JP2001149341A - Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】造影剤を投与することなく、短いスキャン時間
で、且つ、高画質の血流画像を得る。 【解決手段】１心拍内の収縮期及び拡張期夫々に最適な
時相を設定し、複数の異なる時相夫々にてＭＲスキャン
を順次開始して複数組のエコーデータを収集し、複数組
のエコーデータから血流の画像を生成する。スキャン
は、収縮期内の時相で開始する収縮期用スキャンＳＮ
_ｓｙｓと、拡張期内の時相で開始する拡張期用スキャン
ＳＮ_ｄｉａとを同一スライスエンコードに対して別々の
パルスシーケンスで実行される。スキャンＳＮ_ｓｙｓ、
ＳＮ_ｄｉａはハーフフーリエ法を用いる。収縮期用スキ
ャンＳＮ_ｓｙｓにより、ｋ空間Ｋ_ｓｙｓの位相エンコー
ド方向中心領域にエコーデータが配置される。ｋ空間Ｋ
_ｓｙｓ上で残る未収集領域には、拡張期用スキャンＳＮ
_ｄｉａによるｋ空間Ｋ_ｄｉａの対応領域のエコーデータ
が複写される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内のスピン
（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を
画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用い
ることなく、動静脈相画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）装置及びＭＲ（磁気共鳴）イメージング方法
に関する。

【０００２】

【従来の技術】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
体に造影剤を投与して血管造影を行う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、造影剤を投与することから侵襲的な処
置が必要で、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、それに代わる手法として、タイム・オブ・フライト
（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コ
ントラスト（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法
などが知られている。

【０００５】この内、タイム・オブ・フライト法及び位
相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する
手法である。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Ｔ
ＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コ
ントラスト法である。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たＴＯＦ法や位相コントラスト法にしても、肺野や腹部
のＭＲＡ像を得る場合であって、大動脈などの大血管の
上下方向（ｓｕｐｅｒｉｏｒ−ｉｎｆｅｒｉｏｒ ｄｉ
ｒｅｃｔｉｏｎ）の流れを描出しようとすると、血流方
向と垂直なスライスを撮像する必要がある。つまり、ス
ライス方向をその上下方向に合わせてアキシャル像を撮
影する必要がある。このため、２次元スライス像の場
合、血流の流れに沿った画像にはならない。このため、
３次元画像を得ようとすると、スライス枚数が多くなっ
て、撮像全体の時間が長くなるという問題がある。

【０００７】そこで、この問題を打破すべく、ＦＢＩ
（Ｆｒｅｓｈ Ｂｌｏｏｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）法と呼ば
れる撮像法が特願平１１−１１２５４８号公報によって
提案されている。ＦＢＩ法は、予め最適に設定した遅延
時間でＥＣＧ同期を掛けて、Ｒ波の出現毎に心臓から拍
出されるフレッシュで安定した速い流速の血流を捕捉す
るとともに、繰返し時間ＴＲの短めの設定（静止実質部
の縦緩和時間が不充分な状態に設定される）、ＩＲ（反
転）パルスや脂肪抑制パルスの印加（脂肪信号の抑制）
などを含む撮像条件の設定により実質部からの信号値を
抑制するという状態で３次元スキャンを行い、これによ
り血流を描出する手法である。この結果、造影剤を使用
しなくても、比較的短時間の内に血流像を得ることがで
きる。

【０００８】このＦＢＩ法を用いて動静脈を分離した血
流像を得ようとすると、適宜に設定したＥＣＧ同期の異
なる時相で３次元スキャンを２回行い、この２回の３次
元スキャンによって収集された３次元エコーデータで又
はその３次元エコーデータを再構成した３次元画像デー
タで画素同士の重付け差分を演算し、これにより動静脈
を分離した画像を得なければらない。

【０００９】つまり、ＦＢＩ法の場合にも、２回の３次
元スキャンを行う必要があるため、全体のスキャン時間
が長くなること、２回のスキャン相互間において患者の
位置が変化したことに因るミスレジストレーションが生
じて、差分されて得られる血流画像の画質が劣化し易い
こと等、解決しなければならない問題があった。

【００１０】本発明は、このような従来技術の現状を打
破するためになされたもので、造影剤を投与することな
く、短いスキャン時間で、且つ、高画質の血流画像を得
るＭＲイメージングを提供することを、その第１の目的
とする。

