各位相マスク処理画像４０７を加算し、得られた静脈画像に最小投影法による画像処理を適用し、静脈を強調した位相マスク処理画像４０９を生成する。この静脈を強調した位相マスク処理画像４０９もメモリに記憶され、また、表示部３４に表示される。
【００６９】
本発明の好適な実施例では、得られた複数のエコーから適当なエコーを組み合わせて、動脈画像および静脈画像を生成している。このため、操作者は、動脈画像と静脈画像を表示部３４で確認した後、いずれか又は両方の画像を生成するために使用されるエコーの数及び又は範囲を変更してこれらの画像を再作成することもできる。この場合、新たな撮影を行う必要はなく、メモリに記憶されたｋスペースのデータを操作者が選択した数及び又は範囲に従って特定し、特定されたｋスペースのデータを使用して、上述の手順により動脈画像及び／又は静脈画像を再作成することができる。
【００７０】
本発明の好適な実施例では、動脈の画像（動脈画像、動脈が強調された動脈画像を含む）と静脈の画像（静脈画像、静脈が強調された静脈画像、位相マスク処理画像、静脈が更に強調された位相マスク処理画像を含む）は別々の画像として表示部３４に表示されるが、この両者を合成して表示させることもできる。この場合、両者又はいずれかの画像を合成に適したようにスケーリング修正やコントラストの修正を行うことが望ましい。また、合成に先立って、静脈を青色に、動脈を赤色に着色する等、両者の判別をより容易にするための処理を行うこともできる。
【００７１】
以上、本発明の好適な実施例を中心に説明を行ったが、本発明の思想は、この実施例に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。
【符号の説明】
【００７２】
１：ＭＲＩ装置
１１：静磁場空間
１２：静磁場マグネット部
１３：勾配コイル部
１４：ＲＦコイル部
２２：ＲＦ駆動部
２３：勾配駆動部
２４：データ収集部
２５：テーブル
２６：クレードル
３０：制御部
３１：記憶部
３２：操作部
３３：データ処理部
３４：表示部
４０：被検体
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮影装置に関し、特に、血流像を撮影する磁気共鳴撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴撮影装置では、撮影対象を収容する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成し、撮影対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴信号を収集し、それに基づいて画像を生成する。磁気共鳴信号は、２次元（又はそれ以上の次元の）フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間すなわちｋスペース（ｓｐａｃｅ）を埋めるデータ（ｄａｔａ）として収集され、それを２次元（又はそれ以上の次元の）逆フーリエ変換することにより画像が生成（再構成）される。
【０００３】
動脈の血流像を撮影するシーケンスとしては、撮影断面に流入する血流から強い信号が得られるタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ：Ｔｉｍｅ
ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法が用いられることが多い（特許文献１）。また、血流像を撮影するシーケンスとして、ＦＳ−ＢＢ（Flow-Sensitive BB）法等が知られている（特許文献２）。また、ＭＲ（Magnetic Resonance）データの位相情報を利用して、磁化率の異なる組織のコントラストを強調した画像を作成し表示するＳＷＩ（Susceptibility Weighted Imaging）の技術も提案されており（特許文献３）、静脈の血流像の描出に応用されている（上記特許文献２）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平５−１５４１３２号公報
【特許文献２】特開２００８−２７２２４８号公報
【特許文献３】特開２００６−２５５０４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかし、従来の動脈と静脈の双方の血流像を撮影するシーケンスは撮影時間が長くなるという問題があった。
【０００６】
したがって、本発明の一態様は、短い撮影時間で動脈と静脈の双方の血流像を撮影することを目的とする。
【０００７】
本発明の他の一態様は、インフロウ効果を利用した血管画像を生成するためのエコーと、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像を生成するためのエコーとを短い撮影時間で収集することを目的とする。
【０００８】
本発明の他の一態様は、被検体の動きによる位置ずれの影響を低減することを目的とする。
【０００９】
本発明の他の一態様は、高いＳＮ比の動脈と静脈の画像を生成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の一態様において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、１ＴＲ期間内に発生した複数のエコーから選択された１以上のエコーによりそれぞれ生成される。Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像は、十分なＴ２＊強調効果を有するエコーから生成される。
【００１１】
本発明の他の一態様において、
複数のリードアウト勾配磁場を含む撮影用パルスシーケンスを実行する制御部と、
前記複数のリードアウト勾配磁場に応じて発生した複数のエコーを収集するデータ収集部と、
前記複数のエコーに基づいてインフロウ効果を利用した第１の血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像を生成するデータ処理部と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、同じＴＲ期間内において、前記インフロウ効果および前記Ｔ２＊強調効果を生成するに必要な数のリード勾配磁場が印加される、
