CN101904746B - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置，无须从被检体取得ECG信号就可以取得心周期的时相信息。该磁共振成像装置包括心电信息取得单元以及图像数据生成单元。心电信息取得单元与从被检体取得的除心电信号以外的表示拍动的生物体信号同步地收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述心电信号的基准波的位置与上述生物体信号的同步位置的时间差。图像数据生成单元基于上述时间差与上述生物体信号同步地收集与特定的心时相对应的成像用的磁共振信号，根据收集的上述成像用的磁共振信号生成与上述特定的心时相对应的图像数据。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明涉及用拉莫尔(Larmor)频率的高频(RF)信号磁激励被检体的原子核自旋，从伴随该激励产生的核磁共振(NMR：NuclearMagnetic Resonance)信号重建图像的磁共振成像(MRI：MagneticResonance Imaging)装置，尤其涉及可以利用脉波信息等的心电图(ECG：electro cardiogram)以外的生物体信息取得心周期的时相信息的磁共振成像装置。
背景技术
磁共振成像是用拉莫尔频率的RF信号磁激励放置在静磁场中的被检体的原子核自旋并根据伴随该激励产生的MR信号重建图像的拍摄法。
为了用MRI装置取得心周期的特定时相中的图像，必须从与从患者(被检体)得到的ECG波形同步地以预定的定时执行脉冲序列，进行收集到的回波信号的图像重建。
但是，为了获得ECG波形，必须在成像之前在被检体上安装ECG信号的检测用的电极，要花工夫。
而且，存在因被检体的不同，而需要修正电极的安装位置来收集适合的ECG信号的问题。
而且，有时因成像时的倾斜磁场切换的影响而在ECG波形中感应出噪声，不能适当地进行ECG同步成像，还有时即使可以进行成像画质也降低。另外，在ECG同步成像中，在被检体上安装了电极的状态下施加成像用的RF脉冲。
因此，存在在由电极、用来传送ECG波形的信号线和人体形成的环路中感应出RF脉冲，把被检体烧伤的危险性。在RF脉冲的功率大的高磁场MRI装置中该问题尤其显著。
鉴于这样的背景，考虑了取代从被检体检测ECG信号，而利用在手指、脚尖、耳朵等被检体的部位上安装的传感器检测被检体的脉波信号，与脉波信号同步地成像的脉波同步(PPG：peripheral pulsegating)法(例如，参照日本特开平2-224740号公报)。
根据该PPG法，可以省掉在被检体上安装ECG电极的工夫，且还可以解决倾斜磁场中的ECG波形紊乱造成的难以实现适当的同步的问题。而且，还可以防止在高磁场MRI装置中电极的发热。
但是，虽然利用PPG的成像是与心拍同步的成像，但在脉波信号中存在与检测位置离心脏的距离、血管硬度等条件有关的从拍动算起的延迟时间。
因此，能够降低拍动造成的伪像，但不能确定心周期的时相而获得图像。即，不能在成像前设定用来在心周期的特定时相中收集数据的拍摄条件，也不能确定在成像后得到的图像与心周期的哪个时相相当。
于是，考虑了从被检体取得ECG信号和PPG信号这两者，计测PPG信号的相对于ECG信号的延迟时间，基于测得的延迟时间根据PPG信号确定心时相的方法(例如，参照非专利文献《Handbook ofMRI Pulse Sequences》，Matt A.Bernstein等著)。
但是，在从被检体取得ECG信号和PPG信号这两者的方法中，虽然能够进行ECG信号和PPG信号的关联，但仍然需要取得ECG信号。因此，仍然存在花费在被检体上安装ECG信号的检测用电极的工夫的问题。
另外，也不能避免因在由电极、用来传送ECG波形的信号线和人体形成的环路中感应出RF脉冲而可能把被检体烧伤的危险性。
发明内容
本发明正是为了解决上述现有的问题而提出的，其目的在于提供无须从被检体取得ECG信号就可以取得心周期的时相信息的磁共振成像装置。
根据本发明的磁共振成像装置，包括：与从被检体取得的除心电信号以外的表示拍动的生物体信号同步地收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述心电信号的基准波的位置和与上述生物体信号的同步位置的时间差的心电信息取得单元；以及基于上述时间差与上述生物体信号同步地收集与特定的心时相对应的成像用的磁共振信号，根据收集的上述成像用的磁共振信号生成与上述特定的心时相对应的图像数据的图像数据生成单元。
