特開 2024-68565 磁気共鳴イメージング装置及びその制御方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024068565

(43)【公開日】2024-05-20

(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージング装置及びその制御方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20240513BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 382

A61B5/055 372

A61B5/055 376

【審査請求】未請求

【請求項の数】14

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2022179107

(22)【出願日】2022-11-08

(71)【出願人】

【識別番号】320011683

【氏名又は名称】富士フイルムヘルスケア株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110000888

【氏名又は名称】弁理士法人山王坂特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】伊藤 公輔

(72)【発明者】

【氏名】神波 一穂

(72)【発明者】

【氏名】倉谷 厚志

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AA02

4C096AB13

4C096AB44

4C096AC01

4C096AD06

4C096AD07

4C096AD12

4C096AD13

4C096AD14

4C096AD16

4C096BA01

4C096BA05

4C096BA10

4C096BA18

4C096BB02

4C096BB03

4C096DA01

4C096DB01

4C096DB07

4C096DC35

4C096DE06

(57)【要約】

【課題】ＳＥ系パルスシーケンスを用いたＭＲＩにおいて、血流の速度や向きに関わらず、フローアーチファクトを抑制しフローアーチファクトのない画像を取得する。
【解決手段】ＳＥ系パルスシーケンスの180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを印加し、一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて複数回の撮像を行う。複数回の撮像で得た計測データを傾斜磁場パルスの強度の軸方向すなわち速度エンコード方向にフーリエ変換して画像再構成する。これにより組織に含まれる静止組織及び静止していない成分の速度毎に画像を分離することができ、速度ゼロのスピンの画像即ちフローアーチファクトのない静止組織の画像が得られる。
【選択図】図３

【特許請求の範囲】

【請求項1】

検査対象の所定断面を励起する高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加を行い、前記所定断面から発生する核磁気共鳴信号を収集する計測部と、前記計測部がスピンエコー系パルスシーケンスにより画像再構成用計測データの収集を行うよう前記計測部を制御する計測制御部と、前記計測部が収集した核磁気共鳴信号からなる計測データを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像生成部と、を備え、
前記計測制御部は、前記スピンエコー系パルスシーケンスに含まれる180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを追加するとともに、当該一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて、当該強度を、前記検査対象に含まれる非静止部の速度をエンコードする情報として含む画像再構成用計測データを収集する制御を行い、
前記画像生成部は、前記画像再構成用計測データを前記速度のエンコード方向にフーリエ変換し、画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項2】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像生成部は、速度がゼロである画像を静止組織の画像として再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項3】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測制御部は、少なくとも一つの傾斜磁場軸に対し、前記一対の傾斜磁場パルスを追加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項4】

請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測部が用いる前記スピンエコー系パルスシーケンスは、１つスライスから計測データを取得する２次元パルスシーケンスであり、
前記計測制御部は、スライス選択方向の傾斜磁場軸に対し、前記一対の傾斜磁場パルスを追加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5】

請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測部が用いる前記スピンエコー系パルスシーケンスは、スライス方向のエンコード傾斜磁場を含む３次元パルスシーケンスであり、
前記計測制御部は、３つの傾斜磁場軸に対し、前記一対の傾斜磁場パルスを追加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項6】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像生成部は、速度エンコード軸を含む前記画像再構成用計測データを多次元フーリエ変換することにより画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項7】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測制御部は、一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて複数回の計測を行う際に、各計測の位相エンコードを間引き、当該複数回の計測全体で画像再構成に必要な位相エンコードを収集することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項8】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像生成部は、前記画像再構成用計測データにフーリエ変換を施すフーリエ変換部と、前記フーリエ変換後の画像データを用いて逐次再構成による画像生成を行う圧縮センシング部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項9】

請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測制御部は、前記スピンエコー系パルスシーケンスの傾斜磁場パルスを制御し、位相エンコード及び速度エンコードの少なくとも一方を疎とし、
前記画像生成部は、位相エンコード及び速度エンコードの少なくとも一方が疎である画像再構成用データをフーリエ変換した後、前記圧縮センシングにより画像再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項10】

請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記速度エンコードのエンコード数は、５以下であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項11】

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記一対の傾斜磁場パルスを追加する傾斜磁場の軸について、ユーザ指定を受け付けるＵＩ部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