磁気共鳴装置が提供される。
【００１２】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち短いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第１の血管画像を生成する。
【００１３】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第１の血管画像生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記血管画像を生成する。
【００１４】
本発明の他の一態様において、
前記インフロウ効果を利用した第１の血管画像は、動脈を関心領域とする血管画像である。
【００１５】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち長いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する。
【００１６】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記第２の血管画像を生成する。
【００１７】
本発明の他の一態様において、
前記Ｔ２＊強調効果を利用した第2の血管画像は、静脈を関心領域とする血管画像である。
【００１８】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記第２の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの短いエコーを少なくとも１つ使用して前記第１の血管画像を生成し、前記第１の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの長いエコーを少なくとも１つ使用して前記第２の血管画像を生成する。
【００１９】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち１つのエコーを前記第１の血管画像および前記第２の血管画像のいずれにも使用する。
【００２０】
本発明の他の一態様において、
前記撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスである。
【００２１】
本発明の他の一態様において、
前記制御部は、撮影領域の外部から流入するスピンを飽和させるサチュレーション用パルスシーケンスを実行する。
【００２２】
本発明の他の一態様において、
前記撮影用パルスシーケンスは、血流の信号欠損を抑制するグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスを含んでいる。
【００２３】
本発明の他の一態様において、
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、単極型のリード勾配磁場である。
【００２４】
本発明の他の一態様において、
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、双極型のリード勾配磁場である。
【００２５】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、前記第１の血管画像にＭＩＰ法を適用し、前記第２の血管画像にＭｉｎＩＰ法を適用し、それぞれ血管が強調される画像を生成する。
【００２６】
本発明の他の一態様において、
前記データ処理部は、
前記リードアウト勾配磁場に応じて発生したエコーから得られる画像に対応した位相画像を生成し、
前記位相画像にフィルタ処理を施すことにより、位相シフトが大きい部分と小さい部分と表した位相マスク画像を生成し、
前記エコーから得られる画像に前記位相マスク画像を所定回数掛け合わせることにより、磁化率による位相変化を強調させた画像を生成し、前記位相変化を強調させた画像に基づき前記第１または第２の血管画像を生成する。
【発明の効果】
【００２７】
本発明の一態様によれば、短い撮影時間で動脈と静脈の双方の血流像を撮影する装置を提供することができる。
【００２８】
本発明の他の一態様によれば、インフロウ効果を利用した血管画像を生成するためのエコーと、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像を生成するためのエコーとを短い撮影時間で収集することができる。
【００２９】
本発明の他の一態様によれば、被検体の動きによる位置ずれの影響を低減する装置を提供することができる。
【００３０】
本発明の他の一態様によれば、高いＳＮ比の動脈と静脈の画像を生成する装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】図１は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置の構成を示す構成図である。
【図２】図２は、本発明の好適な実施例において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図３】図３は、本発明の好適な実施例において、インフロウ効果を利用した血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した血管画像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図４】図４は、本発明の好適な実施例における撮影で選択される撮影スラブ及びサチュレーションスライスを説明する概念図である。
【図５】図５は、本発明の好適な実施例における撮影で選択される撮影スラブ及びサチュレーションスライスを説明する模式図である。
【図６】図６は、本発明の好適な実施例において使用される、サチュレーション用パルスシーケンスを説明する概念図である。
【図７】図７は、本発明の好適な実施例において静脈画像に適用される加重関数を説明するグラフである。
【図８】図８は、位相マスク画像を用いて、静脈画像の磁化率による位相変化を強調させた位相マスク処理画像を得る手順を説明する概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