另外，根据本发明的磁共振成像装置，包括：与从被检体取得的除心电信号以外的表示拍动的生物体信号同步地收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述心电信号的基准波的位置和与上述生物体信号的同步位置的时间差的心电信息取得单元；以及与上述生物体信号同步地收集成像用的磁共振信号，基于上述时间差从收集的上述成像用的磁共振信号抽出与特定的心时相对应的磁共振信号，根据抽出的上述磁共振信号生成与上述特定的心时相对应的图像数据的图像数据生成单元。
在根据本发明的磁共振成像装置中，无须从被检体取得ECG信号就可以取得心周期的时相信息。
附图说明
图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。
图2是图1所示的计算机的功能框图。
图3是示出在图1所示的磁共振成像装置中，利用从被检体P取得的PPG信号取得心周期的时相信息，收集特定的心时相中的图像时的流程的流程图。
图4说明在图2所示的计算机中执行的血流速的随时间的变化的算出方法和从PPG信号算起的延迟时间的确定方法。
图5示出在图1所示的显示装置上显示的PPG成像用的从R波算起的延迟时间的设定画面的一例。
具体实施方式
图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。
磁共振成像装置20包括：形成静磁场的筒状的静磁场用磁体21；以及在该静磁场用磁体21的内部设置的匀场线圈22、倾斜磁场线圈23和RF线圈24。
而且，磁共振成像装置20中具有控制系统25。控制系统25具有：静磁场电源26、倾斜磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31和计算机32。控制系统25的倾斜磁场电源27由X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z构成。另外，计算机32中具有：输入装置33、显示装置34、运算装置35和存储装置36。
静磁场用磁体21与静磁场电源26连接，具有利用从静磁场电源26供给的电流在拍摄区域上形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁体21多数情况下用超导线圈构成，在激励时与静磁场电源26连接而被供给电流，但一般情况下一旦被激励后就成为非连接状态。另外，也有时用永磁体构成静磁场用磁体21，不设置静磁场电源26。
在静磁场用磁体21的内侧，在同轴上设置筒状的匀场线圈22。匀场线圈22构成为，与匀场线圈电源28连接，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而把静磁场均匀化。
倾斜磁场线圈23由X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z构成，在静磁场用磁体21的内部筒状地形成。在倾斜磁场线圈23的内侧设置机台37作为拍摄区域，被检体P置于机台37上。在RF线圈24中具有：内置在机架中的接收发送RF信号用的全身用线圈(WBC：whole body coil)、设置在机台37或被检体P附近的接收RF信号用的局部线圈等。
倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接，倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z连接。
构成为，能够利用分别从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z供给的电流，在拍摄区域上分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy和Z轴方向的倾斜磁场Gz。
RF线圈24与发送器29和/或接收器30连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号并向被检体P发送的功能；接收用的RF线圈24具有接收伴随着被检体P内部的原子核自旋的RF信号造成的激励产生的NMR信号并赋予接收器30的功能。
另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30连接。序列控制器31具有存储记述了为了驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30所需的控制信息，例如应向倾斜磁场电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等的动作控制信息的序列信息的功能；以及通过按照所存储的预定的序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz和RF信号的功能。