【請求項12】

検査対象に印加する高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、前記検査対象が置かれた空間に３軸方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を収集する計測部と、前記計測部が収集した核磁気共鳴信号からなる計測データから画像を生成する画像生成部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置の制御方法であって、
パルスシーケンスとして、90度パルス及び180度パルスの印加を含み前記検査対象の所定断面からスピンエコーを計測するスピンエコー系パルスシーケンスを用い、
前記傾斜磁場の３軸のうち少なくとも１軸について、前記180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを印加するとともに、当該一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて、当該強度を、前記検査対象に含まれる非静止部の速度をエンコードする情報として含む画像再構成用計測データを収集し、
前記画像再構成用計測データを前記速度のエンコード方向にフーリエ変換し、画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。

【請求項13】

請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置の制御方法であって、
再構成する画像は、速度がゼロである静止組織の画像を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。

【請求項14】

請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置の制御方法であって、
前記一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて、複数回の画像再構成用計測データを収集する計測において、各回の計測で位相エンコードを間引き、当該複数回の計測全体で画像再構成に必要な位相エンコードを収集することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と言う）に係り、特に、ＭＲＩ装置において核磁気共鳴信号を計測するためのパルスシーケンスの制御に関する。

【背景技術】

【0002】

ＭＲＩ装置では、核磁気共鳴により検査対象から発生する核磁気共鳴信号を収集し、検査対象を画像化する。核磁気共鳴信号は、検査対象の組織を構成する原子の原子核スピン（通常プロトン）を励起するRFパルス及び核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場パルスなどの印加強度や印加順序を決めたパルスシーケンスを動作させることで収集される。

【0003】

ＭＲＩ装置で用いるパルスシーケンスの典型的な一つが、励起パルス（90度パルス）と180度パルスとを用いて、スピンエコー（エコー信号）として発生する核磁気共鳴信号を計測するスピンエコー（ＳＥ）系のパルスシーケンスであり、多くのMR画像の取得に利用されている。

【0004】

ＳＥ系パルスシーケンスを用いた撮像では、撮像断面を流れる血液に含まれる原子核スピンが、流れの速度に依存して、撮像断面内の静止組織からの原子核スピンとは異なる位相変化を生じ、これにより、再構成画像に位相エンコード方向に沿ってフローアーチファクトを発生する。このようなフローアーチファクトを抑制する手法として、一般に、エコー信号を収集する時点で、流体のスピンの位相変化をキャンセルするフローコンペンセーションパルスを追加する手法や、撮像対象領域外の近傍領域のスピンを予め飽和させて信号を抑制するプリサチュレーションパルスを印加する手法などが広く用いられている。

【0005】

また特許文献１には、ＳＥ系パルスシーケンスに含まれる90度パルスと180度パルスのいずれか一方の励起厚を厚くすることにより、一つの断面で励起された血液等が次の断面に流入して次の断面の画像形成に干渉するのを防止し、フローアーチファクトを低減する技術も提案されている（特許文献１）。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0006】

【特許文献1】中国特許第107536609号明細書

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0007】

しかし撮像断面に流れる血液は、動脈血、静脈血かによって速度も流れる方向も異なり、また血管の太さによっても速度が異なるため、上述した従来技術では両者による影響（フローアーチファクト）を共に十分に抑制することができない。例えば、フローコンペンセーションパルス（或いはクラッシャーパルス）等の強度を調整しても、動脈の血流は抑制しきれず、アーチファクトの原因となっている。

【0008】

本発明は、血流の速度や向きに依存することなく、フローアーチファクトを抑制する技術を提供することを課題とする。

【課題を解決するための手段】

【0009】

上記課題を解決するため本発明では、計測データに対し、非静止組織の速度をエンコードする情報を付加し、速度のエンコード軸に対しフーリエ変換することで速度ごとに分離された画像の取得を可能とする。これにより血液などの流体からの信号を含まない、速度ゼロの組織即ち静止組織からの信号で再構成された画像を取得することができる。

【0010】

即ち、本発明のＭＲＩ装置は、検査対象の所定断面を励起する高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加を行い、所定断面から発生する核磁気共鳴信号を収集する計測部と、計測部がスピンエコー系パルスシーケンスにより画像再構成用計測データの収集を行うよう計測部を制御する計測制御部と、計測部が収集した核磁気共鳴信号からなる計測データを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像生成部と、を備える。計測制御部は、スピンエコー系パルスシーケンスに含まれる180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを追加するとともに、当該一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて、当該強度を、検査対象に含まれる非静止部の速度をエンコードする情報として含む画像再構成用計測データを収集する制御を行い、画像生成部は、画像再構成用計測データを前記速度のエンコード方向にフーリエ変換し、画像を再構成する。