以下に添付図面を参照して、この発明にかかる磁気共鳴撮像方法および装置の好適な実施の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００３３】
図１において、静磁場マグネット部１２は、被検体４０が収容される静磁場空間１１に静磁場を形成するために設けられている。静磁場マグネット部１２は、水平磁場型であって、被検体４０が収容される静磁場空間１１において載置される被検体４０の体軸方向に沿うように、超伝導磁石（図示なし）が静磁場を形成する。なお、静磁場マグネット部１２は、水平磁場型の他に、垂直磁場型であってもよく、永久磁石により構成されていてもよい。
【００３４】
勾配コイル部１３は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、静磁場空間１１に勾配磁場を形成する。勾配コイル部１３は、好適には互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの勾配磁場を発生させるための３組のコイルを備える。勾配駆動部２３は、勾配コイル部１３の各コイルに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれの勾配磁場を合成して、互いに直交するスライス方向勾配磁場Ｇｓ、フェーズ方向勾配磁場Ｇｐ、および周波数方向勾配磁場Ｇｒから成る論理軸方向のそれぞれの勾配磁場を任意に設定することができる。
【００３５】
ＲＦコイル部１４は、たとえば、被検体４０の撮影領域である頭部全体を囲むように配置されており、送信用と受信用とを兼用するように構成されている。ＲＦコイル部１４は、静磁場空間１１内の被検体に電磁波であるＲＦ信号を送信して高周波磁場を形成し、被検体４０の撮影領域におけるプロトンのスピンを励起する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起されたプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。なお、ＲＦコイル部１４は、送信用コイルと受信用コイルが独立するように設けてもよい。
【００３６】
ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて静磁場空間１１内に高周波磁場を形成するために、ゲート変調器（図示なし）とＲＦ電力増幅器（図示なし）とＲＦ発振器（図示なし）とを有する。ＲＦ駆動部２２は、制御部３０からの制御信号に基づいて、ＲＦ発振器からのＲＦ信号を、ゲート変調器を用いて所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調する。そして、ゲート変調器により変調されたＲＦ信号を、ＲＦ電力増幅器により増幅した後、ＲＦコイル部１４に出力する。
【００３７】
勾配駆動部２３は、制御部３０の制御信号に基づいて勾配コイル部１３を駆動させて、静磁場空間１１内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、勾配コイル部１３の３系統の勾配コイルに対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。
【００３８】
データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集するために、位相検波器（図示なし）とアナログ／デジタル変換器（図示なし）とを有する。データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４からの磁気共鳴信号を、ＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として、位相検波器によって位相検波し、アナログ／デジタル変換器に出力する。そして、位相検波器により位相検波されたアナログ信号である磁気共鳴信号を、アナログ／デジタル変換器によってデジタル信号に変換して、データ処理部３３に出力する。
【００３９】
テーブル（ｔａｂｌｅ）２５は、被検体４０を載置するクレードル（ｃｒａｄｌｅ）２６を有する。テーブル２５は、被検体を制御部３０からの制御信号に基づいて、収容空間１１の内部と外部との間でクレードル２６に載置された被検体４０を移動する。
【００４０】
制御部３０は、コンピュータと、コンピュータを用いて所定の走査（スキャン）に対応する動作を各部に実行させるプログラムと、該プログラムがロードされるメモリとを有する。そして、制御部３０は、操作部３２に接続されており、操作部３２に入力された操作信号を処理し、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とテーブル２５との各部に、制御信号を出力し制御を行うコンピュータである走査用プロセッサを備える。また、制御部３０は、所望の画像を得るために、操作部３２からの操作信号に基づいてデータ処理部３３を制御する。
【００４１】
記憶部３１は、ハードディスク装置等の記憶装置により構成されている。そして、記憶部３１は、データ収集部２４に収集された画像画像再構成処理前の磁気共鳴データ、データ処理部３３で画像画像再構成処理された画像データ等を記憶する。
【００４２】
操作部３２は、キーボードやマウスなどの操作デバイスにより構成されており、オペレータの操作に応じた操作信号を制御部３０に出力する。
【００４３】
データ処理部３３は、コンピュータである再構成用プロセッサにより構成されている。そして、データ処理部３３は、データ収集部２４に接続されており、データ収集部２４から出力される磁気共鳴データに対して画像画像再構成処理を実施して、画像を生成する。
【００４４】
表示部３４は、ディスプレイなどの表示デバイスにより構成されており、データ処理部３３が生成する被検体４０の画像を表示する。また、表示部３４の表示画面には、後述するスキャン・パラメータ等の各種パラメータを入力するための各種ウインドウが表示される。
＜パルスシーケンス＞
【００４５】
図２に、本発明の好適な実施例における、動脈及び静脈の血流像の撮影に用いる撮影用パルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）を示す。図において、１段目は周波数方向の勾配磁場Ｇｒ、２段目はフェーズ方向の勾配磁場Ｇｐ、３段目はスライス方向の勾配磁場Ｇｓ、４段目はＲＦパルスのシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ
Ｅｃｈｏ）法に基づくパルスシーケンスである。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。図２は、１つの繰り返し時間（１ＴＲ）におけるパルスシーケンスを示している。本発明の好適な実施例では、後述するように、各方向の勾配磁場に所定の変更が与えられ、複数のＴＲ期間でこのパルスシーケンスが繰り返される。ここで、各繰り返し時間ごとにＲＦパルスに異なる送信位相を付与するＲＦスポイリング手法を用いてもよい。
【００４６】
同図の参照番号２８１で示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。このとき、スライス軸上に勾配磁場２７０が印加され、所定のスライスについての選択励起が行われる。図３は本発明の好適な実施例で印加されるスライス軸上の勾配磁場２７０をより詳細に説明する。図に示すようにスライス軸上の勾配磁場２７０は、スライス選択勾配磁場２７１と、スライスリフォーカシング（ｓｌｉｃｅ ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ）勾配磁場２７３を有している。この実施例においては、図４に示す撮影スラブ３１１の３次元像を得るために、撮影スラブ３１１（この例では８ｃｍ厚）を纏めて励起している。この点で図２の撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスであると言える。具体的には、公知の３次元ボリューム撮影法に従って、ＲＦパルスにより８ｃｍ厚のスラブを纏めて励起し、その後、スライス方向の位置情報を持たせるためのスライスエンコーディング勾配磁場２７５が印加される。ＲＦパルス印加後に移動するスピンの存在による、流体の信号強度の低下する現象はフローボイド（ｆｌｏｗ ｖｏｉｄ）と呼ばれている。勾配磁場２７５にはこのフローボイドが生じることを防止するグラディエントモーメントヌリング（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ）の位相補償パルスの成分を含んでいる。勾配磁場２７５にグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスが含まれていることにより、０次及び１次モーメントのヌリングが行われ、スライス方向の血流の信号欠損を抑制することができる。この例では、図４に示すように、被検体４０のアキシャル像を得るため、撮影スラブ３１１が選択される。そして、被検体４０の脳内の動脈及び静脈の画像を取得することを目的に、被検体４０の頭部を撮影スラブ３１１として選択している。本発明は、被検体４０の脳内の動脈及び静脈に限らず、例えば被検体４０の腹部大動脈及びその近傍の静脈等、他の動脈や静脈の撮影にも適用可能である。また、被検体４０は、人間に限らず、その他の動物であっても良い。
【００４７】
図２に戻り、説明を続けると、勾配磁場２７７は、横磁化をスポイル（ｓｐｏｉｌ）するためのキラーパルス、およびスライスエンコード勾配磁場２７５に対するスライスリワインダー（ｓｌｉｃｅ ｒｅｗｉｎｄｅｒ）勾配磁場を足し合わせたものである。
【００４８】
α°パルス励起の後、フェーズ軸上の勾配磁場２６１によりスピンのフェーズエンコードが行われる。また、周波数軸上に、グラディエントモーメントヌリングの位相補償パルス２１１を印加し、次いで周波数軸上の勾配磁場２１３によりスピンをディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）し、その後一連のリードアウト勾配磁場２３１〜２４６を印加することによりグラディエントエコーを発生させる。ここで、インフロウ（ｉｎｆｌｏｗ）効果により、撮影領域外より流入する血流の信号は、静止している組織で生じる信号よりも高信号となる。なお、後述するように、関心領域外の領域にサチュレーションパルス（ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ）を印加することにより、特定領域から流入する血流の信号を抑制することができる。これにより、インフロウ効果による静脈の血流信号は描出せず、動脈の血流を描出させることが可能となる。位相補償パルス２１１はスライス軸に印加した位相補償パルス２７５と同様に、周波数方向の血流の信号欠損を抑制することができる。
【００４９】
グラディエントエコーは図２リードアウト勾配磁場２３１〜２４６に応じて発生する。この例では、リードアウト勾配磁場２３１〜２４６は１６個存在し、１ＴＲ期間において、それぞれ対応するＴＥ（ｅｃｈｏ
ｔｉｍｅ）において１６個のグラディエントエコーが発生する。この例において各リードアウト勾配磁場２３１〜２４６は同じ形状を有している。なお、この例では、いわゆるモノポーラ（ｍｏｎｏ Ｐｏｌａｒ：単極）型のリードアウト勾配磁場が使用されているが、これに替えてリードアウト勾配磁場が正と負で周期的に反転するバイポーラ（ｂｉ−ｐｏｌａｒ：双極）型のリードアウト勾配磁場を使用することもできる。また、この例では１６個の連続したリードアウト勾配磁場２３１〜２４６が印加されているが、インフロウ効果による第１の血管画像（以下単に「ＴＯＦ画像」という）用のリードアウト勾配磁場を１つ以上印可した後、リードアウト勾配磁場の印加を停止し、所定の時間経過後にＴ２＊強調による第２の血管画像（以下単に「Ｔ２＊強調画像」という）用のリードアウト勾配磁場を１つ以上印加することもできる。
【００５０】
グラディエントエコーはデータ収集部２４によりローデータ（ｒａｗ ｄａｔａ）として収集される。この例では、２ｍｍ間隔で４０スライス分、合計８ｃｍ厚のデータが収集される。なお、この厚さ（８ｃｍ厚）が厚いと血流の下流側でインフロウ効果の低下に伴う信号減少が発生するため、対象領域を薄い複数のスラブに分割して撮影することも可能である。収集されたローデータは、後述する処理により、ＴＯＦ画像を再構成するために使用されるローデータと、Ｔ２＊強調画像を再構成するために使用されるローデータとに分けられ、データ処理部３３によりそれぞれの処理方法により処理される。