序列控制器31构成为，接收利用接收器30中的NMR信号的检波和A/D(模/数)变换得到的复数数据即原始数据(raw data)并赋予计算机32。
因此，发送器29具有基于从序列控制器31接收的控制信息向RF线圈24赋予RF信号的功能，而接收器30具有通过对从RF线圈24接收的NMR信号进行检波而实施所需的信号处理并且进行A/D变换，生成数字化了的复数数据即原始数据的功能和把生成的原始数据赋予序列控制器31的功能。
而且，磁共振成像装置20中，具有取得作为表示被检体P的拍动的信号的一例的PPG信号的脉波传感器38。PPG信号是表示与心周期对应的血流量的变化的同步用的脉波信号。从例如手指、脚尖、耳朵等的被检体P的部位检测脉波作为光信号。因此，脉波传感器38安装在手指、脚尖、耳朵等的被检体P的任意部位上。脉波传感器38具有检测从皮肤上方照射红外光而得到的反射光，把检测到的反射光变换成电气信号而作为PPG信号经由序列控制器31输出到计算机32的功能。
通过用运算装置35执行在计算机32的存储装置36中保存的程序，计算机32具有各种功能。但是，也可以不利用程序，而是在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定电路。
图2是图1所示的计算机32的功能框图。
计算机32借助于程序而用作拍摄条件设定部40、序列控制器控制部41、k空间数据库42、图像重建部43、图像数据库44、图像处理部45和心时相信息取得部46。
拍摄条件设定部40具有基于来自输入装置33的信息设定包含脉冲序列的拍摄条件，把设定的拍摄条件赋予序列控制器控制部41的功能。具体地，拍摄条件设定部40具有设定与PPG信号同步的血流速测定用的脉冲序列的功能、以及为了进行与PPG信号同步的成像而在显示装置34上显示用来把相对于ECG信号的R波等的基准波的延迟时间作为拍摄条件设定的设定画面的功能。
序列控制器控制部41具有在从输入装置33接收到扫描开始指示信息时，通过向序列控制器31赋予包含脉冲序列的拍摄条件而被驱动控制的功能；以及从序列控制器31接收原始数据，并配置在形成在k空间数据库42中的k空间中的功能。
图像重建部43具有：通过从k空间数据库42取入k空间数据并进行包含傅里叶变换(FT)的图像重建处理而重建图像数据的功能、以及向图像数据库44写入重建得到的图像数据的功能。
图像处理部45具有：从图像数据库44取入图像数据，进行所需的图像处理，生成显示用的二维图像数据的功能；以及在显示装置34上显示生成的显示用的图像数据的功能。
心时相信息取得部46具有：从图像数据库44取得根据血流速测定用的脉冲序列收集的相位图像数据，基于相位图像数据计算血流速度的随时间的变化的功能；基于算出的血流速度的随时间的变化和PPG信号，算出PPG信号上的基准点与ECG信号上的基准点之间的相对时间差的功能；基于PPG信号或血流速度的随时间的变化，算出ECG信号的相邻R波等的基准波间的时间的功能；以及把算出的时间差和基准波间的时间赋予拍摄条件设定部40的功能。
下面，说明磁共振成像装置20的动作和作用。
图3是示出在图1所示的磁共振成像装置20中，利用从被检体P取得的PPG信号取得心周期的时相信息，收集特定的心时相中的图像时的流程的流程图。
首先收集PPG信号，在利用PPG信号的同步下执行血流速测定用的脉冲序列。然后，基于用血流速测定用的脉冲序列收集的回波数据求出血流速度的随时间的变化(步骤S1)。
为此，在拍摄条件设定部40中设定包含血流速测定用的脉冲序列的拍摄条件。作为血流速测定用的脉冲序列，从在短时间内进行数据收集的角度出发，用来用PC(相衬：Phase Contrast)法对用分段k空间法(segmented k space method)分段得到的数据进行高速电影法拍摄的序列是优选的。
分段k空间法是通过把k空间分成几个区域而分段，针对各区依次取入k空间数据的高速拍摄法。另外，PC法是利用自旋的相位差信息计测血流速度的方法。
具体地，在拍摄条件设定部40中，在血流速度的测定方向上交替施加改变了极性的流动编码倾斜磁场脉冲，把收集与心周期内的多个时相对应的编码数据的序列和PPG信号的收集指示信息作为拍摄条件设定。为了高精度地计测血流速度，把血流速度的测定方向设定在流速大的、被检体P的头脚方向上，把横切血管的截面作为拍摄截面是优选的。由于能够在预先作为定位用图像收集的被检体P的冠状剖面上确认心脏，所以能够容易地进行拍摄截面的位置设定。然后，把被设定的拍摄条件从拍摄条件设定部40赋予序列控制器控制部41。