【0011】

また本発明は、検査対象に印加する高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、前記検査対象が置かれた空間に３軸方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を収集する計測部と、前記計測部が収集した核磁気共鳴信号からなる計測データから画像を生成する画像生成部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置の制御方法を提供する。

【0012】

制御は次のように行う。パルスシーケンスとして、90度パルス及び180度パルスの印加を含み検査対象の所定断面からスピンエコーを計測するスピンエコー系パルスシーケンスを用い、傾斜磁場の３軸のうち少なくとも１軸について、前記180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを印加するとともに、当該一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて、当該強度を、前記検査対象に含まれる非静止物の速度をエンコードする情報として含む画像再構成用計測データを収集し、画像再構成用計測データを前記速度のエンコード方向にフーリエ変換し、画像を再構成する。

【発明の効果】

【0013】

本発明によれば、一対の傾斜磁場パルスを追加し、その強度を異ならせて計測を行うことで、計測データに、速度をエンコードする情報を付与することができ、速度を持つ非静止組織からの信号を排除した静止組織の画像、すなわちフローアーチファクトのない画像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【0014】

【図1】ＭＲＩ装置の全体構成を示す図。

【図2】実施形態１のＭＲＩ装置の計算機の機能ブロック図。

【図3】実施形態１のＭＲＩ装置の動作を示すフロー図。

【図4】実施形態１の２Ｄ－ＳＥ系シーケンスの一例を示す図。

【図5】（A）、（B）は、実施形態１及びその変形例１のｋ空間データを説明する図。

【図6】傾斜磁場強度を異ならせた計測で得た計測データから生成した画像を示す図。

【図7】図６の画像の信号強度と傾斜磁場パルス強度との関係を示すグラフ。

【図8】図６の画像を速度エンコード方向にフーリエ変換した後の画像を示す図。

【図9】ＵＩ部の表示画面例を示す図。

【図10】実施形態１の変形例１の３Ｄ－ＳＥ系シーケンスの一例を示す図。

【図11】（A）、（B）は、それぞれ、実施形態１の変形例２のｋ空間サンプリング例を示す図。

【図12】実施形態２の画像生成部の機能ブロック図。

【図13】実施形態２のＭＲＩ装置の動作を示すフロー図。

【発明を実施するための形態】

【0015】

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を説明する。
最初に、本発明が適用されるＭＲＩ装置の概要を説明する。ＭＲＩ装置１０は、図１に示すように、計測部１００として、静磁場発生磁石１０２と、静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場コイル１０３と、静磁場空間内の被検体１５０に高周波磁場を照射するＲＦ送信コイル１０４と、被検体１５０から発生する核磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイル１０５と、ＲＦ送信コイル１０４に高周波パルス電流を供給するＲＦ送信部１０６と、ＲＦ受信コイル１０５が受信したＮＭＲ信号を検出し信号処理を行う信号処理部１０８と、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する傾斜磁場電源１０９と、を備えている。被検体１５０は、寝台１０１に寝かせられた状態で、静磁場発生磁石１０２が発生する静磁場空間に配置される。

【0016】

またＭＲＩ装置は、制御・演算系として、ＲＦ送信部１０７、信号処理部１０８及び傾斜磁場電源１０９の動作を制御する計測制御部１１０と、ＣＰＵ２１１、メモリ２１２及び内部記憶装置（不図示）などを備えた計算機２００と、計算機２００に接続された外部記憶装置２１４と、表示装置や入力装置などを含むユーザーインターフェイス（ＵＩ）部２１５と、を備える。計算機２００は、またネットワークＩＦ（不図示）を介してインターネット、インタラネット等の外部ネットワークに接続されていてもよい。

【0017】

静磁場発生磁石１０２は、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備え、発生する静磁場の方向によって垂直磁場方式、水平磁場方式などがある。本発明はいずれの方式の静磁場発生磁石にも適用することができる。

【0018】

傾斜磁場コイル１０３は、ＭＲＩ装置の実空間座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルに、傾斜磁場電源１０９からパルス状電流が供給されることによって、所望の方向に傾斜磁場パルスを印加することができる。傾斜磁場の印加により、ＮＭＲ信号に位置情報が付与される。具体的には、例えば二次元断面（スライス）の撮像の場合、スライス方向に傾斜磁場を印加することにより、スライス位置が決まる。このスライス位置を励起した状態で、スライス面と直交する２方向のうち１方向を位相エンコード方向、他の方向を読み出し方向とし、各方向の傾斜磁場パルスを印加することで、発生するＮＭＲ信号を各方向にエンコードすることができる。なおＮＭＲ信号は通常ＲＦパルス或いは傾斜磁場パルスのエコー信号として収集されるので、以下、ＮＭＲ信号をエコー信号ともいう。

