ＭＲＩ装置
【課題】造影剤を投与すること無く血流を撮像でき、且つ流れの状態が変化する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限活かして、その血流と実質部とのコントラストを向上させたＭＲＡ像を得ることである。
【解決手段】実施形態のＭＲＩ装置は、被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、を備える。
【解決手段】実施形態のＭＲＩ装置は、被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、を備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＭＲ造影剤を用いること無く血流を撮像するＭＲＩ装置に係り、特に、心電同期法を用いて、血流のインフローに拠る効果（すなわち、フレッシュな血流の撮像領域への流入に伴ってＭＲ信号値が上がる効果：インフロー効果）を最大限に有用化したＭＲＡ（ＭＡアンギオグラフィ）を行うことができるＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ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、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体にＭＲ造影剤を投与することで血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤を投与するための侵襲的な処置が必要であり、何よりもまず、患者の精神的、体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
造影剤を投与できない又は投与しない場合、それに代わる手法の一つとして、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法などが知られている（例えば特許文献１参照）。
【０００５】
このタイム・オブ・フライト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。一般に、流れの効果は、移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開平８−１０３４２９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところで、従来のＴＯＦ法を用いた撮像の一例として、頭部にＴＯＦ法を適用して３次元撮像が行なわれている。しかしながら、これにより得られる血流像にあっては、血流と実質部のコントラストが未だ十分ではなく、このコントラストを何とか改善して、分解能を高めて欲しいとする要求が臨床の現場からも出されていた。
【０００８】
そこで、造影剤を投与すること無く血流を撮像でき、且つ流れの状態が変化する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限活かして、その血流と実質部とのコントラストを向上させたＭＲＡ像を得ることができるＭＲＩ装置が要望されている。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
実施形態のＭＲＩ装置は、被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、を備える。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の実施形態及び変形形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態及び変形形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及びイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。
【図３】実施形態においてホスト計算機が実行するＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概略フローチャート。
【図４】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとｋ空間へのデータ配置との関係を例示するタイミングチャート。
【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図６】ホスト計算機が実行するイメージングスキャンの概略フローチャート。
【図７】シーケンサが実行するイメージングスキャンの概略フローチャート。
【図８】イメージングスキャンとｋ空間へのデータ配置との関係を例示するタイミングチャート。
【図９】イメージングスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図１０】イメージングスキャンの３次元撮像領域を説明する図。
【図１１】２次元のイメージングスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図１２】データの収集・配置に適用可能なスクロール法の概念を説明する図。
【図１３】イメージングスキャンに空打ちパルスを用いたパルスシーケンスのタイミングチャート。
【図１４】イメージングスキャンに複数の分割ＭＴパルスを用いたパルスシーケンスのタイミングチャート。
【図１５】イメージングスキャンの開始タイミングの制御を示す概略フローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００１２】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図１０を参照して説明する。
【００１３】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００１４】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００１５】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００１６】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００１７】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場ＧＳ、位相エンコード方向傾斜磁場ＧＥ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧＲから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００１８】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。この動作により、送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００１９】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２０】
このＭＲＩ装置は、図示しないメインプログラムを実行する中で、図２に示すように、最初に準備用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）を行ない、次いでイメージング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）を行なうという２段階のスキャン方式を採る。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、ＥＣＧ信号を用いて準備用パルスシーケンスが実行され、その後のイメージングスキャンにおいてｋ空間の低周波領域に配置するエコーデータの心時相での収集開始タイミングが最適に定められる。この収集開始タイミングは、ここでは、ＥＣＧ信号のＲ波のピーク値から遅延時間として決められる。イメージングスキャンでは、そのようにして決めたタイミングに同期したスキャンを含む心電同期法に拠るイメージング用パルスシーケンスが実行される。
【００２１】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００２２】
このパルスシーケンスとしては、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のものであり、またそのパルス列の形態としては、セグメンティド（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）ＦＦＥ（高速ＦＥ）法、ＦＥ法など、各種の形態のものを採用できる。
【００２３】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００２４】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は例えば再構成画像を表示するのに使用される。また入力器１３を介して、術者が希望するパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などをホスト計算機６に入力できる。
【００２５】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００２６】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。このＥＣＧ計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５にて用いられる。これにより、心電同期法のための同期タイミングを最適に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期イメージングスキャンを行ってデータ収集できる。
【００２７】
続いて、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを図３〜６に基づき説明する。
【００２８】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、例えば入力器１３からの指令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの処理の実行を開始させる。
【００２９】
最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するためのスキャン条件及びパラメータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、位相エンコード方向などが含まれる。パラメータ情報には、心時相内のタイミングを決定する遅延時間ＴＤＬなどが含まれる。これらのパラメータは操作者が任意に設定できる。