另一方面，预先把被检体P置于机台37上，在用静磁场电源26激励的静磁场用磁体21(超导磁体)的拍摄区域上形成静磁场。另外，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而把拍摄区域上形成的静磁场均匀化。
如果从输入装置33向序列控制器控制部41供给扫描开始指示，则序列控制器控制部41向序列控制器31供给包含脉冲序列的拍摄条件。序列控制器31通过按照脉冲序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30，在放置被检体P的拍摄区域上形成倾斜磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。
因此，被检体P的内部的因核磁共振产生的NMR信号由RF线圈24接收并赋予接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号，生成原始数据。接收器30把生成的原始数据赋予序列控制器31。序列控制器31向序列控制器控制部41赋予原始数据，序列控制器控制部41把原始数据作为k空间数据配置在形成在k空间数据库42中的k空间中。
另一方面，在序列控制器31的控制下，在数据的收集中在脉波传感器38中取得PPG信号。然后，基于PPG信号在回顾(retrospective)同步下进行通过执行上述那样的脉冲序列进行的k空间数据的收集和配置。即，序列控制器控制部41基于PPG信号制作与不同的多个心时相对应的k空间数据的集合(set)，把制作的k空间数据的集合配置在形成在k空间数据库42中的k空间中。
然后，图像重建部43从k空间数据库42取得通过执行血流速测定用的脉冲序列收集的针对各心时相的k空间数据，重建与不同的多个心时相对应的相位图像数据。把重建的相位图像数据写入图像数据库44。
然后，心时相信息取得部46从图像数据库44取得与不同的心时相对应的相位图像数据，基于相位图像数据算出血流速度的随时间的变化。然后，如果得到血流速的随时间的变化，则可以如后述那样，为了收集与特定的心时相对应的数据，确定适当的从PPG信号到数据收集定时为止的延迟时间。
图4说明在图2所示的计算机32中执行的血流速的随时间的变化的算出方法和从PPG信号算起的延迟时间的确定方法。另外，图4中横轴表示时间。
图4(A)示出PPG信号。通过对PPG信号设定阈值，可以在超过阈值的定时生成像图4(B)所示那样的触发信号，用于数据收集的同步。图4(C)示出假想的ECG信号。
PPG信号根据检测位置离心脏的距离、血管硬度等条件，从心室的收缩延迟而传播。另一方面，PPG信号的周期Trr可以视为与ECG信号的R-R间同等。因此，PPG信号比假想的ECG信号延迟了延迟时间Tp。因此，只要能推定延迟时间Tp，就可以使从根据PPG信号生成的触发信号算起的延迟时间与特定的心时相相关联。
于是，为了不收集ECG信号而推定PPG信号的从ECG信号算起的延迟时间Tp，像以下那样算出例如左心室附近的上行大动脉中的血流速的随时间的变化。
图4(D)示出血流速测定用的脉冲序列。血流速测定用的脉冲序列与根据PPG信号生成的触发信号同步地反复执行。具体地，在检测触发信号时依次更新相位编码量。其结果，在相邻的触发信号间收集与一个心周期中的相互不同的多个心时相对应且与同一相位编码量对应的多个数据。而且，反复执行与多个心时相对应的数据收集，直到收集了与用来埋入k空间的全部相位编码量对应的数据为止。即，依次更新相位编码量，直到收集了与全部相位编码量对应的数据为止。
如果收集与全部相位编码量对应的数据，则通过利用序列控制器控制部41使k空间数据更替，针对各心时相得到与同一心时相对应的、以不同的相位编码量收集的多个k空间数据的集合。
而且，通过利用图像重建部43进行针对各心时相的k空间数据的图像重建处理，得到像图4(E)所示那样的针对各心时相的相位图像数据。具体地，由于以相同的相位编码量在相同心时相中执行改变了流动编码倾斜磁场的极性的数据收集，所以作为k空间数据收集两个复数数据。然后，通过进行计算复数数据的差分而算出位相的处理得到相位数据。而且，通过对相位数据进行包含FT的处理能够得到相位图像数据。
这样生成的相位图像数据中的像素值表示对应的像素的速度。因此，与各心时相对应的多个相位图像数据是分别对应的心时相中的速度图。在此，血管以外的组织的运动比血管小，所以像素值也小。而且，在被检体P的轴截面上，被检体P的从脚向头流动的速度最大的是上行大动脉，且一个心周期内速度变化最大的位置也是上行大动脉。因此，能够利用阈值处理、最大值抽出处理或微分处理等的处理容易地确定上行大动脉的位置和范围。