【0019】

ＲＦ送信コイル１０４は、ＲＦ送信部１０６から供給された高周波パルス電流によりパルス状の誘導磁場（ＲＦパルス）を発生する。これにより被検体１５０の組織を構成する原子の原子核スピンが励起されてＮＭＲ信号を生じる。ＲＦ受信コイル１０５は、この被検体１５０からのエコー信号を検出し、信号処理部１０８に送る。信号処理部１０８は、エコー信号を直交検波するとともにＡ／Ｄ変換し、時系列のデジタルデータとし、画像再構成用の計測データを生成する。

【0020】

ＲＦパルス及び各軸の傾斜磁場パルスの強度やタイミング、及び信号収集（サンプリング）のタイミングなどは、撮像毎にパルスシーケンスとして予め定められており、計測制御部１１０に設定されている。計測制御部１１０は設定されたパルスシーケンスと、ＵＩ部２１５を介してユーザが設定した撮像条件や撮像パラメータとを用いて撮像に用いるパルスシーケンスを計算し、この撮像シーケンスに従って、ＲＦ送信部１０６、傾斜磁場電源１０９、及び信号処理部１０８を制御する。これによって、被検体１５０の画像再構成に必要な計測データを収集することができる。

【0021】

本実施形態のＭＲＩ装置では、パルスシーケンスとしてＳＥ系のパルスシーケンスが計測制御部１１０に設定されている。計測制御部１１０は設定されたＳＥ系パルスシーケンスに、エコー信号に速度情報を付与するための傾斜磁場パルスを付加し、この傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測を繰り返すように、計測部１００を制御する。

【0022】

計算機２００は、計測部１００及び計測制御部１１０を含む装置全体を制御する全体制御部として機能するとともに、計測データを用いた画像再構成等の種々の演算を行う演算部として機能する。このため計算機２００は、計測データをフーリエ変換して画像を再構成する画像生成部、画像生成部の演算に必要なデータや処理途中のデータなどを格納するためのメモリ２１２や内部記憶部を備える。

【0023】

画像生成部は、傾斜磁場パルスが追加されたＳＥ系パルスシーケンスを用いて、傾斜磁場パルスの強度を変えながら計測を繰り返すことによって得られた計測データを用いて、計測対象である被検体組織において速度ゼロであるスピンからの信号のみの画像、即ち静止組織の画像を生成する。

【0024】

計算機２００は、画像生成部の処理結果である画像や演算結果などを、ＵＩ部２１５のディスプレイに表示させたり、外部記憶装置２１４に保存したり、必要に応じてネットワークを介して転送したりする。ユーザはＵＩ部２１５を介して、撮像パラメータの設定のほか、計算機２００の処理に必要な命令や指示を送ることができる。

【0025】

本実施形態のＭＲＩ装置１０の計測部１００は、計測制御部１１０の制御のもと、ＳＥ系パルスシーケンスを用いて撮像を行う。この際、計測制御部１１０は、パルスシーケンスに含まれる180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを追加し、この一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて複数回の撮像を行うよう計測部１００を制御する。一対の傾斜磁場パルスは、スライス軸（Ｇｓ）、位相エンコード軸（Ｇｐ）、及び読み出し軸（Ｇｒ）の３つの軸のうち少なくとも一つの軸に追加される。

【0026】

ＳＥ系パルスシーケンスでは、エコー信号を計測する時点（ＴＥ）において、撮像断面内で励起されたスピンの位相は、元の位相に戻るように各軸の傾斜磁場が印加されるが、一対の傾斜磁場パルスを印加することで、撮像断面内に存在する静止組織ではスピンの位相がもとに戻るのに対し、血液等流体（非静止組織）のスピンは受けた傾斜磁場に依存して位相が変化し、この変化は流体の速度（傾斜磁場パルスを印加軸に沿った速度）に依存する。このような傾斜磁場パルス印加の履歴を受けた後に計測される信号は、静止組織のスピンと種々の速度のスピンからの総和として得られるが、傾斜磁場パルスの強度が異なる計測毎に、傾斜磁場パルス強度の情報が付与されている。つまり強度の異なる計測でそれぞれ得られる計測データを傾斜磁場パルスの強度の軸に沿って並べたときに、強度の軸は、位相エンコード軸と同様に、エンコード軸としてとらえることができる。この軸を本明細書では速度エンコード軸（kv軸）と呼ぶ。