【００１１】また、本発明は、上述した第１の目的に加
え、同一撮像で収集されたエコーデータから異なるタイ
プの血流画像を容易に得ることができ、これにより、提
供する血流情報の豊富化を図ることができるＭＲイメー
ジングを提供することを、その第２の目的とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上述した第１及び第２の
目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の
１心拍内に複数の異なる時相を設定する時相設定手段
と、この時相設定手段により設定された複数の異なる時
相夫々にてＭＲ撮像用のスキャンを順次開始して複数組
のエコーデータを収集するスキャン手段と、このスキャ
ン手段により収集された複数組のエコーデータから血流
の画像を生成する血流像生成手段とを備えたことを特徴
とする。

【００１３】好適には、前記複数の異なる時相は、前記
被検体の心周期の収縮期と拡張期とに属する２時相であ
る。さらに好適には、前記スキャン手段は、前記１心拍
中の収縮期内の前記時相で開始する第１のスキャンと、
前記１心拍中の拡張期内の前記時相で開始する第２のス
キャンとを同一スライス又は同一スライスエンコードに
対して別々のパルスシーケンスで実行する手段である。

【００１４】例えば、前記第１及び第２のスキャンはハ
ーフフーリエ法に基づくスキャンである。この場合、前
記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エンコード方
向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータを
配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケン
スに拠るスキャンであり、前記第２のスキャンは、第２
のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成
す中心領域と高周波領域を成す両端部の内の一方とにエ
コーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパ
ルスシーケンスに拠るスキャンである、ことが好適であ
る。さらに、前記血流像生成手段は、前記第１のスキャ
ンによりエコーデータが収集される第１のｋ空間及び前
記第２のスキャンによりエコーデータが収集される第２
のｋ空間それぞれにて前記ハーフフーリエ法に応じてエ
コーデータを演算により生成し配置する演算手段と、前
記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前記第２の
ｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写する複写手
段とを備える、ことも好適である。

【００１５】更に好適には、前記血流生成手段は、前記
第１のｋ空間のエコーデータ又はその画像データと前記
第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間
で差分演算を行って動脈相画像に関するエコーデータ又
はその画像データを得る動脈相画像生成手段を備える。
例えば、その差分演算は重付け差分演算として行われ
る。

【００１６】また、前記血流生成手段は、前記動脈相画
像生成手段から得られた動脈相画像に関するエコーデー
タ又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデー
タ又はその画像データとの間で差分演算を行って静脈相
画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る静
脈相画像生成手段を備えていてもよい。

【００１７】上述した各構成において、例えば、前記Ｍ
Ｒ撮像用のスキャンは３次元スキャンである。また、一
例として、前記スキャン手段は、前記ＭＲ撮像用のスキ
ャンをＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｓ
Ｅ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、又
はＦＳＥ（高速ＳＥ）法に拠るパルスシーケンスで実行
する手段である。

【００１８】さらに、前記時相設定手段は、一例として
は、前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段
と、この検出手段により検出される信号中に現れる周期
的な心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像
部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚の
ＭＲ画像を得る準備手段と、この準備手段により得られ
た複数枚のＭＲ画像から前記２時相を決める手段とを備
える。例えば、前記心時相を表す信号は前記被検体のＥ
ＣＧ信号であり、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号のＲ
波である。

【００１９】一方、前記第１及び第２の目的を達成する
ため、本発明に係るＭＲイメージング方法は、被検体の
１心拍内に複数の異なる時相を設定し、この複数の異な
る時相夫々にてＭＲ撮像用のスキャンを順次開始して複
数組のエコーデータを収集し、この複数組のエコーデー
タから血流の画像を生成する、ことを特徴とする。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る実施の形態を
説明する。

【００２１】（第１の実施の形態）第１の実施の形態
を、図１〜図１４を参照して説明する。

【００２２】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。

【００２３】（１）装置の構成 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。

【００２４】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Ｈ_０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。

【００２５】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。

【００２６】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
Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し
方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒ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Ｈ_０に重畳される。

【００２７】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。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）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。

【００２８】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１
２、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。

【００２９】このＭＲＩ装置は、予め設定した２つの同
期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠るスキ
ャンを実行可能なことを特徴の１つとしている。この２
つの同期タイミングの内、一方は拡張期における最適時
相を、もう一方は収縮期における最適時相に設定され
る。