于是，在心时相信息取得部46中进行上行大动脉的范围的检测处理。而且，在心时相信息取得部46中算出与上行大动脉内部包含的多个像素的像素值相当的血流速的平均值，如果在心时相方向上绘出算出的平均血流速，则得到像图4(F)所示那样的血流速的随时间的变化(cm/s)。在此可以认为，在被检体的心脏附近存在的上行大动脉中的血流速与心脏的跳动相比没有延迟，而是同步。因此，可以把从将血流速视为零的值上升的变化点看作ECG信号的R波的定时。
然后，在心时相信息取得部46中测定R-R间隔和根据PPG信号生成的触发信号的从R波算起的延迟时间Tp(步骤S2)。R-R间隔可以基于触发信号或血流速的随时间的变化而测定。即，可以通过计测相邻的触发信号间Trr的时间，用高精度且简易的处理测定R-R间隔。但是，也可以通过从血流速的随时间的变化抽出周期性的特征点，计测相邻的特征点间的时间，算出R-R间隔。
另外，只要算出相邻的触发信号间Trr的时间的平均值，就可以计测平均的R-R间隔。因此，如果把相邻的触发信号间Trr的时间的平均值作为R-R间隔的测定值，就能得到稳定的值。
而且，在上行大动脉中的血流速的变化中，通过像上述那样把血流速在正方向上变化最大的时刻作为R波的定时，计测从R波到下一个PPG触发信号的时间，可以求出PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp。
另外，PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp是从R波到PPG信号的信号值超过阈值而产生触发信号为止的时间，与从R波到PPG信号的峰为止的时间Tp0不一定是相同的值。
把这样地算出的R-R间隔和PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp从心时相信息取得部46赋予拍摄条件设定部40。
然后，用拍摄条件设定部40设定用来利用使用了PPG信号的同步成像收集心周期的特定时相的图像的拍摄条件(步骤S3)。为此，拍摄条件设定部40在显示装置34上显示拍摄条件的设定画面。
图5示出在图1所示的显示装置34上显示的PPG成像用的从R波算起的延迟时间的设定画面的一例。
可以经由图5所示那样的用户界面把PPG成像中的数据收集定时设定为从R波算起的延迟时间Td。即，在设定画面上，作为参照信息，显示与算出的R-R间隔对应的假想的ECG波形和表示脉冲序列中的数据收集定时期间的定时图。另外，在设定画面上，也可以用数值表示算出的R-R间隔的时间。
因此，用户可以用与针对通常的ECG同步拍摄用的设定画面的操作同样的操作，设定与特定的心时相对应的从R波算起的延迟时间Td。例如，用户可以通过基于输入装置33的操作的数值输入或滑块的移动来输入从R波算起的延迟时间Td。
然后，拍摄条件设定部40基于输入的从R波算起的延迟时间Td和PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp，计算实际拍摄中的数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′(步骤S4)。即，计算与从R波算起的延迟时间Td相当的、数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′。
在由用户输入的从R波算起的延迟时间Td比PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp长(Td＞Tp)时，可以用式(1)计算数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′。
Td′＝Td-Tp                        式(1)
即，由于像图4(G)所示那样PPG触发信号从R波延迟了延迟时间Tp，所以数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′是，被输入的从R波算起的延迟时间Td减去PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp得到的时间。
另一方面，在由用户输入的从R波算起的延迟时间Td比PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp短(Td＜Tp)时，可以用式(2)计算数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′。
Td′＝Td-Tp+Trr                        式(2)