【００５１】
図２の周波数軸上の勾配磁場２１５は、横磁化をスポイルするためのキラーパルスであり、位相軸上の勾配磁場２６３は、フェーズエンコード勾配磁場２６１に対するフェーズリワインダー勾配磁場である。
【００５２】
このようなパルスシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で３次元のｋスペースを埋めるまで繰り返される（例えば４０スライス・２５６ビュー（ｖｅｉｗ）分のデータを取得する場合、４０×２５６＝１０２４０回繰り返される）。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配磁場２６１、リワインダーパルス２６３、勾配磁場２７５におけるスライスエンコード勾配磁場、勾配磁場２７７におけるスライスリワインダー勾配磁場が変更され、毎回異なるエンコードを行う。これによって３次元のｋスペースデータがエコーごとに１６セット得られる。
＜サチュレーション＞
【００５３】
なお、第１の血管画像で静脈の血流を描出せず、動脈の血流のみを描出する場合には、図５の模式的に示すように、静脈が流入してくる領域（サチュレーションスライス、図４、参照番号３１３）のスピンを飽和（サチュレーション）させる。
【００５４】
サチュレーションは、図６に示すようなパルスシーケンス（サチュレーションパルスシーケンス）を用いて行う。同図に示すように、９０゜パルスおよびスライス軸Ｇｓへの勾配磁場によりサチュレーションスライスを選択励起し、次いで、例えば周波数軸Ｇｒに勾配磁場を印加してスピンの位相を分散させる。
【００５５】
これによって、サチュレーションスライスから撮影スラブに流入した静脈性血流がグラディエントエコーを生じることを防止できる。このようなサチュレーションパルスシーケンスを図２に示したパルスシーケンスの前に付加することにより静脈性血流の画像を阻止することができる。撮影領域を複数のスラブに分割して撮影する場合、各撮影において、撮影スラブの静脈流入側にサチュレーションスライスを設定することができる。
＜画像再構成＞
【００５６】
図２のパルスシーケンスによって得られたデータが、データ処理部３３のメモリ（ｋスペース）に収集される。データ処理部３３は、ｋスペースのデータを３次元逆フ−リエ変換して撮影対象４０の３次元像を再構成する。データ処理部３３は、さらに、この３次元像を特定方向（例えばスライス方向）に加算して、血管が立体的に表示された断層像を生成する。
【００５７】
本発明の好適な実施例において、リードアウト勾配磁場２３１、２３２に対応する２個のエコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴＯＦ画像を得る。また、リードアウト勾配磁場２３５〜２４６に対応する連続した１２個エコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴ２＊強調画像を得る。別法として、リードアウト勾配磁場２３１〜２３６に対応する連続した６個のエコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴＯＦ画像を得る。また、この範囲とオーバラップする、リードアウト勾配磁場２３３〜２４６に対応する連続する１４個エコーよりそれぞれ画像再構成を行い、得られた画像を足し合わせてＴ２＊強調画像を得る。換言すれば、図２のシーケンスにより発生した１つのエコーは、選択により、ＴＯＦ画像に用いてもよいし、Ｔ２＊強調画像に用いてもよい。言うまでもなく、ＴＯＦ画像用に４個のエコーとＴ２＊強調画像用に１２個のエコーといったように、撮影で得られた全てのエコーが用いられるように、両者の振り分けを行っても良い。なお、使用するエコーは連続したものである必要はなく、例えばリードアウト勾配磁場２３２、２３４、２３７に対応する連続した３個のエコーやリードアウト勾配磁場２３９、２４１、２４４、２４５に対応する連続した４個のエコーによりＴＯＦ画像やＴ２＊強調画像を生成することもできる。すなわち、時間の経過に従ってｎ個のエコーが順次収集された場合、ＴＯＦ画像は１番目〜ｎ−１番目のエコーの内の１つ以上のエコーから生成可能であり、Ｔ２＊強調画像は２番目〜ｎ番目のエコーの内の１つ以上のエコーから生成可能である。
【００５８】
ただし、インフロウ効果による血流は、励起直後により高い信号強度を有する。このため、ＲＦパルス２８１の印加からの経過時間（ＴＥ）が短いエコー、すなわち、リードアウト勾配磁場２３１及びこのリードアウト勾配磁場２３１の近くに位置するリードアウト勾配磁場２３１〜２３４により発生したエコーがＴＯＦ画像の再構成に適する。さらに先に述べたサチュレーションパルスを併用することで、インフロウ効果により動脈が周辺組織に比べて高い信号強度を有する動脈画像の再構成が可能となる。
【００５９】
データ処理部３３は、短いＴＥの各エコー（動脈用エコー）に対応するｋスペースのデータを逆フ−リエ変換して撮影対象４０の断層像（動脈画像）を再構成する。再構成された画像はメモリに記憶される。また、この段階で、再構成された画像を表示部３４に表示することもできる。
【００６０】
この一方、デオキシヘモグロビン（deoxy-hemoglobin）等の血液分解産物は、ＴＥが長くなるに伴ってＴ２＊を促進し、信号の低下を引き起こす。このため、Ｔ２＊強調画像は、ＴＥが長いほど磁化率の違いをコントラストに反映させることができる。このため、ＲＦパルス２８１の印加からの経過時間（ＴＥ）が２５ｍｓ〜４５ｍｓ好適には３０ｍｓより長いエコーを組み合わせて画像を再構成すると、静脈の信号が低下した画像を得ることができる。すなわち、Ｔ２＊強調画像は、静脈を他の組織と差別化した画像（静脈画像）となる。
【００６１】
本発明の好適な実施例では、ＴＥが３０ｍｓより長いリードアウト勾配磁場２３５〜２４６により発生したエコー（静脈用エコー）が静脈画像用に使用される。静脈画像の再構成の場合も、データ処理部３３は、各静脈用エコーに対応するｋスペースのデータを逆フ−リエ変換して撮影対象４０の断層像を再構成する。再構成された画像はメモリに記憶される。また、この段階で、再構成された画像を表示部３４に表示することもできる。
【００６２】