【0027】

本実施形態の画像生成部２２０は、一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて取得した複数の計測データを、速度エンコードが付与された計測データとし、速度エンコード軸方向にフーリエ変換する。これにより速度が分離された画像が得られる。即ち、速度を持つ組織の信号を含まない、つまりフローアーチファクトのない、速度ゼロの組織の画像が得られる。

【0028】

このように本発明は、180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを印加する、一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせて複数回の撮像を行う、複数回の撮像で得た計測データを傾斜磁場パルスの強度の軸方向すなわち速度エンコード方向にフーリエ変換して画像再構成する、という制御を行うことにより、フローアーチファクトのない画像の取得を可能にする。

【0029】

以下、具体的なパルスシーケンスと、画像再構成手法の具体的な実施形態を説明する。以下の実施形態において、ＭＲＩ装置の全体を示す図１は共通であり、適宜、図１を参照して説明を行う。

【0030】

＜実施形態１＞

【0031】

本実施形態の計算機２００の概要を図２に示す。図示するように、本実施形態のＭＲＩ装置では、計算機２００の機能として、装置全体を制御する制御部２１０と画像生成部２２０とが含まれ、画像生成部２２０は、計測部１００が計測した計測データに対しフーリエ変換を施し、実空間データを生成するフーリエ変換部２２１と、後述する速度エンコード方向（ｋｖ方向）のフーリエ変換を行うｋｖ方向フーリエ変換部２２２とを含む。

【0032】

以下、図２及び図３のフローを参照して、本実施形態の計測制御の流れを説明する。

【0033】

[撮像：S31]
計測部１１０は、撮像に用いるパルスシーケンスが決まると、送信部、傾斜磁場発生部及び受信部を含む各部を動作させて撮像を開始する。本実施形態では、図４に示すようなＳＥ系パルスシーケンス400を用いる。

【0034】

このパルスシーケンスは、一つの傾斜磁場軸に一対の傾斜磁場パルスが追加されていることを除いて一般的な２Ｄ－ＳＥ系パルスシーケンスと同じである。

【0035】

即ち、まず励起用のＲＦパルス（90度パルス）401を印加し、所定時間（ＴＥ／２）経過後に磁化を反転させる180度パルス402を印加して、エコー時間（ＴＥ）でピークとなるスピンエコー（エコー信号450）を発生させる。90度パルス401と180度パルス402を印加する際に、同時に励起する断面を選択するためのスライス傾斜磁場パルス411、412をそれぞれ印加する。その後、位相エンコード方向の傾斜磁場パルス420を印加して、エコー信号に位相エンコード方向の位置情報を付与した後、リードアウト方向の傾斜磁場パルス432を印加して所定時間エコー信号450を収集する。傾斜磁場パルス431はディフェイズ傾斜磁場である。

【0036】

180度パルス402の印加前後に、一対の傾斜磁場パルス441、442が追加される。図４では一例としてスライス軸に傾斜磁場パルス441、442を印加した場合を示しているが、一対の傾斜磁場パルス441、442を印加する軸は、３つの傾斜磁場軸のうちいずれでもよく、また１軸でもそれ以上でもよい。

【0037】

一対の傾斜磁場パルス441、442は極性及び大きさが同じで、180度パルス402の前と後に印加されるので、動きがない組織のスピンは、傾斜磁場パルス441の印加により変化（ディフェイズ）した位相が傾斜磁場パルス442の印加によりもとに戻り（リフェイズ）、これら傾斜磁場パルス印加の影響を受けない。一方、流体等のスピンでは、ディフェイズとリフェイズに差を生じ、その差は流体の速度に依存して異なる。即ち、速度ｖで移動するスピンの、エコー時間までの位相の変化φ（ｖ）は式（１Ａ）で表される。式中、Ｇ(t)は傾斜磁場強度、ｘ(t)はｘ方向の位置を表し、ｔは時間、γはラーモア周波数を表す。

【0038】

【数1】

ｘ(t)は初期位置をｘ0とすると、ｘ0＝ｘ0+ｖtで表されるので式（１Ａ）は、式（１Ｂ）となる。静止部分は位相の変化がなく、静止部分の位相変化であるＧ(t)ｘ0はゼロであるので、式（１Ｂ）はさらに式（１Ｃ）となる。式（１Ｃ）のＧ(t)積分をｋｖで表すと、式（１Ｃ）は式（１Ｄ）で表される。つまり、速度ｖで移動する流体の位相変化（ｖ）は、速度の一次関数である。