【００３０】
次いで、ホスト計算機６は音声発生器１６にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行わせる（ステップＳ２）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する観点から、実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するようにしてもよい。
【００３１】
この後、ホスト計算機６はＥＣＧ信号の読込みを開始する（ステップＳ３）。
【００３２】
次いで、ＥＣＧ信号中の参照波としてのＲ波のピーク値からの経過時間を計測するソフトウエアタイマＴのカウント値をクリア（Ｔ＝０）する（ステップＳ４）。
【００３３】
そして、ホスト計算機６はＥＣＧ信号においてＲ波のピーク値が出現したか否かを判断する（ステップＳ５）。この判断は、Ｒ波ピーク値が出現するまで継続される。
【００３４】
このステップＳ５の判断でＹＥＳ、すなわちＲ波ピーク値が出現すると、ホスト計算機はさらに、Ｒ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ（＝α１、α２、…、αｎが経過したか否かをタイマＴのカウント値に基づいて判断する（ステップＳ６）。ここで、遅延時間ＴＤＬ＝α１、α２、…、αｎは、図４に示す如く、α１＜α２、…、＜αｎに設定されており、心周期毎にセグメント化されたセグメント（セグメント数ｎ＝１〜所定数）の各々を形成する複数の時相（ｐｈａｓｅ）（ここでは時相数ｍ＝１〜５；各時相は複数個のスキャンから成る；ここではスキャン数ｐ＝１〜４）の開始タイミングを規定する時間値である。このステップＳ６の判断も、設定した遅延時間ＴＤＬ（＝α１、α２、…、αｎ）が経過するまで継続される。
【００３５】
このステップＳ６の判断がＹＥＳ、すなわち遅延時間ＴＤＬ（＝α１α２、…、αｎ）が到来したと認識されると、ホスト計算機６はシーケンサ５に対して、例えば、２次元セグメンテッド（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）ＦＦＥ法（以下、ｓｅｇ．ＦＦＥ法と記す）に基づく各セグメント数ｎに対する時相数ｍ且つ各時相を構成するスキャン数ｐに拠るスキャンの実行を指令する（スキャンＳ７）。
【００３６】
このｓｅｇ．ＦＦＥ法は、ＥＣＧ信号のＲ−Ｒ波間において、セグメントと呼ぶ一塊の連続データを得る手法である。このｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは「シングルスライス・マルチフェーズ」と呼ばれる方式に基づいて実施される。この「シングルスライス・マルチフェーズ」方式によれば、スライス用傾斜磁場ＧＳおよびＲＦ周波数で決まるシングルスライスに対して複数の時相のエコーデータを一度に収集することができる。このため、本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより例えば図４に示す如く、頭部のスライスがスキャンされ、そのスライスに撮像目的の血管が入るようにそのスライス厚さが決められる。
【００３７】
本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンに用いるパルスシーケンスは２次元スキャンであり、後述するイメージングスキャンにおけるそれは３次元スキャンである。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは画像自体を得ることが目的ではなく、心電同期法を実施するときの、血流部分が最も高信号値に描出される心時相を見つけることができればよいので、２次元スキャンでも十分である。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元スキャンで実行することにより、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間を短縮することができる。
【００３８】
ただし、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンに使用するパルスシーケンスは同一種とすることが望ましく、その一例がｓｅｇ．ＦＦＥ法である。パルスシーケンスの種類が変われば、同一スキャン部位であっても画質が変化するので、これは当然のことと言える。また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンに使用するパルスシーケンスのエコー時間ＴＥ（図５及び後述する図７のＴＥ＝ＴＥ１参照）は同じであることが望ましい。これにより、血流のスピンのディフェーズ成分をほぼ同じにすることができる。
【００３９】
なお、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、イメージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イメージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで行ってもよい。
【００４０】
一方、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとＥＣＧ信号の対応については、一例として図４及び図５に示す如く、心周期毎の５個の時相ｍが、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ＝α１〜α５にほぼ対応した値に設定されている。このため、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが実行されると、シーケンサ５の管理下において、図５に示す如く、時相毎に４回のスキャンがＦＦＥ法に拠り実行され、各時相毎に４個のエコー信号が収集される。
【００４１】
ｋ空間は図４に示す如く、その位相エンコード方向が４個の領域に分割されている。そして、位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧＥによる位相エンコード量を適宜に設定することで、各心周期における一定番目の時相ｍにおける４回のスキャンのエコーデータが１つの２次元ｋ空間を埋めるようになっている。このとき、セグメントｎ＝１におけるｍ＝１の時相で収集された４個のエコー信号が４個の分割領域それぞれにおける先頭の位相エンコード位置に、次いで、セグメントｎ＝２におけるｍ＝１の時相で収集された４個のエコー信号が４個の分割領域それぞれにおける次の位相エンコード位置に、といった具合に順に配置される。
【００４２】
次いで、ホスト計算機６は所定セグメント数ｎ分のスキャンが終了したか否かを判断し、ＮＯの場合はステップＳ４に戻って、上述した処理を繰り返す（ステップＳ８）。
【００４３】
このため、ステップＳ８でＹＥＳと判断されたときは、所定セグメント数ｎ分のスキャンが完了したときである。それらのスキャンに係るエコー信号は受信器８Ｒにより受信されて受信処理され、エコーデータとしてシーケンサを介して演算ユニット１０に送られる。このエコーデータは、演算ユニット１０にて、各セグメントｎ内の時相数ｍ＝５に対応した、全部で５組の２次元ｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５に充填されている。この５組のｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５を埋めたエコーデータは、それぞれ、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ＝α１〜α５にほぼ同期して収集されたエコーデータ群であると見なすことができる。
【００４４】
そして、ステップＳ８でＹＥＳの判断が下されたときはＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが終了したときであるので、ホスト計算機６は、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力させる（ステップＳ９）。これにより、音声発生器１６から息止めの音声メッセージが例えば「息をして結構です」の内容で出力される。
【００４５】
上述の処理が順次実行されると、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬがそれぞれ、例えば、ＴＤＬ＝５０ｍｓｅｃ，１５０ｍｓｅｃ，２５０ｍｓｅｃ，３５０ｍｓｅｃ，４５０ｍｓｅｃである５フレーム分のエコーデータが演算ユニット１０内に用意される。そこで、演算ユニット１０により、これらのエコーデータが実空間の画像に夫々再構成され、記憶ユニット１１に格納される。ホスト計算機６は、例えば入力器１３からの操作信号に応答して、この再構成画像を記憶ユニット１１から読み出し、ＭＲＡ像として順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００４６】
したがって、オペレータは、これらのシネ表示像を目視観察することで、血流部分が最も高信号に描出されているＭＲＡ像を決定することができる。
【００４７】
つまり、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた複数枚のＭＲＡ像はそれぞれＲ波からの遅延時間ＴＤＬが異なっているので、拍動する血流が頭部スライス領域に流入するときのインフロー効果が最も大きいほど、再構成されたＭＲＡ像の血流は高い信号値で描出される。このため、画像の血流部分が最も明瞭で且つ高い信号である画像を特定することで、最適な遅延時間ＴＤＬ、すなわち心電同期法の実施下において未飽和のフレッシュなインフロー（血流）を確実に捕捉できる同期タイミングを決めることができる。
【００４８】
なお、この複数枚のＭＲＡ像から心電同期法の同期タイミングを決める処理は、必ずしもオペレータの画像目視観察に限定されるものではなく、表示画像上で血流部分にＲＯＩを設定し、そのＲＯＩ内の信号強度分布を解析し、その解析結果を比較するなどの自動化処理で行なってもよい。また、目視観察や自動化処理の結果、最適と思われる画像が複数、すなわち最適と思われる遅延時間が複数個、存在する場合、それらの遅延時間間で補間などの別処理を行なって新たな遅延時間（同期タイミング）を演算するようにしてもよい。
【００４９】
このようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して最適設定された同期タイミングは、この後の心電同期法に拠るイメージングスキャンに反映される。
【００５０】