このように、本発明では、１回の撮影に（１ＴＲ期間に）収集されたエコーから動脈と静脈をそれぞれ描出する２種類の画像を得ることができ、効率的な撮影を行うことができる。また、一連のパルスシーケンスで２種類の画像を収集できるので、被検体４０の動きによる位置ずれの問題が無く、被検体の４０がほぼ同じ状態にあるときの画像を得ることができる。なお、ＴＯＦ画像の再構成に使用するエコーを「動脈用エコー」と呼び、この「動脈用エコー」に対応するリードアウト勾配磁場を「動脈用リードアウト勾配磁場」と呼ぶこととする。同様に、Ｔ２＊強調画像による画像再構成に使用するエコーを「静脈用エコー」と呼び、この「静脈用エコー」に対応するリードアウト勾配磁場を「静脈用リードアウト勾配磁場」と呼ぶこととする。
【００６３】
ＴＯＦ画像は、動脈の血流を白く（高い輝度値）、バックグラウンドを黒く（低い輝度値）描出する。本発明の好適な実施例では、再構成された各動脈用エコーから得られた画像を加算して１つの動脈画像にする。その後、加算された画像に最大投影法（ＭＩＰ法：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）による画像処理を適用し、動脈が強調された動脈画像を生成する。２つの画像の加算により画像のＳＮ比を向上させることができる。この動脈が強調された画像はメモリに記憶され、表示部３４に表示される。
【００６４】
この一方、Ｔ２＊強調による静脈画像は、静脈の血流を黒く（低い輝度値）描出する。本発明の好適な実施例では、再構成された１２個の画像を加算して１つの静脈画像にする。その後、加算された静脈画像に最小投影法（ＭｉｎＩＰ法：Ｍｉｎｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）による画像処理を適用し、静脈が強調された静脈画像を生成する。この画像の加算により画像のＳＮ比を向上させることができる。
【００６５】
また、上述のようにＴＥが長くなるに従ってＴ２＊の促進が進む。このため、本発明の好適な実施例では、図７に示される加重曲線（加重関数）３００を使用し、Ｔ２＊がより促進された静脈画像の比重を高め、静脈の信号をより低下させると共に、静脈画像全体のＳＮ比を向上させている。すなわち、加重関数３００は複数の静脈用エコーの各々に対応する静脈用リードアウト勾配磁場が印加された時間が大きくなるに従って、より高い加重が適用されるように設定された関数となっている。かかる加重関数３００は、所定の傾きを持つ線形関数や、放物曲線等であっても良い。
【００６６】
静脈画像と同様に、複数のエコーに基づいて動脈画像を生成する場合、それぞれのエコーにおけるインフロウ効果の程度に応じて各エコーに加重関数を適用し、動脈画像を生成することができる。
【００６７】
なお、本発明では、上述のＴ２＊強調画像の再構成処理により静脈画像を生成しているが、任意選択により、ＳＷＩと同様の位相マスク画像を用いて、このＴ２＊強調による静脈画像の磁化率による位相変化をさらに強調させた静脈画像を得ることもできる。この手順を図８を使用して説明する。
【００６８】
すなわち、リードアウト勾配磁場２３５〜２４６により発生した１２個のエコーの一部または全てを使用し、周知の手法によってデータ処理部３３はＴ２＊強調による画像４０５に対応した位相画像４０１を生成することができる。次に、データ処理部３３は、位相画像４０１から位相シフトが大きい部分と小さい部分とを表した位相マスク画像４０３を生成する。この位相マスク画像４０３は、位相画像上で位相シフトが大きい部分の画素値の絶対値を高く、位相差のない部分の画素をゼロに設定した画像である。位相マスク画像４０３は、位相画像４０１にフィルタ処理を施し、低周波数成分の位相の乱れを除去することにより生成することができる。フィルタとしては、高周波通過フィルタ（High-pass filter）などがある。データ処理部３３はＴ２＊強調による画像４０５に位相マスク画像４０３を所定回数（１回〜複数回）掛け合わせ、磁化率による位相変化をさらに強調させた位相マスク処理画像４０７を得る。その後、静脈用エコーから得られた各位相マスク処理画像４０７を加算し、得られた静脈画像に最小投影法による画像処理を適用し、静脈を強調した位相マスク処理画像４０９を生成する。この静脈を強調した位相マスク処理画像４０９もメモリに記憶され、また、表示部３４に表示される。
【００６９】
本発明の好適な実施例では、得られた複数のエコーから適当なエコーを組み合わせて、動脈画像および静脈画像を生成している。このため、操作者は、動脈画像と静脈画像を表示部３４で確認した後、いずれか又は両方の画像を生成するために使用されるエコーの数及び又は範囲を変更してこれらの画像を再作成することもできる。この場合、新たな撮影を行う必要はなく、メモリに記憶されたｋスペースのデータを操作者が選択した数及び又は範囲に従って特定し、特定されたｋスペースのデータを使用して、上述の手順により動脈画像及び／又は静脈画像を再作成することができる。
【００７０】
本発明の好適な実施例では、動脈の画像（動脈画像、動脈が強調された動脈画像を含む）と静脈の画像（静脈画像、静脈が強調された静脈画像、位相マスク処理画像、静脈が更に強調された位相マスク処理画像を含む）は別々の画像として表示部３４に表示されるが、この両者を合成して表示させることもできる。この場合、両者又はいずれかの画像を合成に適したようにスケーリング修正やコントラストの修正を行うことが望ましい。また、合成に先立って、静脈を青色に、動脈を赤色に着色する等、両者の判別をより容易にするための処理を行うこともできる。
【００７１】
以上、本発明の好適な実施例を中心に説明を行ったが、本発明の思想は、この実施例に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。
【符号の説明】
【００７２】
１：ＭＲＩ装置
１１：静磁場空間
１２：静磁場マグネット部
１３：勾配コイル部
１４：ＲＦコイル部
２２：ＲＦ駆動部
２３：勾配駆動部
２４：データ収集部
２５：テーブル
２６：クレードル
３０：制御部
３１：記憶部
３２：操作部
３３：データ処理部
３４：表示部
４０：被検体
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数のリードアウト勾配磁場を含む撮影用パルスシーケンスを実行する制御部と、
前記複数のリードアウト勾配磁場に応じて発生した複数のエコーを収集するデータ収集部と、