即，只要像图4(H)所示那样把数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′确定成，在生成PPG触发信号的心周期的下一个心周期中收集数据即可。
然后，把在拍摄条件设定部40中计算的数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′作为控制条件，在利用PPG信号的同步下进行成像扫描(步骤S5)。
即，把在拍摄条件设定部40中设定的成像扫描用的脉冲序列与数据收集定时的从PPG触发信号算起的延迟时间Td′一起作为控制条件，通过序列控制器控制部41输出到序列控制器31。在序列控制器31中，在脉波传感器38中取得的PPG信号超过阈值的定时生成PPG触发信号作为同步用信号。然后，序列控制器31控制倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30以在从PPG触发信号算起延迟时间Td′后进行数据收集。
该数据收集相当于从R波算起的延迟时间Td后的数据收集。然后，以与通过执行血流速测定用的脉冲序列收集数据同样的流程，把按照成像用的序列收集的k空间数据配置在k空间数据库42内的k空间中。
然后，图像重建部43从k空间数据库42取得k空间数据而重建图像数据(步骤S6)。把重建的图像数据写入图像数据库44。
然后，图像处理部45从图像数据库44取入图像数据，进行所需的图像处理，生成显示用的二维图像数据，在显示装置34上显示生成的显示用的图像数据(步骤S7)。
此时，拍摄条件设定部40把与被显示的图像对应的从R波算起的延迟时间Td作为图像附带信息在显示装置34上显示。也可以把该图像附带信息与图像数据相关联而保存在图像数据库44中。
因此，用户无须从被检体P取得ECG信号，把数据收集定时作为相对于ECG信号的R波等的基准波的延迟时间来设定，就可以参照与所希望的心时相对应的图像数据。
像上述那样，磁共振成像装置20基于通过在利用PPG信号的同步下执行血流速测定用的脉冲序列得到的血流速的随时间的变化和PPG信号，算出ECG信号上的基准点与PPG信号上的基准点之间的时间差。而且，通过用从PPG信号或血流速的随时间的变化得到的R-R间等的基准波间隔和ECG信号上的基准位置与PPG信号上的基准位置之间的时间差，可以确定用PPG成像收集的图像数据的心时相。
上述的步骤S5中的成像用的数据收集是在从PPG触发信号算起延迟时间Td′后进行的，是所谓的前瞻性(prospective)数据收集方法。与此相对，也可以基于PPG信号进行回顾性(retrospective)数据收集。
此时，在步骤S5中，基于PPG信号收集与全部的心时相对应的多个k空间数据的集合。另外，在步骤S6中，从收集的多个k空间数据的集合中抽出从PPG触发信号起延迟时间Td′后的与特定的心时相对应的k空间数据，用抽出的k空间数据进行图像重建。
如果使用根据本实施方式的磁共振成像装置20，无须从被检体取得ECG信号就可以收集与心周期的所希望的时相对应的图像。因此，可以避免花费在被检体上安装ECG电极的工夫、避免因施加倾斜磁场导致的ECG信号紊乱造成的不适当的同步。而且，也没有高磁场MRI装置中的ECG电极发热的问题。
而且，与ECG同步拍摄用的拍摄条件设定同样地，可以把数据收集定时作为从ECG信号的R波等的基准波算起的延迟时间来设定。
(变形例)
在上述的实施方式中，示出了为了推定ECG信号上的基准波的位置而计测上行大动脉的血流速随时间的变化的例子，但只要能推定ECG信号上的基准波的位置，也可以取得其它的生物体信息。
作为用来推定ECG信号上的基准波的位置的其它生物体信息的例子，可以举出未施加相位编码而收集的包含大动脉的截面的血流速投影数据、心室截面积、心室形状的投影数据。
但是，如果计测上行大动脉的血流速随时间的变化，则可以使相位图像数据的拍摄截面的定位和血管的抽出容易，且可以得到从拍动算起的延迟少的信息。因此，如果计测上行大动脉的血流速随时间的变化，则用于推定ECG信号上的基准波的位置的处理被简化。
另外，不限于PPG信号，除ECG信号以外的表示拍动的任意的生物体信号例如心音信号、拍动造成的振动信号也可以与PPG信号一样地用于同步中。
而且，也可以在把相对于PPG信号上的基准点的延迟时间作为数据收集定时设定而收集的图像数据上，附加对应的心时相作为附带信息。即，可以通过参照在心时相信息取得部46中计测的PPG触发信号的从R波算起的延迟时间Tp，求出从作为表示心时相的信息的R波算起的延迟时间Td，作为附带信息附加在图像数据上。另外，在显示图像数据时，如果利用附带信息也显示对应的心时相，则用户可以确认与图像数据对应的心时相。另外，在图像数据库44中保存与多个心时相对应的图像数据时，也可以利用附带信息选择显示与所希望的心时相对应的图像数据。