続いて、心電同期法に基づくイメージングスキャンを図６〜図１０を参照して説明する。
【００５１】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行する中で、入力器１３からの操作情報に呼応して図６に示す処理を実行する。
【００５２】
これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行を通して決められた、心電同期法の最適遅延時間ＴＤＬを読み込む（図６、ステップＳ２０）。この時間値の読込みは、入力器１３を介してオペレータからの入力を受けてもよいし、記憶ユニット１１内のメモリに記憶しておいた最適遅延時間ＴＤＬを自動的にワークエリアに読み出すことで行なってもよい。
【００５３】
次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスの種類など）および画像処理法の情報（加算処理か最大値投影（ＭＩＰ）処理かなど。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれか等）を入力し、最適遅延時間ＴＤＬを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ２１）。
【００５４】
次いで、ホスト計算機６は、イメージングスキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる。
【００５５】
この後、ホスト計算機６はシーケンサ５にイメージングスキャンの開始を指令する（ステップＳ２７及び図７の処理参照）。
【００５６】
このイメージングスキャンのパルスシーケンスの概要、心周期毎の血流信号強度（拍動）との時間関係、及びエコー信号の配置例を図８に、また、このパルスシーケンスのパルス列の詳細例を図９に示す。
【００５７】
なお、このイメージングスキャンにより収集されるエコー信号の処理は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのときと同様である。つまり、エコー信号はＲＦコイル７で受信された後、受信器８Ｒに送られて受信処理される。この処理された信号はエコーデータとしてシーケンサ５を介して演算ユニット１０に送られ、３次元ｋ空間にスライスエンコード量及び位相エンコード量に応じて配置される。このため、以下の説明では、エコー信号の受信から配置までの詳細な説明は省略する。
【００５８】
イメージングスキャンは、図８，９に示す如く、３次元のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り、例えば頭部の３次元領域Ｒｉｍａを撮像部位（図１０参照）として実施される。この３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法では、図８，９に示すように、１心周期毎に、セグメント化されたフィールドエコー収集用の複数のスキャン（セグメントｎ）と、この複数のスキャンの中程で印加されるＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅｒ）パルス：Ｐｍｔ、ＣＨＥＳＳ（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｈｉｆｔ ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）パルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びスポイラパルス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅとが用いられる。なお、この３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルス列におけるエコー時間ＴＥ＝ＴＥ１は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのそれと同じに設定されている。
【００５９】
具体的には、シーケンサ５は、スキャン開始の指令を受けると、各心周期毎に、Ｒ波の出現後の所定タイミングで数個のＦＦＥ法に拠る前半グループのスキャンＳ１を実行する（図７のステップＳ２４−１〜２４−５）。この前半グループのスキャンＳ１によって収集されたエコー信号は、図８に示すように、３次元ｋ空間のあるスライスエンコードＧＥ２に対する高周波領域ＲＨ１に配置されるように位相エンコードＧＥ１が設定されている（図９参照）。
【００６０】
この高周波領域ＲＨ１及びこれと対象な位置の高周波領域ＲＨ２は、図８の例では、１２８の位相エンコード量を１６ラインずつ８領域に分割した内の上下各々から位相エンコード量＝０の中心部に向かう３つの領域を指す。このため、位相エンコード方向の中心部に位置する残りの２つの分割領域は、画像コントラストにとって重要な低周波領域ＲＬとして設定されている。
【００６１】
この前半グループのスキャンＳ１については、位相エンコード量ＳＥ１の値の設定によって、その１番目のスキャンで収集されるエコー信号がｋ空間のあるスライスエンコード量に対する高周波領域ＲＨ１の１番目の分割領域に、２番目のスキャンで収集されるエコー信号が同空間の高周波領域ＲＨ１の２番目の分割領域に、及び３番目のスキャンで収集されるエコー信号が同空間の高周波領域ＲＨ１の３番目の分割領域に夫々配置される。しかも、この前半グループのスキャンＳ１の内、最初の心周期のスキャンによって収集されたエコー信号は、高周波領域ＲＨ１の３つの分割領域夫々における最初の位相エンコード量の位置に配置され、以下、心周期毎に順に、次の位相エンコード量の位置に配置される。
【００６２】
また、各心周期において、この前半グループのスキャンＳ１に続く適宜なタイミングでＭＴパルス：Ｐｍｔ、ＣＨＥＳＳパルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びスポイラーパルス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅが順次印加される（図７のステップＳ２４−６〜２４−１１参照）。ＭＴパルスはＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果を生じさせて、実質部からの信号値を抑制するために印加される。また、ＣＨＥＳＳパルスは脂肪抑制のために印加される。さらに、スポイラーパルスは、ＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスの印加がその後のエコー信号収集に影響しないように、原子核スピンの位相を十分にディフェーズさせるために印加される。このスポイラーパルスはここではスライス方向、位相エンコード方向、及び読出し方向の３方向に印加される。
【００６３】
この後、適宜なタイミングで、後半グループのスキャンＳ２がｓｅｇ．ＦＦＥ法で実行される（図７、ステップＳ２４−１２〜２４−１３及び図９参照）。このスキャンＳ２は、ｋ空間の中心部に位置する低周波領域ＲＬ及び残りの高周波領域ＲＨ２に配置するエコー信号を収集するためのものである。
【００６４】
とくに、この後半グループのスキャンＳ２の内、最初に実行されるスキャンの開始タイミングを、前述したようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して最適設定された遅延時間ＴＤＬに一致させてある。後半グループのスキャンＳ２の各スキャンで収集されるエコー信号は、そのスキャン順に、低周波領域ＲＬ及び残りの高周波領域ＲＨ２に掛けて領域毎に配置される。
【００６５】
すなわち、後半グループのスキャンＳ２における最初のスキャンによって収集されたエコー信号が低周波領域ＲＬの最初の分割領域に、２番目のスキャンによって収集されたエコー信号が低周波領域ＲＬの残りの分割領域に、３番目のスキャンによって収集されたエコー信号が高周波領域ＲＨ２の最初の分割領域に、４番目のスキャンによって収集されたエコー信号が高周波領域ＲＨ２の次の分割領域にといった具合に配置される。しかも、この後半グループのスキャンＳ２の内、最初の心周期のスキャンによって収集されたエコー信号は、各分割領域夫々における最初の位相エンコード量の位置に配置され、以下、心周期毎に順に、次の位相エンコード量の位置に配置される。
【００６６】
前述した如く、最適設定された遅延時間ＴＤＬに一致させた心電同期タイミングは、撮像部位Ｒｉｍａにおいて血流信号が最も高く描出されるタイミングであった。したがって、上述の如く収集することで、後半グループのスキャンＳ２における初期のスキャン（特に１、２番目のスキャン）により収集されるエコー信号は必ず優先的に低周波領域ＲＬに配置されることになる。
【００６７】
以上のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るスキャンの実行及びそのほかのＭＴパルスの印加は、心周期毎に、例えば「１６周期（ｎ＝１６）×スライスエンコード量分」、繰り返される。この結果、３次元ｋ空間へのエコーデータの配置が完了する（図７、ステップＳ２４−１４）。
【００６８】
この後、シーケンサ５はスキャン完了の通知をホスト計算機６に通知する（ステップＳ２４−１５）。
【００６９】
ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（ステップＳ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる。
【００７０】
この後、ホスト計算機６は演算ユニット１０に画像再構成及び表示の指令を出す（ステップＳ２７）。これに応答して、演算ユニット１０は、ｋ空間のデータに例えば３次元フーリエ変換を施して実空間の３次元画像データを生成するとともに、このデータを記憶ユニット１１に格納する。演算ユニット１０は、さらに、この３次元画像データに例えばＭＩＰ（最大値投影）処理を施すことで２次元画像データを生成し、それを表示器１２に表示する。
【００７１】
以上の画像生成法によれば、心電同期法の同期タイミングがＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して事前に得た最適遅延時間ＴＤＬで規定されていること、及び、その同期タイミングの近傍で収集される信号強度が高いエコー信号をｋ空間の位相エンコード方向における中心部、すなわち低周波領域に優先的に配置している。このデータ収集・配置法は、上述した後半グループのスキャンＳ２により達成されるものであり、このグループのスキャンＳ２を中心に考えると、セントリック・オーダー（ｃｅｎｔｒｉｃ ｏｒｄｅｒ）のデータ収集・配置法になっている。
【００７２】