【００３０】ホスト計算機６は、図２に示すように、こ
の２時相の同期タイミング（Ｒ波からの遅延時間）を決
めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備用ス
キャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）、及
び、それらの同期タイミングに基づいて行う心電同期法
に拠る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、図示しないメインプログラムを実行
する中で行う。イメージングスキャンは、この２時相に
対するスキャンを１つの繰返し時間ＴＲとする撮像で行
う（すなわち、２次元スキャンの場合、この繰返し時間
ＴＲの間に２時相に対する２画像分のエコーデータが収
集され、３次元スキャンの場合、その繰返し時間ＴＲの
間に１スライスエンコード量に基づいて２時相に対する
２フレーム分のエコーデータが収集される）。

【００３１】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチン
の一例を図３に、心電同期法に拠るイメージングスキャ
ンの実行ルーチンの一例を図６、７にそれぞれに示す。

【００３２】このようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによ
って心電同期の最適な同期タイミングを決め、この心電
同期タイミングでその後のエコーデータ収集のスキャン
を行うことで、血流を確実に捕捉でき、かつ、心臓から
吐出されたフレッシュな血液を常にスキャンすることが
できる。

【００３３】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。

【００３４】このパルスシーケンスとしては、フーリエ
変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャ
ンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよい
が、とくに、スキャン時間短縮の効果は３次元スキャン
時の方が大きい。また、このようなスキャンに使用する
パルス列の形態としては、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈ
ｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイ
メージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔ
ｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフー
リエ法を組み合わせたイメージング法）など、各種の形
態のものを採用できる。

【００３５】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（重付け差分処理も含む）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。

【００３６】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は画像
を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する
同期タイミング選択用のパラメータ情報、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
情報をホスト計算機６に入力できる。

【００３７】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。

【００３８】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。この心電計測
部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電
同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行すると
きにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。
これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定
でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージ
ングスキャンを行ってデータ収集できるようになってい
る。

【００３９】（２）ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン 次に、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによる最適な同期タイ
ミングの決定処理を図３〜図５に基づき説明する。

【００４０】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、入力器１３からの指
令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを
実行開始する。

【００４１】最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ
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、心電同期の同期タイミング（時相）を決めるた
めの初期時間Ｔ_０（ここでは、ＥＣＧ信号中のＲ波のピ
ーク値からの経過時間）、時間増分に刻み幅Δｔ、回数
カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、これらのパラメ
ータは操作者に任意に設定できる。

【００４２】なお、本実施形態では、初期時間Ｔ_０、刻
み幅Δｔ、及び回数カウンタＣＮＴの上限値を１Ｒ−Ｒ
期間の内の拡張期（動脈相及び静脈相が共に描出されて
いる時相）から収縮期（静脈相のみが描出されている時
相）までを比較的、万遍無く網羅できる値に設定されて
いる。たとえば、初期時間Ｔ_０＝０に設定してもよい。

【００４３】次いで、ホスト計算機６は、シーケンスの
実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期
タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴ
_ｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔ_ｉｎｃ＝０：ステ
ップＳ２）。この後、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Ｓ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施
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。

【００４４】このように準備が整うと、ホスト計算機６
はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これによ
り、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャ
ン実行に移行する。

【００４５】具体的には、Ｒ波のピーク到達時間からの
遅延時間Ｔ_ＤＬが、Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋Ｔ_ｉｎｃにより演算
される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８
で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中
のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステ
ップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返され
る。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステ
ップＳ４で演算したその時点の遅延時間Ｔ_ＤＬがＲ波ピ
ーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ス
テップＳ６）。この判断処理も遅延時間Ｔ_ＤＬが経過す
るまで続けられる。

【００４６】Ｒ波のピーク時刻から遅延時間Ｔ_ＤＬが経
過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシー
ケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ
７：図４参照）。このパルスシーケンスは、好ましく
は、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タ
イプに設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ
法を組み合わせた２Ｄ−ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍ
ｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法である。勿論、このシーケンス
には高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用でき
る。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令
された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、
被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ
−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用のイ
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。本実施形態では、イメージングスキャン
は３次元スキャンとして実行するが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐ
スキャンはスキャン時間短縮の観点から２次元スキャン
として実行する。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの使命に鑑
みると、２次元スキャンでも十分である。

【００４７】上記シーケンス実行開始の指令後、回数カ
ウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ
８）、さらに、時間の増分パラメータＴ_ｉｎｃ＝ΔＴ・
ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これによ
り、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カ
ウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タ
イミングを調整する増分パラメータＴ_ｉｎｃがそのカウ
ント値に比例して増加する。