前記複数のエコーに基づいてインフロウ効果を利用した第１の血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像を生成するデータ処理部と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、同じＴＲ期間内において、前記インフロウ効果および前記Ｔ２＊強調効果を生成するに必要な数のリード勾配磁場が印加される、
磁気共鳴装置。
【請求項２】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち短いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第１の血管画像を生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴装置。
【請求項３】
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第１の血管画像生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記血管画像を生成する、
請求項２に記載の磁気共鳴装置。
【請求項４】
前記インフロウ効果を利用した第１の血管画像は、動脈を関心領域とする血管画像である、
請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項５】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち長いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する、
請求項１乃至４のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項６】
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記第２の血管画像を生成する、
請求項５に記載の磁気共鳴装置。
【請求項７】
前記Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像は、静脈を関心領域とする血管画像である、
請求項１乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項８】
前記データ処理部は、前記第２の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの短いエコーを少なくとも１つ使用して前記第１の血管画像を生成し、前記第１の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの長いエコーを少なくとも１つ使用して前記第２の血管画像を生成する、請求項１乃至７のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項９】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち１つのエコーを前記第１の血管画像および前記第２の血管画像のいずれにも使用する、
請求項１乃至８のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１０】
前記撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスである、
請求項１乃至９のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１１】
前記制御部は、撮影領域の外部から流入するスピンを飽和させるサチュレーション用パルスシーケンスを実行する、
請求項１乃至１０のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１２】
前記撮影用パルスシーケンスは、血流の信号欠損を抑制するグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスを含んでいる、
請求項１乃至１１のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１３】
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、単極型のリード勾配磁場である、
請求項１乃至１２のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１４】
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、双極型のリード勾配磁場である、
請求項１乃至１２のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１５】
前記データ処理部は、前記第１の血管画像にＭＩＰ法を適用し、前記第２の血管画像にＭｉｎＩＰ法を適用し、それぞれ血管が強調される画像を生成する、請求項１乃至１４のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１６】
前記データ処理部は、
前記リードアウト勾配磁場に応じて発生したエコーから得られる画像に対応した位相画像を生成し、
前記位相画像にフィルタ処理を施すことにより、位相シフトが大きい部分と小さい部分と表した位相マスク画像を生成し、
前記エコーから得られる画像に前記位相マスク画像を所定回数掛け合わせることにより、磁化率による位相変化を強調させた画像を生成し、前記位相変化を強調させた画像に基づき前記第１または第２の血管画像を生成する、
請求項１乃至１５のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１】
複数のリードアウト勾配磁場を含む撮影用パルスシーケンスを実行する制御部と、
前記複数のリードアウト勾配磁場に応じて発生した複数のエコーを収集するデータ収集部と、
前記複数のエコーに基づいてインフロウ効果を利用した第１の血管画像と、Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像を生成するデータ処理部と、
を備え、