このため、ＭＲ造影剤を用いないで血流を画像化できることは勿論、拍動する血流であっても、再構成画像における実質部と血流のコントラストは非常に高く且つ安定したものとなる。すなわち、このような血流のインフロー効果を最大限に利用してエコーデータの収集及びｋ空間配置を行なうことができ、エンティティ（血流）の描出能に優れた画像生成法を提供することができる。
【００７３】
なお、本発明者が行なった頭部のＭＲＡ像に関する比較実験によれば、本発明を適用した３Ｄｓｅｇ．ＦＦＥ法のイメージングスキャンの場合、通常の頭部用３ＤＴＯＦ法に拠るイメージングスキャンに比べて、得られた画像の血流の信号強度が約１．５倍向上し、描出能が確実に向上することが確認されている。
【００７４】
また、本実施形態では、心電同期法を併用した３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠りイメージングスキャンを実行するとき、心周期毎に、心電同期タイミングに至る前の空き時間に、前半グループのスキャンＳ１によってｋ空間の高周波領域にマッピングするエコーデータを収集している。このように空き時間を無駄にせずにデータ収集を行なうことで、全体の撮像時間が極力短くすることができる。また、これにより、イメージングスキャン時の息止め期間がなるべく短く抑えられ、患者の負担が軽減される。
【００７５】
さらに、心電同期タイミングは上述のように「シングルスライス・マルチフェーズ」方式で測定されるので、１回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで複数の時相の画像を一度に得ることができる。つまり、複数回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを行う必要がなく、全体の撮像時間を短縮でき、患者スループットを向上させる。
【００７６】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置に対しては更に種々の変形が可能である。以下に、この変形形態を説明する。
【００７７】
（第１の変形形態）
上述した空き時間を利用した前半グループのスキャンＳ１は必ずしも実行せず、心周期毎に、ＭＴパルス、ＣＨＥＳＳパルス、及びスポイラーパルスを印加した後、最適な同期タイミングで始まるエコーデータ収集用の一連のスキャンが続くように構成しても勿論よい。
【００７８】
（第２の変形形態）
また、上述した心電同期法を併用したイメージング・スキャンは、図１１に示す如く、２次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り実行してもよい。このイメージング法は、図９に示したパルス列の内、スライスエンコード用傾斜磁場の印加を省き、エンコードとしては位相エンコード用傾斜磁場ＧＥのみを印加するようにしたものである。この２次元のイメージングスキャンにおいても、前述した最適同期タイミングの事前設定とセントリック・オーダーのデータ収集及び配置の手法を好適に用いることができる。
【００７９】
この場合、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのスライスとイメージングスキャンのスライス（撮像領域）が異なっていてもよい。
【００８０】
（第３の変形形態）
この変形形態は、エコーデータの収集及び配置をスクロール法に拠り実施することが特徴である。心電同期法の同期タイミング（遅延時間ＴＤＬ）、ｋ空間の位相エンコード数などに撮像条件によっては、前述した後半グループのスキャンＳ２の開始タイミングとＲ波との間に別のスキャンを行なうだけの空きが無いこともあり得る。そのような場合には、設定した同期タイミングで直ぐにスキャン（前述した実施形態では、後半グループのスキャンＳ２に相当）を開始し、そのエコー信号をセントリック・オーダー法に基づき収集・配置する。この場合、この開始した一連のスキャンの内、時間的に後の方のスキャンに拠るエコー信号は、図１２の矢印で示す如く、ｋ空間の高周波領域にスクロールして配置されるように、位相エンコード用傾斜磁場パルスが設定される。これによっても、撮像時間の短縮を図ることができる。
【００８１】
（第４の変形形態）
さらに、前述した実施形態において、前半グループのスキャンＳ１の代わりに、エコー信号を収集しない励起パルス（空打ちパルス）を印加するようにしてもよい。このように、Ｒ波の出現からセントリック・オーダー法によるスキャンＳ２までの間において、空き時間には常に空打ちパルスが印加されるので、撮像領域の実質部からの信号値を抑え、スライスエンコード間又はスライス間の信号のばらつきを減らすことができる。
【００８２】
（第５の変形形態）
この変形形態は、ＭＴパルスの印加に関する。図１４に示す如く、ＭＴパルス：Ｐｍｔとして、複数個に分割したＭＴパルスを連続的に印加する。この分割ＭＴパルス夫々のフリップ角は小さいが、その複数個の全体としては所定のフリップ角を確保できるようにそれらのパルス波形面積が設定されている。この分割した複数個のＭＴパルスによっても撮像領域の実質部の信号値をＭＴ効果によって抑えることができ、同時に、この複数個のＭＴパルスの印加数を調整することで、スライスエンコード間又はスライス間の信号のばらつきを調整することができる。
【００８３】
（第６の変形形態）
この変形形態は、イメージングスキャンの開始制御に関する。この制御の概要は図１５に示される（同図の処理は、シーケンサ、ホスト計算機、及び演算ユニットが共同して行なわれる）。このイメージングスキャンを実施する場合、その前段階のスキャンとして、心電同期を使用せず、かつエンコード用傾斜磁場を印加しないｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルスシーケンスにより、リアルタイムに撮像領域（ボクセル）全体からエコー信号を収集する（図１５、ステップＳ４１）。そして、このエコー信号の強度があるしきい値を超えた時点で、前述した心電同期法併用の３Ｄｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るイメージングスキャンを前述と同様に実行させる（ステップＳ４２〜Ｓ４４）。これにより、ダイナミックスキャンの開始タイミングを自動的に最適値に設定することができる。
【００８４】
（第７の変形形態）
この変形形態は、前述した心電同期法の同期タイミングの事前最適設定及びセントリック・オーダー法によるデータ収集・配置の手法を通常のＴＯＦ法、すなわちＦＥ法に実施することを特徴とする。この場合、例えば、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行され、イメージングスキャンは３Ｄ−ＦＥ法（通常の３Ｄ−ＴＯＦ法）で実行される。勿論、イメージングスキャンを２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行してもよい。イメージングスキャンによるデータの収集及び配置は、前述と同様に、セントリック・オーダー法で実行される。
【００８５】
この場合、とくに、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが２Ｄ−ＦＥ法の場合、そのスキャン時間が長くなるので、これを回避するには、いわゆるキーホール（ｋｅｙｈｏｌｅ）撮像法を併用することが望ましい。すなわち、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、２次元ｋ空間の位相エンコード方向の中心部（低周波領域）のみを２Ｄ−ＦＥ法でデータ収集し、残りの高周波領域には一度撮像したデータを複写することで、各回のデータ収集を完了させる。これにより、２Ｄ−ＦＥ法に拠るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間を短縮させることができる。
【００８６】
（第８の変形形態）
この変形形態は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元の位相画像（２Ｄ−ＰＳ像）で行なう例である。前述した心電同期法の同期タイミング（遅延時間ＴＤＬ）を計測する別の手法として、シングルスライス・マルチフェーズ法に拠り２次元位相画像を撮像し、心周期毎の各時相におけるフロー像を作成する。このフロー像を例えば比較観察すると、トリガとしてのＲ波から時間経過したときにフローがピークとなる像を決めことできる。すなわち、このピークフロー像を収集した時相を最適な同期タイミングとして設定し、この同期タイミングを前述と同様にイメージングスキャンに反映させることができる。
【００８７】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【００８８】
例えば、前述の実施形態及びその変形形態にあっては、心電同期法の同期タイミング（遅延時間）は後半グループのスキャンＳ２の開始タイミングと同義であるとして説明していたが、この同期タイミングは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して、ｋ空間の位相エンコード量＝０に配置するデータを収集するタイミングとして規定するようにしてもよい。すなわち、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで得た最適な遅延時間と位相エンコード数、低周波領域の範囲などの条件とを考慮して、演算により決めてもよい。
【符号の説明】
【００８９】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＭＲ造影剤を用いること無く血流を撮像するＭＲＩ装置に係り、特に、心電同期法を用いて、血流のインフローに拠る効果（すなわち、フレッシュな血流の撮像領域への流入に伴ってＭＲ信号値が上がる効果：インフロー効果）を最大限に有用化したＭＲＡ（ＭＡアンギオグラフィ）を行うことができるＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ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、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体にＭＲ造影剤を投与することで血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤を投与するための侵襲的な処置が必要であり、何よりもまず、患者の精神的、体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
造影剤を投与できない又は投与しない場合、それに代わる手法の一つとして、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法などが知られている（例えば特許文献１参照）。
【０００５】