【００４８】次いで、各回のパルスシーケンスの実行に
必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍ
ｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステッ
プＳ１０）。さらに、回数カウンタＣＮＴが予め定めた
上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。
同期タイミングを最適化させるために、遅延時間Ｔ_{Ｄ Ｌ}
を各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像
を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定され
る。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合
（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻っ
て上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタ
ＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥ
Ｓ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ス
テップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻
される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結
構です」である。

【００４９】上述の処理を順次実行すると、一例とし
て、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンス
が実行されたことになる。例えば、初期時間Ｔ_０＝３０
０ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令して
いたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間
Ｔ_ＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延
時間Ｔ_ＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する
遅延時間Ｔ_ＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同
期タイミングを決する遅延時間Ｔ_ＤＬが調整される。

【００５０】このため、息止め指令後の最初のＲ波がピ
ーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間Ｔ
_ＤＬ（＝Ｔ_０）後に、例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づく
第１回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ１}が所定時間（５０
０〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集され
る。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合で
も、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、この
Ｒ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられ
る。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンス
の実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信
号が収集される。

【００５１】そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到
達していない場合、ステップＳ５〜ステップＳ１１の処
理が再び実行される。このため、図４の例では、３番目
のＲ波が出現してピーク値に達すると、この到達時点か
ら遅延時間Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋Ｔ _ｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが
経過した時点で、第２回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ ２}
が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。こ
のスキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間
Ｔ_ＤＬ＝Ｔ_０＋２・Ｔ_ｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過す
ると、第３回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ３}が所定時間
継続し、同様にエコー信号が収集される。さらに、この
スキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間Ｔ
_ＤＬ＝Ｔ_０＋３・Ｔ_ｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過する
と、第４回目のスキャンＩＭＧ_{ｐｒｅｐ３}が所定時間継
続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが
所望回数、例えば５回続き、合計５フレーム（枚）の同
一断面のエコーデータが収集される。

【００５２】エコーデータは順次、受信器８Ｒおよびシ
ーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演
算ユニット１０はｋ空間（周波数空間）のエコーデータ
を２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再
構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユ
ニット１１に記憶される。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、この血流像を順
次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。

【００５３】つまり、図５に模式的に示す如く、例えば
腹部の時相が相互に異なる２次元コロナル像が表示され
る。このコロナル像には、体内をほぼ上下方向に流れる
動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが位置する。但し、撮像したタイ
ミング、すなわちＲ波からの「遅延時間Ｔ_ＤＬ＝初期時
間Ｔ_０＋Ｔｉｎｃ・Δｔ」が画像毎に異なる。術者はこ
れらの画像を目視観察して、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが最
も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高信号に
現れている画像を選択する。この内、静脈ＶＥのみが相
対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間Ｔ
_ＤＬ１により、収縮期の同期タイミングＴ_ＤＬ＝Ｔ
_ＤＬ１が決められる。また、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが相
対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間Ｔ
_ＤＬ２により、拡張期の同期タイミングＴ_ＤＬ＝Ｔ
_ＤＬ２が決められる。

【００５４】したがって、術者は、このように遅延時間
Ｔ_ＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像
から、収縮期及び拡張期夫々における最適な遅延時間Ｔ
_ＤＬを目視判定で決し、この遅延時間Ｔ_ＤＬを引き続き
行うイメージングスキャンに反映させる処理を例えば手
動で行う。

【００５５】なお、目視観察で決めた画像を指定する
と、その指定画像に与えられている遅延時間Ｔ_ＤＬを最
適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミン
グをＴ _ＤＬをイメージングスキャン時に自動的に読み出
すようにソフトウエアを構築してもよい。これにより、
ＥＣＧ同期タイミングの自動指定処理が可能になる。

【００５６】さらに、上述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャ
ンにおいて、位相エンコード方向を大動脈等の血流方向
に沿った方向（体軸方向）に意図的に設定している。こ
れにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定
した場合に比べて、血流方向（方向性）の情報を欠落さ
せずに、より明瞭に撮像することができ、その描出能は
優れたものになる。

【００５７】（３）イメージングスキャン 次に、この実施形態の心電同期法に拠るイメージングス
キャンの動作を図６〜図１４を参照して説明する。

【００５８】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、その一環として、入
力器１３からの操作情報に応答して図６及び７に示す処
理を実行する。