【0039】

計測部１１０は、このようなシーケンス400を、位相エンコード方向の傾斜磁場パルス420の印加強度を変化させながら所定の繰り返し時間ＴＲで繰り返し、画像再構成に必要な数のエコー信号を収集する。この繰り返しで得たエコー信号は、ｋ空間（ｋｘ－ｋｙ空間）に配置される。

【0040】

計測部１１０は、傾斜磁場パルス441、442の強度を異ならせて、上記と同様の計測を行い、傾斜磁場パルス441、442の強度の条件が異なるｋ空間データを得る。傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測を複数回実施する。これにより、図５（Ａ）に示すように、傾斜磁場パルスの強度を軸とする方向（ｋｖ方向）に並ぶ複数のｋ空間データからなる計測データ500Ａが得られる。

【0041】

なお傾斜磁場パルスの強度を異ならせる計測の回数は、特に限定されないが、例えば３回以上とすることが好ましい。計測時間が長くなるのを防ぐためには５回以下とすることが好ましい。

【0042】

[画像再構成：S32、S33]
画像生成部２２０は、計測データ500Ａを用いて画像再構成を行う。このため、本実施形態では、まずフーリエ変換部２２１が、計測データ500Ａの各ｋ空間データを２Ｄ－フーリエ変換し、画像データを生成する(S32)。この処理は一般的なフーリエ変換を用いた画像再構成と同じである。

【0043】

こうして得た画像データの一例を図６に示す。図６に示す５つの画像は、脳の断面を撮影した画像であり、傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測で得られた画像である。これらの画像では、脳表近くに付した〇で示す位置にある動脈の信号が、脳実質の中央付近に付した〇で示す位置にフローアーチファクトとして現れている。但し、アーチファクトとして現れる信号の強度は、画像によって（傾斜磁場パルスの強度によって）異なり、図７に示すように振動するような挙動を示している。つまり傾斜磁場パルスの強度を調整することによって、ある程度アーチファクトを抑制することが可能であるが、調整の仕方によっては逆にアーチファクトが増大する。

【0044】

各画像の信号は、計測スライスの組織内に存在する静止組織のスピン及び種々の速度を持つ血流等のスピンからの信号の総和として得られるものであり、次式（２Ａ）で表すことができる。ここで式（２Ａ）の「φ」を前出の式（１Ｄ）の右辺で置き換えると、式（２Ａ）は式（２Ｂ）となる。

【0045】

【数2】

式（２Ｂ）は、ｖとｋｖがフーリエ変換の関係にあることを示している。

【0046】

ｋｖ方向フーリエ変換部２２２は、フーリエ変換部２２１で変換後の画像データをｋｖ方向にフーリエ変換する。これにより、ｖ毎の画像を生成することができる。図８に、図６の各画像をｋｖ方向にフーリエ変換した画像を示す。図８の左端の画像が速度０の画像、即ち静止組織の画像である。なお図８において、左端の画像と、右側の４つの画像とでは、速度を持つスピンの信号をわかりやすくするために、スケールを変えて表示している。このように、全計測で得た画像データはｋｖ方向にフーリエ変換することで、速度ゼロに信号が集中し、他の画像は信号がほぼ０の画像となる。

【0047】

[画像表示：S34]
計算機２００は、画像生成部２２０が生成した速度ゼロの画像をＵＩ部２１５のディスプレイ等の表示装置に表示する。或いは他の装置や外部記憶装置２１４に転送する。

【0048】

本実施形態によれば、ＳＥ系パルスシーケンスの180度パルスの前後に一対の傾斜磁場パルスを追加し、この傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測を複数回行い、得られた計測データを傾斜磁場パルスの強度の軸方向にフーリエ変換することで、速度ごとに画像を分離することができ、速度ゼロの画像を生成することができる。

【0049】

＜実施形態１の変形例＞
実施形態１では、一対の傾斜磁場パルスをスライス軸について追加した場合を示したが、一対の傾斜磁場パルスを追加する軸は、それ以外の軸、位相エンコード軸或いは読み出し軸であってもよい。一対の傾斜磁場パルスを追加した軸におけるスピンの速度毎の画像が分離されるので、撮像対象の部位やスライス方向を考慮して適宜選択できる。また１つの軸だけでなく、２つ或いは３つの軸について傾斜磁場を追加することも可能である。