このタイム・オブ・フライト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。一般に、流れの効果は、移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開平８−１０３４２９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところで、従来のＴＯＦ法を用いた撮像の一例として、頭部にＴＯＦ法を適用して３次元撮像が行なわれている。しかしながら、これにより得られる血流像にあっては、血流と実質部のコントラストが未だ十分ではなく、このコントラストを何とか改善して、分解能を高めて欲しいとする要求が臨床の現場からも出されていた。
【０００８】
そこで、造影剤を投与すること無く血流を撮像でき、且つ流れの状態が変化する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限活かして、その血流と実質部とのコントラストを向上させたＭＲＡ像を得ることができるＭＲＩ装置が要望されている。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
実施形態のＭＲＩ装置は、被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、を備える。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の実施形態及び変形形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態及び変形形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及びイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。
【図３】実施形態においてホスト計算機が実行するＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概略フローチャート。
【図４】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとｋ空間へのデータ配置との関係を例示するタイミングチャート。
【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図６】ホスト計算機が実行するイメージングスキャンの概略フローチャート。
【図７】シーケンサが実行するイメージングスキャンの概略フローチャート。
【図８】イメージングスキャンとｋ空間へのデータ配置との関係を例示するタイミングチャート。
【図９】イメージングスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図１０】イメージングスキャンの３次元撮像領域を説明する図。
【図１１】２次元のイメージングスキャンのパルス列を説明するタイミングチャート。
【図１２】データの収集・配置に適用可能なスクロール法の概念を説明する図。
【図１３】イメージングスキャンに空打ちパルスを用いたパルスシーケンスのタイミングチャート。
【図１４】イメージングスキャンに複数の分割ＭＴパルスを用いたパルスシーケンスのタイミングチャート。
【図１５】イメージングスキャンの開始タイミングの制御を示す概略フローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００１２】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図１０を参照して説明する。
【００１３】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００１４】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００１５】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００１６】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００１７】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場ＧＳ、位相エンコード方向傾斜磁場ＧＥ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧＲから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００１８】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。この動作により、送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００１９】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００２０】
このＭＲＩ装置は、図示しないメインプログラムを実行する中で、図２に示すように、最初に準備用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）を行ない、次いでイメージング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）を行なうという２段階のスキャン方式を採る。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、ＥＣＧ信号を用いて準備用パルスシーケンスが実行され、その後のイメージングスキャンにおいてｋ空間の低周波領域に配置するエコーデータの心時相での収集開始タイミングが最適に定められる。この収集開始タイミングは、ここでは、ＥＣＧ信号のＲ波のピーク値から遅延時間として決められる。イメージングスキャンでは、そのようにして決めたタイミングに同期したスキャンを含む心電同期法に拠るイメージング用パルスシーケンスが実行される。
【００２１】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００２２】
このパルスシーケンスとしては、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のものであり、またそのパルス列の形態としては、セグメンティド（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）ＦＦＥ（高速ＦＥ）法、ＦＥ法など、各種の形態のものを採用できる。
【００２３】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００２４】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は例えば再構成画像を表示するのに使用される。また入力器１３を介して、術者が希望するパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などをホスト計算機６に入力できる。
【００２５】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００２６】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。このＥＣＧ計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５にて用いられる。これにより、心電同期法のための同期タイミングを最適に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期イメージングスキャンを行ってデータ収集できる。
【００２７】
続いて、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを図３〜６に基づき説明する。
【００２８】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、例えば入力器１３からの指令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの処理の実行を開始させる。
【００２９】
最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するためのスキャン条件及びパラメータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、位相エンコード方向などが含まれる。パラメータ情報には、心時相内のタイミングを決定する遅延時間ＴＤＬなどが含まれる。これらのパラメータは操作者が任意に設定できる。
【００３０】
次いで、ホスト計算機６は音声発生器１６にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行わせる（ステップＳ２）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する観点から、実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するようにしてもよい。
【００３１】
この後、ホスト計算機６はＥＣＧ信号の読込みを開始する（ステップＳ３）。
【００３２】
次いで、ＥＣＧ信号中の参照波としてのＲ波のピーク値からの経過時間を計測するソフトウエアタイマＴのカウント値をクリア（Ｔ＝０）する（ステップＳ４）。
【００３３】
そして、ホスト計算機６はＥＣＧ信号においてＲ波のピーク値が出現したか否かを判断する（ステップＳ５）。この判断は、Ｒ波ピーク値が出現するまで継続される。
【００３４】
このステップＳ５の判断でＹＥＳ、すなわちＲ波ピーク値が出現すると、ホスト計算機はさらに、Ｒ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ（＝α１、α２、…、αｎが経過したか否かをタイマＴのカウント値に基づいて判断する（ステップＳ６）。ここで、遅延時間ＴＤＬ＝α１、α２、…、αｎは、図４に示す如く、α１＜α２、…、＜αｎに設定されており、心周期毎にセグメント化されたセグメント（セグメント数ｎ＝１〜所定数）の各々を形成する複数の時相（ｐｈａｓｅ）（ここでは時相数ｍ＝１〜５；各時相は複数個のスキャンから成る；ここではスキャン数ｐ＝１〜４）の開始タイミングを規定する時間値である。このステップＳ６の判断も、設定した遅延時間ＴＤＬ（＝α１、α２、…、αｎ）が経過するまで継続される。
【００３５】