前記パルスシーケンスは、同じＴＲ期間内において、前記インフロウ効果および前記Ｔ２＊強調効果を生成するに必要な数のリード勾配磁場が印加される、
磁気共鳴装置。
【請求項２】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち短いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第１の血管画像を生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴装置。
【請求項３】
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第１の血管画像生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記血管画像を生成する、
請求項２に記載の磁気共鳴装置。
【請求項４】
前記インフロウ効果を利用した第１の血管画像は、動脈を関心領域とする血管画像である、
請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項５】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち長いＴＥで取得された１以上のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する、
請求項１乃至４のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項６】
前記データ処理部は、前記複数のエコーに基づいて前記第２の血管画像を生成する際、それぞれのエコーに加重関数を適用して前記第２の血管画像を生成する、
請求項５に記載の磁気共鳴装置。
【請求項７】
前記Ｔ２＊強調効果を利用した第２の血管画像は、静脈を関心領域とする血管画像である、
請求項１乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項８】
前記データ処理部は、前記第２の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの短いエコーを少なくとも１つ使用して前記第１の血管画像を生成し、前記第１の血管画像の生成に使用するエコーよりもＴＥの長いエコーを少なくとも１つ使用して前記第２の血管画像を生成する、請求項１乃至７のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項９】
前記データ処理部は、前記複数のエコーのうち１つのエコーを前記第１の血管画像および前記第２の血管画像のいずれにも使用する、
請求項１乃至８のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１０】
前記撮影用パルスシーケンスは、３次元の撮影シーケンスである、
請求項１乃至９のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１１】
前記制御部は、撮影領域の外部から流入するスピンを飽和させるサチュレーション用パルスシーケンスを実行する、
請求項１乃至１０のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１２】
前記撮影用パルスシーケンスは、血流の信号欠損を抑制するグラディエントモーメントヌリングの位相補償パルスを含んでいる、
請求項１乃至１１のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１３】
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、単極型のリード勾配磁場である、
請求項１乃至１２のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１４】
前記複数のリードアウト勾配磁場の各々は、双極型のリード勾配磁場である、
請求項１乃至１２のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１５】
前記データ処理部は、前記第１の血管画像にＭＩＰ法を適用し、前記第２の血管画像にＭｉｎＩＰ法を適用し、それぞれ血管が強調される画像を生成する、請求項１乃至１４のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【請求項１６】
前記データ処理部は、
前記リードアウト勾配磁場に応じて発生したエコーから得られる画像に対応した位相画像を生成し、
前記位相画像にフィルタ処理を施すことにより、位相シフトが大きい部分と小さい部分と表した位相マスク画像を生成し、
前記エコーから得られる画像に前記位相マスク画像を所定回数掛け合わせることにより、磁化率による位相変化を強調させた画像を生成し、前記位相変化を強調させた画像に基づき前記第１または第２の血管画像を生成する、
請求項１乃至１５のいずれかに記載の磁気共鳴装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２０１０−１５８４５９（Ｐ２０１０−１５８４５９Ａ）
【公開日】平成２２年７月２２日（２０１０．７．２２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−３４９２（Ｐ２００９−３４９２）
【出願日】平成２１年１月９日（２００９．１．９）
【出願人】（３０００１９２３８）ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー (1,125)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年７月２２日（２０１０．７．２２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年１月９日（２００９．１．９）
【出願人】（３０００１９２３８）ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー (1,125)
【Ｆターム（参考）】
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