【0050】

このためにＵＩ部２１５を介して、傾斜磁場パルスを追加する軸のユーザ指定を受け付ける構成としてもよい。図９にＵＩ部２１５のディスプレイに表示される画面例を示す。この例では、例えば、ＴＲ、ＴＥ、Ｒ－ｆａｃｔｏｒ（間引き率）などを設定する撮像パラメータ設定用画面において、速度エンコードの要否をユーザが指定するためのＧＵＩを設けるとともに、速度エンコード「要」が選択された場合には、傾斜磁場を異ならせた計測の回数を入力するブロックや、傾斜磁場の印加軸を指定するブロックなどが表示される。さらに、傾斜磁場の強度に関する情報や、位相エンコード等の間引きに関する情報を入力するためのＧＵＩを追加してもよい。このようなＧＵＩを介して、ユーザは計測回数や印加軸について任意に設定することが可能である。

【0051】

また実施形態１では、複数のｋ空間データからなる計測データ（図５：500Ａ）に対し、フーリエ変換部２２１の処理とｋｖ方向フーリエ変換部２２の処理の2段階で画像再構成する場合を説明したが、一度に３Ｄ－フーリエ変換を行い、速度毎に分離した画像を得ることも可能である。

【0052】

さらに以下のような変形例が可能である。
＜変形例１：パルスシーケンスの変形例＞
さらに実施形態１では、２Ｄ－ＳＥ系パルスシーケンスを用いたが、図１０に示すような３Ｄ－ＳＥ系パルスシーケンス400Bを用いた３Ｄ撮像を行うことも可能である。図中、図４のパルスシーケンスと同じ要素は同じ符号で示している。３Ｄ－ＳＥ系パルスシーケンスは、スライス方向（GS）についてもエンコード傾斜磁場413を追加するパルスシーケンスである。図示する例では、３つの傾斜磁場軸、GR、GP、GS、についてそれぞれ、180度パルス402の前後に、一対の傾斜磁場パルス441、442を追加している。各軸の傾斜磁場パルスの強度は同じでもよいし、異ならせてもよい。各軸の傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測を複数回行い、図５（B）に示すような３Ｄ－ｋ空間データ500Ｂを得る。図５（B）では一つの３Ｄ－ｋ空間データのみを示しているが、計測の回数と同数の３Ｄ－空間データが得られる。

【0053】

画像生成部２２０は、まずフーリエ変換部２２１が３Ｄ－ｋ空間データを例えば３Ｄフーリエ変換して画像空間データとした後、さらにｋｖ方向フーリエ変換部２２２が各画像空間データをｋｖ方向にフーリエ変換することで、速度方向に分離した画像を生成する。ｋｖ方向のフーリエ変換も、３つのｋｖ軸のそれぞれについて行ってもよいし、一度に３Ｄ－フーリエ変換してもよい。

【0054】

このように複数の軸について傾斜磁場パルスを追加した場合には、種々の方向に流れる種々の速度の血管からのフローアーチファクトを排除した画像を得ることができる。

【0055】

＜変形例２：サンプリングの変形例＞
実施形態１では、傾斜磁場パルスの強度を異ならせた計測のそれぞれについて、位相エンコードについてはフルサンプリングする場合を説明したが、ｋｖエンコードごとに、即ち、一対の傾斜磁場パルスの強度を異ならせた複数回の計測の計測毎に、位相エンコードを間引くことも可能である。位相エンコードを間引いて収集した計測データからの画像再構成手法は、いくつかあるが、本変形例では実施形態１と同様の処理を行うために、複数回の計測全体で画像再構成に必要な位相エンコードを収集するようにサンプリングを行う。

【0056】

本変形例のサンプリング例を図１１に示す。図１１はｋｖ－ｋｙ空間を示し、一例としてｋｖのエンコード数が５である場合を示している。また図中、白い部分が計測するデータ、黒い部分が計測されないデータである。図示するように、各ｋｖにおいて、位相エンコードは間引かれているが、５つのｋｖ全体ではすべての位相エンコードデータが収集される。すなわち計測全体でのサンプリング数は所定の位相エンコード数となり、撮像時間の延長はない。このような計測で得られた計測データは、計測毎のｋｘ－ｋｙデータは不十分なデータ、間引かれたデータ、であるが、実施形態１と同様に、ｋｘ－ｋｙ方向にフーリエ変換し、さらにｋｖ方向にフーリエ変換すると、図８の右側の画像のように信号は速度ゼロに集中し、折り返しがなく且つフローアーチファクトを含まない画像となる。

【0057】

なお図１１の（A）では、位相エンコード方向にランダムにアンダーサンプリングした例を示しているが、本変形例ではランダムであることは必須ではなく、例えば図１１（B）に示すように、４エンコードに間引くなど任意の間引き方法を採用することが可能である。