このステップＳ６の判断がＹＥＳ、すなわち遅延時間ＴＤＬ（＝α１α２、…、αｎ）が到来したと認識されると、ホスト計算機６はシーケンサ５に対して、例えば、２次元セグメンテッド（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）ＦＦＥ法（以下、ｓｅｇ．ＦＦＥ法と記す）に基づく各セグメント数ｎに対する時相数ｍ且つ各時相を構成するスキャン数ｐに拠るスキャンの実行を指令する（スキャンＳ７）。
【００３６】
このｓｅｇ．ＦＦＥ法は、ＥＣＧ信号のＲ−Ｒ波間において、セグメントと呼ぶ一塊の連続データを得る手法である。このｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは「シングルスライス・マルチフェーズ」と呼ばれる方式に基づいて実施される。この「シングルスライス・マルチフェーズ」方式によれば、スライス用傾斜磁場ＧＳおよびＲＦ周波数で決まるシングルスライスに対して複数の時相のエコーデータを一度に収集することができる。このため、本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより例えば図４に示す如く、頭部のスライスがスキャンされ、そのスライスに撮像目的の血管が入るようにそのスライス厚さが決められる。
【００３７】
本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンに用いるパルスシーケンスは２次元スキャンであり、後述するイメージングスキャンにおけるそれは３次元スキャンである。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは画像自体を得ることが目的ではなく、心電同期法を実施するときの、血流部分が最も高信号値に描出される心時相を見つけることができればよいので、２次元スキャンでも十分である。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元スキャンで実行することにより、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間を短縮することができる。
【００３８】
ただし、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンに使用するパルスシーケンスは同一種とすることが望ましく、その一例がｓｅｇ．ＦＦＥ法である。パルスシーケンスの種類が変われば、同一スキャン部位であっても画質が変化するので、これは当然のことと言える。また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンに使用するパルスシーケンスのエコー時間ＴＥ（図５及び後述する図７のＴＥ＝ＴＥ１参照）は同じであることが望ましい。これにより、血流のスピンのディフェーズ成分をほぼ同じにすることができる。
【００３９】
なお、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、イメージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イメージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで行ってもよい。
【００４０】
一方、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとＥＣＧ信号の対応については、一例として図４及び図５に示す如く、心周期毎の５個の時相ｍが、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ＝α１〜α５にほぼ対応した値に設定されている。このため、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが実行されると、シーケンサ５の管理下において、図５に示す如く、時相毎に４回のスキャンがＦＦＥ法に拠り実行され、各時相毎に４個のエコー信号が収集される。
【００４１】
ｋ空間は図４に示す如く、その位相エンコード方向が４個の領域に分割されている。そして、位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧＥによる位相エンコード量を適宜に設定することで、各心周期における一定番目の時相ｍにおける４回のスキャンのエコーデータが１つの２次元ｋ空間を埋めるようになっている。このとき、セグメントｎ＝１におけるｍ＝１の時相で収集された４個のエコー信号が４個の分割領域それぞれにおける先頭の位相エンコード位置に、次いで、セグメントｎ＝２におけるｍ＝１の時相で収集された４個のエコー信号が４個の分割領域それぞれにおける次の位相エンコード位置に、といった具合に順に配置される。
【００４２】
次いで、ホスト計算機６は所定セグメント数ｎ分のスキャンが終了したか否かを判断し、ＮＯの場合はステップＳ４に戻って、上述した処理を繰り返す（ステップＳ８）。
【００４３】
このため、ステップＳ８でＹＥＳと判断されたときは、所定セグメント数ｎ分のスキャンが完了したときである。それらのスキャンに係るエコー信号は受信器８Ｒにより受信されて受信処理され、エコーデータとしてシーケンサを介して演算ユニット１０に送られる。このエコーデータは、演算ユニット１０にて、各セグメントｎ内の時相数ｍ＝５に対応した、全部で５組の２次元ｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５に充填されている。この５組のｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５を埋めたエコーデータは、それぞれ、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ＝α１〜α５にほぼ同期して収集されたエコーデータ群であると見なすことができる。
【００４４】
そして、ステップＳ８でＹＥＳの判断が下されたときはＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが終了したときであるので、ホスト計算機６は、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力させる（ステップＳ９）。これにより、音声発生器１６から息止めの音声メッセージが例えば「息をして結構です」の内容で出力される。
【００４５】
上述の処理が順次実行されると、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬがそれぞれ、例えば、ＴＤＬ＝５０ｍｓｅｃ，１５０ｍｓｅｃ，２５０ｍｓｅｃ，３５０ｍｓｅｃ，４５０ｍｓｅｃである５フレーム分のエコーデータが演算ユニット１０内に用意される。そこで、演算ユニット１０により、これらのエコーデータが実空間の画像に夫々再構成され、記憶ユニット１１に格納される。ホスト計算機６は、例えば入力器１３からの操作信号に応答して、この再構成画像を記憶ユニット１１から読み出し、ＭＲＡ像として順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００４６】
したがって、オペレータは、これらのシネ表示像を目視観察することで、血流部分が最も高信号に描出されているＭＲＡ像を決定することができる。
【００４７】
つまり、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた複数枚のＭＲＡ像はそれぞれＲ波からの遅延時間ＴＤＬが異なっているので、拍動する血流が頭部スライス領域に流入するときのインフロー効果が最も大きいほど、再構成されたＭＲＡ像の血流は高い信号値で描出される。このため、画像の血流部分が最も明瞭で且つ高い信号である画像を特定することで、最適な遅延時間ＴＤＬ、すなわち心電同期法の実施下において未飽和のフレッシュなインフロー（血流）を確実に捕捉できる同期タイミングを決めることができる。
【００４８】
なお、この複数枚のＭＲＡ像から心電同期法の同期タイミングを決める処理は、必ずしもオペレータの画像目視観察に限定されるものではなく、表示画像上で血流部分にＲＯＩを設定し、そのＲＯＩ内の信号強度分布を解析し、その解析結果を比較するなどの自動化処理で行なってもよい。また、目視観察や自動化処理の結果、最適と思われる画像が複数、すなわち最適と思われる遅延時間が複数個、存在する場合、それらの遅延時間間で補間などの別処理を行なって新たな遅延時間（同期タイミング）を演算するようにしてもよい。
【００４９】
このようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して最適設定された同期タイミングは、この後の心電同期法に拠るイメージングスキャンに反映される。
【００５０】
続いて、心電同期法に基づくイメージングスキャンを図６〜図１０を参照して説明する。
【００５１】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行する中で、入力器１３からの操作情報に呼応して図６に示す処理を実行する。
【００５２】
これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行を通して決められた、心電同期法の最適遅延時間ＴＤＬを読み込む（図６、ステップＳ２０）。この時間値の読込みは、入力器１３を介してオペレータからの入力を受けてもよいし、記憶ユニット１１内のメモリに記憶しておいた最適遅延時間ＴＤＬを自動的にワークエリアに読み出すことで行なってもよい。
【００５３】
次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスの種類など）および画像処理法の情報（加算処理か最大値投影（ＭＩＰ）処理かなど。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれか等）を入力し、最適遅延時間ＴＤＬを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ２１）。
【００５４】
次いで、ホスト計算機６は、イメージングスキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる。
【００５５】
この後、ホスト計算機６はシーケンサ５にイメージングスキャンの開始を指令する（ステップＳ２７及び図７の処理参照）。
【００５６】
このイメージングスキャンのパルスシーケンスの概要、心周期毎の血流信号強度（拍動）との時間関係、及びエコー信号の配置例を図８に、また、このパルスシーケンスのパルス列の詳細例を図９に示す。
【００５７】
なお、このイメージングスキャンにより収集されるエコー信号の処理は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのときと同様である。つまり、エコー信号はＲＦコイル７で受信された後、受信器８Ｒに送られて受信処理される。この処理された信号はエコーデータとしてシーケンサ５を介して演算ユニット１０に送られ、３次元ｋ空間にスライスエンコード量及び位相エンコード量に応じて配置される。このため、以下の説明では、エコー信号の受信から配置までの詳細な説明は省略する。