Claims (10)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：
心电信息取得单元，与从被检体取得的除心电信号以外的表示拍动的生物体信号同步地收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述心电信号的基准波的位置与上述生物体信号的同步位置的时间差；以及
图像数据生成单元，基于上述时间差与上述生物体信号同步地收集与特定的心时相对应的成像用的磁共振信号，根据收集的上述成像用的磁共振信号生成与上述特定的心时相对应的图像数据。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述生物体信号是脉波信号。
3.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述心电信息取得单元用相衬法收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出大动脉的血流速数据，进而根据上述血流速数据求出上述心电信号的基准波的位置，根据求出的上述心电信号的基准波的位置与上述脉波信号的同步位置求出上述时间差。
4.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述图像数据生成单元基于上述时间差把作为拍摄条件设定的从上述心电信号的基准波算起的延迟时间换算成从上述脉波信号的同步位置算起的延迟时间，在从上述脉波信号的同步位置算起的延迟时间后收集上述成像用的磁共振信号。
5.如权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述心电信息取得单元根据上述脉波信号进一步求出上述心电信号上的基准波的间隔，
该磁共振成像装置还包括参照信息显示单元，该参照信息显示单元显示上述心电信号上的基准波的间隔作为参照信息，该参照信息是用来设定从上述心电信号的基准波算起的延迟时间而作为上述拍摄条件的参照信息。
6.如权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述心电信息取得单元根据用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号进一步求出上述心电信号上的基准波的间隔；
上述磁共振成像装置还包括参照信息显示单元，该参照信息显示单元显示上述心电信号上的基准波的间隔作为参照信息，该参照信息是用来设定从上述心电信号的基准波算起的延迟时间而作为上述拍摄条件的参照信息。
7.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述图像数据生成单元在与上述特定的心时相对应的图像数据上附加表示该特定的心时相的信息作为附带信息。
8.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：
心电信息取得单元，与从被检体取得的除心电信号以外的表示拍动的生物体信号同步地收集用来推定上述被检体的心电信号的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述心电信号的基准波的位置与上述生物体信号的同步位置的时间差；以及
图像数据生成单元，与上述生物体信号同步地收集成像用的磁共振信号，基于上述时间差从收集的上述成像用的磁共振信号抽出与特定的心时相对应的磁共振信号，根据抽出的上述磁共振信号生成与上述特定的心时相对应的图像数据。
9.如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述生物体信号是脉波信号。
10.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：
拍动信息取得单元，与从被检体取得的表示拍动的第一信号同步地收集用来推定表示上述被检体的拍动的第二信号的基准点的磁共振信号，求出根据收集的上述磁共振信号推定的上述第二信号的基准点的位置与上述第一信号的基准点的同步位置的时间差；以及
图像数据生成单元，基于上述时间差与上述第一信号同步地收集与上述第二信号的特定的时相对应的成像用的磁共振信号，根据收集的上述成像用的磁共振信号生成与上述第二信号的上述特定的时相对应的图像数据。
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