【0058】

本変形例によれば、計測が複数回になるのに伴う計測時間の増加を、位相エンコードを間引くことにより相殺することができ、計測時間の長時間化を招くことなく本発明を適用したフローアーチファクト除去を実現できる。

【0059】

＜実施形態２＞
実施形態１では、画像再構成の手段としてフーリエ変換を用いたが、圧縮センシングと呼ばれる逐次再構成を採用することも可能である。圧縮センシングは、計測データのスパース性を利用して、スパース空間への変換とスパース変換後のＬ１ノルム最小化を繰り返すことでデータを復元する手法であり、復元したｋ空間データが実際に計測したｋ空間データからかけ離れないという制限を置いて画像を再構成する。

【0060】

血流など、静止していない成分は、静止組織内にわずか存在するだけなので疎な画像となる。本実施形態では、静止していない成分が疎であることを利用して圧縮センシングを行うことが特徴である。

【0061】

以下、本実施形態の計測制御の流れを、図１２及び図１３を参照して説明する。図１２は、画像生成部２２０の機能ブロック図、図１３は計測の流れを示すフローであり、実施形態１で用いた図２、図３と同じ機能の要素は同じ符号で示している。

【0062】

図１２に示すように、本実施形態の画像生成部２２０は、ｋｖ方向フーリエ変換部２２２の代わりに圧縮センシング部２２３を備える。本実施形態においても、実施形態１と同様に、計測部１００が、図４或いは図１０に示す、一対の傾斜磁場パルス441、442を含む２Ｄ或いは３ＤのＳＥ系パルスシーケンス400を実行するとともに、一対の傾斜磁場パルス441、442の強度を異ならせた複数回の計測を行って、図５（Ａ）或いは図５（Ｂ）に示す計測データを取得する（S31）。

【0063】

但し、本実施形態では、ｋｙ－ｋｖ空間におけるサンプリングをランダムとする。ｋｙは位相エンコード軸であり、位相エンコードを適宜間引くことでランダムなサンプリングとなる。またランダムにするために、傾斜磁場パルスの強度を異ならせた複数回の計測毎に、間引く位相エンコードを異ならせてもよい。この際、ｋｙ軸の低周波領域のデータは適宜残るように間引く。図１１（A）はランダムなサンプリングの例である。ここでは位相エンコードは通常のエンコード数よりも少ない数しか示していないが、通常は２５６、５１２などである。また傾斜磁場パルスの強度が異なる計測が５回（ｋｖが５）の場合を示しており、計測毎に位相エンコード方向の異なるサンプリング点を間引き、結果としてｋｙ－ｋｖ空間でランダムなサンプリングとなるようにしている。

【0064】

画像生成部２２０は、まずフーリエ変換部２２１が計測データをｋｘ、ｋｙ、ｋｖ方向にフーリエ変換し、画像データとする（S320）。全計測で得た画像データはｋｖ方向にフーリエ変換することで、速度ゼロに信号が集中し、他の画像は信号がほぼ０の画像となる。

【0065】

次いで圧縮センシング部２２３が、この速度ゼロの画像に対し、次式（３）で表される最適化問題を解くことで画像を復元する（S330）。

【数3】

式中、ｙは実際に計測したｋ空間の点、Ｉは、ｋｘ、ｋｙ、ｋｖ方向にフーリエ変換済みの画像データである。

【0066】

圧縮センシングにより得られた速度ゼロの画像は、実施形態１と同様にフローアーチファクトを含まない画像であり、且つ圧縮センシングを施すことで少ないサンプリング数の計測データから、間引かずにサンプリングした画像と同様の画質の良い画像となる。

【0067】

本実施形態によれば、圧縮センシングを組み合わせることで、サンプリング数を減らすことができ、傾斜磁場パルスの強度を異ならせて複数の計測を行うことにより計測時間が長くなるのを緩和し、本発明の実効性を向上することができる。なお実施形態１の変形例は、そのまま実施形態２にも適用することができ、それらも本発明に包含される。

【0068】

以上、本発明のＭＲＩ装置とその制御方法の実施形態を説明したが、本発明は上記実施形態やその変形例に限定されることなく、公知の要素の追加や変更を加えることが可能である。例えば、本発明は、フローアーチファクトのない画像を提供するものであるが、計測データを、組織に含まれる静止していない成分の速度に応じて分離する技術を提供するものであり、流体の速度毎に分離した画像を生成することも本発明に包含される。

【符号の説明】

【0069】

１００：計測部、１１０：計測制御部、２００：計算機、２２０：画像生成部、２２１：フーリエ変換部、２２２：ｋｖ方向フーリエ変換部、２２３：圧縮センシング部

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】