【００５８】
イメージングスキャンは、図８，９に示す如く、３次元のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り、例えば頭部の３次元領域Ｒｉｍａを撮像部位（図１０参照）として実施される。この３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法では、図８，９に示すように、１心周期毎に、セグメント化されたフィールドエコー収集用の複数のスキャン（セグメントｎ）と、この複数のスキャンの中程で印加されるＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅｒ）パルス：Ｐｍｔ、ＣＨＥＳＳ（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｈｉｆｔ ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）パルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びスポイラパルス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅとが用いられる。なお、この３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルス列におけるエコー時間ＴＥ＝ＴＥ１は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのそれと同じに設定されている。
【００５９】
具体的には、シーケンサ５は、スキャン開始の指令を受けると、各心周期毎に、Ｒ波の出現後の所定タイミングで数個のＦＦＥ法に拠る前半グループのスキャンＳ１を実行する（図７のステップＳ２４−１〜２４−５）。この前半グループのスキャンＳ１によって収集されたエコー信号は、図８に示すように、３次元ｋ空間のあるスライスエンコードＧＥ２に対する高周波領域ＲＨ１に配置されるように位相エンコードＧＥ１が設定されている（図９参照）。
【００６０】
この高周波領域ＲＨ１及びこれと対象な位置の高周波領域ＲＨ２は、図８の例では、１２８の位相エンコード量を１６ラインずつ８領域に分割した内の上下各々から位相エンコード量＝０の中心部に向かう３つの領域を指す。このため、位相エンコード方向の中心部に位置する残りの２つの分割領域は、画像コントラストにとって重要な低周波領域ＲＬとして設定されている。
【００６１】
この前半グループのスキャンＳ１については、位相エンコード量ＳＥ１の値の設定によって、その１番目のスキャンで収集されるエコー信号がｋ空間のあるスライスエンコード量に対する高周波領域ＲＨ１の１番目の分割領域に、２番目のスキャンで収集されるエコー信号が同空間の高周波領域ＲＨ１の２番目の分割領域に、及び３番目のスキャンで収集されるエコー信号が同空間の高周波領域ＲＨ１の３番目の分割領域に夫々配置される。しかも、この前半グループのスキャンＳ１の内、最初の心周期のスキャンによって収集されたエコー信号は、高周波領域ＲＨ１の３つの分割領域夫々における最初の位相エンコード量の位置に配置され、以下、心周期毎に順に、次の位相エンコード量の位置に配置される。
【００６２】
また、各心周期において、この前半グループのスキャンＳ１に続く適宜なタイミングでＭＴパルス：Ｐｍｔ、ＣＨＥＳＳパルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びスポイラーパルス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅが順次印加される（図７のステップＳ２４−６〜２４−１１参照）。ＭＴパルスはＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果を生じさせて、実質部からの信号値を抑制するために印加される。また、ＣＨＥＳＳパルスは脂肪抑制のために印加される。さらに、スポイラーパルスは、ＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスの印加がその後のエコー信号収集に影響しないように、原子核スピンの位相を十分にディフェーズさせるために印加される。このスポイラーパルスはここではスライス方向、位相エンコード方向、及び読出し方向の３方向に印加される。
【００６３】
この後、適宜なタイミングで、後半グループのスキャンＳ２がｓｅｇ．ＦＦＥ法で実行される（図７、ステップＳ２４−１２〜２４−１３及び図９参照）。このスキャンＳ２は、ｋ空間の中心部に位置する低周波領域ＲＬ及び残りの高周波領域ＲＨ２に配置するエコー信号を収集するためのものである。
【００６４】
とくに、この後半グループのスキャンＳ２の内、最初に実行されるスキャンの開始タイミングを、前述したようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して最適設定された遅延時間ＴＤＬに一致させてある。後半グループのスキャンＳ２の各スキャンで収集されるエコー信号は、そのスキャン順に、低周波領域ＲＬ及び残りの高周波領域ＲＨ２に掛けて領域毎に配置される。
【００６５】
すなわち、後半グループのスキャンＳ２における最初のスキャンによって収集されたエコー信号が低周波領域ＲＬの最初の分割領域に、２番目のスキャンによって収集されたエコー信号が低周波領域ＲＬの残りの分割領域に、３番目のスキャンによって収集されたエコー信号が高周波領域ＲＨ２の最初の分割領域に、４番目のスキャンによって収集されたエコー信号が高周波領域ＲＨ２の次の分割領域にといった具合に配置される。しかも、この後半グループのスキャンＳ２の内、最初の心周期のスキャンによって収集されたエコー信号は、各分割領域夫々における最初の位相エンコード量の位置に配置され、以下、心周期毎に順に、次の位相エンコード量の位置に配置される。
【００６６】
前述した如く、最適設定された遅延時間ＴＤＬに一致させた心電同期タイミングは、撮像部位Ｒｉｍａにおいて血流信号が最も高く描出されるタイミングであった。したがって、上述の如く収集することで、後半グループのスキャンＳ２における初期のスキャン（特に１、２番目のスキャン）により収集されるエコー信号は必ず優先的に低周波領域ＲＬに配置されることになる。
【００６７】
以上のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るスキャンの実行及びそのほかのＭＴパルスの印加は、心周期毎に、例えば「１６周期（ｎ＝１６）×スライスエンコード量分」、繰り返される。この結果、３次元ｋ空間へのエコーデータの配置が完了する（図７、ステップＳ２４−１４）。
【００６８】
この後、シーケンサ５はスキャン完了の通知をホスト計算機６に通知する（ステップＳ２４−１５）。
【００６９】
ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（ステップＳ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる。
【００７０】
この後、ホスト計算機６は演算ユニット１０に画像再構成及び表示の指令を出す（ステップＳ２７）。これに応答して、演算ユニット１０は、ｋ空間のデータに例えば３次元フーリエ変換を施して実空間の３次元画像データを生成するとともに、このデータを記憶ユニット１１に格納する。演算ユニット１０は、さらに、この３次元画像データに例えばＭＩＰ（最大値投影）処理を施すことで２次元画像データを生成し、それを表示器１２に表示する。
【００７１】
以上の画像生成法によれば、心電同期法の同期タイミングがＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して事前に得た最適遅延時間ＴＤＬで規定されていること、及び、その同期タイミングの近傍で収集される信号強度が高いエコー信号をｋ空間の位相エンコード方向における中心部、すなわち低周波領域に優先的に配置している。このデータ収集・配置法は、上述した後半グループのスキャンＳ２により達成されるものであり、このグループのスキャンＳ２を中心に考えると、セントリック・オーダー（ｃｅｎｔｒｉｃ ｏｒｄｅｒ）のデータ収集・配置法になっている。
【００７２】
このため、ＭＲ造影剤を用いないで血流を画像化できることは勿論、拍動する血流であっても、再構成画像における実質部と血流のコントラストは非常に高く且つ安定したものとなる。すなわち、このような血流のインフロー効果を最大限に利用してエコーデータの収集及びｋ空間配置を行なうことができ、エンティティ（血流）の描出能に優れた画像生成法を提供することができる。
【００７３】
なお、本発明者が行なった頭部のＭＲＡ像に関する比較実験によれば、本発明を適用した３Ｄｓｅｇ．ＦＦＥ法のイメージングスキャンの場合、通常の頭部用３ＤＴＯＦ法に拠るイメージングスキャンに比べて、得られた画像の血流の信号強度が約１．５倍向上し、描出能が確実に向上することが確認されている。
【００７４】
また、本実施形態では、心電同期法を併用した３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠りイメージングスキャンを実行するとき、心周期毎に、心電同期タイミングに至る前の空き時間に、前半グループのスキャンＳ１によってｋ空間の高周波領域にマッピングするエコーデータを収集している。このように空き時間を無駄にせずにデータ収集を行なうことで、全体の撮像時間が極力短くすることができる。また、これにより、イメージングスキャン時の息止め期間がなるべく短く抑えられ、患者の負担が軽減される。
【００７５】
さらに、心電同期タイミングは上述のように「シングルスライス・マルチフェーズ」方式で測定されるので、１回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで複数の時相の画像を一度に得ることができる。つまり、複数回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを行う必要がなく、全体の撮像時間を短縮でき、患者スループットを向上させる。
【００７６】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置に対しては更に種々の変形が可能である。以下に、この変形形態を説明する。
【００７７】
（第１の変形形態）
上述した空き時間を利用した前半グループのスキャンＳ１は必ずしも実行せず、心周期毎に、ＭＴパルス、ＣＨＥＳＳパルス、及びスポイラーパルスを印加した後、最適な同期タイミングで始まるエコーデータ収集用の一連のスキャンが続くように構成しても勿論よい。
【００７８】
（第２の変形形態）
また、上述した心電同期法を併用したイメージング・スキャンは、図１１に示す如く、２次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り実行してもよい。このイメージング法は、図９に示したパルス列の内、スライスエンコード用傾斜磁場の印加を省き、エンコードとしては位相エンコード用傾斜磁場ＧＥのみを印加するようにしたものである。この２次元のイメージングスキャンにおいても、前述した最適同期タイミングの事前設定とセントリック・オーダーのデータ収集及び配置の手法を好適に用いることができる。
【００７９】
この場合、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのスライスとイメージングスキャンのスライス（撮像領域）が異なっていてもよい。
【００８０】
（第３の変形形態）
この変形形態は、エコーデータの収集及び配置をスクロール法に拠り実施することが特徴である。心電同期法の同期タイミング（遅延時間ＴＤＬ）、ｋ空間の位相エンコード数などに撮像条件によっては、前述した後半グループのスキャンＳ２の開始タイミングとＲ波との間に別のスキャンを行なうだけの空きが無いこともあり得る。そのような場合には、設定した同期タイミングで直ぐにスキャン（前述した実施形態では、後半グループのスキャンＳ２に相当）を開始し、そのエコー信号をセントリック・オーダー法に基づき収集・配置する。この場合、この開始した一連のスキャンの内、時間的に後の方のスキャンに拠るエコー信号は、図１２の矢印で示す如く、ｋ空間の高周波領域にスクロールして配置されるように、位相エンコード用傾斜磁場パルスが設定される。これによっても、撮像時間の短縮を図ることができる。
【００８１】
（第４の変形形態）
さらに、前述した実施形態において、前半グループのスキャンＳ１の代わりに、エコー信号を収集しない励起パルス（空打ちパルス）を印加するようにしてもよい。このように、Ｒ波の出現からセントリック・オーダー法によるスキャンＳ２までの間において、空き時間には常に空打ちパルスが印加されるので、撮像領域の実質部からの信号値を抑え、スライスエンコード間又はスライス間の信号のばらつきを減らすことができる。
【００８２】
（第５の変形形態）
この変形形態は、ＭＴパルスの印加に関する。図１４に示す如く、ＭＴパルス：Ｐｍｔとして、複数個に分割したＭＴパルスを連続的に印加する。この分割ＭＴパルス夫々のフリップ角は小さいが、その複数個の全体としては所定のフリップ角を確保できるようにそれらのパルス波形面積が設定されている。この分割した複数個のＭＴパルスによっても撮像領域の実質部の信号値をＭＴ効果によって抑えることができ、同時に、この複数個のＭＴパルスの印加数を調整することで、スライスエンコード間又はスライス間の信号のばらつきを調整することができる。
【００８３】
（第６の変形形態）
この変形形態は、イメージングスキャンの開始制御に関する。この制御の概要は図１５に示される（同図の処理は、シーケンサ、ホスト計算機、及び演算ユニットが共同して行なわれる）。このイメージングスキャンを実施する場合、その前段階のスキャンとして、心電同期を使用せず、かつエンコード用傾斜磁場を印加しないｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルスシーケンスにより、リアルタイムに撮像領域（ボクセル）全体からエコー信号を収集する（図１５、ステップＳ４１）。そして、このエコー信号の強度があるしきい値を超えた時点で、前述した心電同期法併用の３Ｄｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るイメージングスキャンを前述と同様に実行させる（ステップＳ４２〜Ｓ４４）。これにより、ダイナミックスキャンの開始タイミングを自動的に最適値に設定することができる。
【００８４】
（第７の変形形態）
この変形形態は、前述した心電同期法の同期タイミングの事前最適設定及びセントリック・オーダー法によるデータ収集・配置の手法を通常のＴＯＦ法、すなわちＦＥ法に実施することを特徴とする。この場合、例えば、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行され、イメージングスキャンは３Ｄ−ＦＥ法（通常の３Ｄ−ＴＯＦ法）で実行される。勿論、イメージングスキャンを２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行してもよい。イメージングスキャンによるデータの収集及び配置は、前述と同様に、セントリック・オーダー法で実行される。
【００８５】
この場合、とくに、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが２Ｄ−ＦＥ法の場合、そのスキャン時間が長くなるので、これを回避するには、いわゆるキーホール（ｋｅｙｈｏｌｅ）撮像法を併用することが望ましい。すなわち、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、２次元ｋ空間の位相エンコード方向の中心部（低周波領域）のみを２Ｄ−ＦＥ法でデータ収集し、残りの高周波領域には一度撮像したデータを複写することで、各回のデータ収集を完了させる。これにより、２Ｄ−ＦＥ法に拠るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間を短縮させることができる。
【００８６】
（第８の変形形態）
この変形形態は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元の位相画像（２Ｄ−ＰＳ像）で行なう例である。前述した心電同期法の同期タイミング（遅延時間ＴＤＬ）を計測する別の手法として、シングルスライス・マルチフェーズ法に拠り２次元位相画像を撮像し、心周期毎の各時相におけるフロー像を作成する。このフロー像を例えば比較観察すると、トリガとしてのＲ波から時間経過したときにフローがピークとなる像を決めことできる。すなわち、このピークフロー像を収集した時相を最適な同期タイミングとして設定し、この同期タイミングを前述と同様にイメージングスキャンに反映させることができる。
【００８７】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【００８８】
例えば、前述の実施形態及びその変形形態にあっては、心電同期法の同期タイミング（遅延時間）は後半グループのスキャンＳ２の開始タイミングと同義であるとして説明していたが、この同期タイミングは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して、ｋ空間の位相エンコード量＝０に配置するデータを収集するタイミングとして規定するようにしてもよい。すなわち、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで得た最適な遅延時間と位相エンコード数、低周波領域の範囲などの条件とを考慮して、演算により決めてもよい。
【符号の説明】
【００８９】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、
前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、
前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、
前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、
を備えるＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記画像生成手段は、高信号値を呈する高信号時相域で収集したエコー信号をｋ空間の中心部の所望低周波領域に配置し、前記再構成処理を施して画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項１】
被検体の所望領域に対してイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置において、
前記所望領域を一度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタするモニタ手段と、
前記エコー信号の強度が一定値を超えた時点で前記所望領域のイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段と、
前記イメージング用ＭＲスキャンの実行によって収集されるエコー信号に対して再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段と、
を備えるＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記画像生成手段は、高信号値を呈する高信号時相域で収集したエコー信号をｋ空間の中心部の所望低周波領域に配置し、前記再構成処理を施して画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【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】
【図１４】
【図１５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【公開番号】特開２０１１−１４３２８２（Ｐ２０１１−１４３２８２Ａ）
【公開日】平成２３年７月２８日（２０１１．７．２８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−９８３９４（Ｐ２０１１−９８３９４）
【出願日】平成２３年４月２６日（２０１１．４．２６）
【分割の表示】特願２００９−１９５２２２（Ｐ２００９−１９５２２２）の分割
【原出願日】平成１１年１２月２４日（１９９９．１２．２４）
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年７月２８日（２０１１．７．２８）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年４月２６日（２０１１．４．２６）
【分割の表示】特願２００９−１９５２２２（Ｐ２００９−１９５２２２）の分割
【原出願日】平成１１年１２月２４日（１９９９．１２．２４）
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
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