【００５９】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スキャンを通して操作
者が決めた最適な２つの遅延時間Ｔ_ＤＬ（つまり、収縮
期の最適遅延時間Ｔ_ＤＬ１及び拡張期の最適遅延時間Ｔ
_ＤＬ２（＞Ｔ_ＤＬ１））を例えば入力器１３を介して入
力する（ステップＳ２０）。この最適遅延時間Ｔ_{ＤＬ １}
及びＴ_ＤＬ２の情報は予め例えば記憶ユニット１１内に
記憶させておいてもよい。

【００６０】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など）およ
び画像処理法の情報（差分処理法及びその重付け係数、
加算処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理など。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
のいずれかなど）を入力し、遅延時間Ｔ_ＤＬ１及びＴ
_ＤＬ２の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
必要に応じて出力する（ステップＳ２１）。

【００６１】次いで、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Ｓ２
３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、ＥＣ
Ｇ−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（図８参照）。

【００６２】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開始を指令する（ステップＳ２
４）。

【００６３】シーケンサ５は、イメージングスキャン開
始の指令を受けると（図７：ステップＳ２４−１）、Ｅ
ＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４−２）、
ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定
ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリ
ガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。ここで、
Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確実に息止
めに移行した時期を見計らうためである。

【００６４】所定ｎ回目のＲ波が出現すると、最初に、
収縮期の特定時相用に設定した遅延時間Ｔ_ＤＬ１だけ待
機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。この遅延時
間Ｔ _ＤＬ１は、前述したように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキ
ャンにより対象とする収縮期の静脈流を撮像する上で最
もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描
出能に優れた値に最適化されている。

【００６５】この最適な遅延時間Ｔ_ＤＬ１が経過した時
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は収縮期に対するイメージングスキャンを実行する
（ステップＳ２４−５）。具体的には、既に記憶してい
たパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜
磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルス
シーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ
１の元でスキャン（第１のスキャン）ＳＮ_ｓｙｓ１が図
８に示す如く心電同期法により実行される（同図におい
て位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されてい
る）。このとき、位相エンコード方向ＰＥは指定されて
いる方向、例えば図１０に示すように、血流（動脈Ａ
Ｒ，静脈ＶＥ）の流れる方向にほぼ一致させるとよい。
また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍ
ｓｅｃ程度に短縮される。

【００６６】なお、この収縮期におけるスキャンＳＮ
_ｓｙｓｎに使用するパルスシーケンスは、図８に示す如
く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から１心拍
内の僅かな時間で終わるようになっている。エコー数
は、図９に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコード
ｋｅ方向の中心部（低周波領域）のみに配置するエコー
データをスライスエンコード量毎に収集するに足りるよ
うに設定されている。このため、その次の拡張期におけ
るスキャン（第２のスキャン）ＳＮ_ｄｉａｎは、図８，
９に示す如く、収縮期に対するスキャンＳＮ_ｓｙｓｎと
同一の心拍において開始できるようになっている。ま
た、収縮期用ｋ空間（第１のｋ空間）Ｋ_ｓｙｓにおいて
不足するエコーデータは、後述する拡張用ｋ空間（第２
のｋ空間）Ｋ_{ｄ ｉａ}からのコピー及びハーフフーリエ法
に拠る演算によって求められる（図９参照）。

【００６７】これにより、最初のスライスエンコード量
ＳＥ１の元、約数百ｍｓｅｃ程度の短いスキャン時間
で、例えば図１０に示す如く下腹部に設定した３次元撮
像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される。

【００６８】次いで、シーケンサ５は、拡張期における
スキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時
相用に設定した遅延時間Ｔ_ＤＬ２だけ待機する処理を行
う（ステップＳ２４−６）。この遅延時間Ｔ_ＤＬ２は、
前述したように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより対象
とする拡張期の動静脈流を撮像する上で最もエコー信号
の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた
値に最適化されている。

【００６９】この最適な遅延時間Ｔ_ＤＬ２が経過した時
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ５は拡張期に対するイメージングスキャンを実行する
（ステップＳ２４−７）。具体的には、既に記憶してい
たパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜
磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルス
シーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ
１の元でスキャンＳＮ _ｓｙｓ２が図８に示す如く心電同
期法により実行される（同図において位相エンコード方
向傾斜磁場の図示は省略されている）。このパルスシー
ケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に設定され
ている。

【００７０】なお、この拡張期におけるスキャンＳＮ
_ｄｉａｎに使用するパルスシーケンスは、図８に示す如
く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併用する
分、ｋ空間全部に充填するエコー数よりも少ないエコー
数を収集するように設定されている。エコー数は、図９
に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向
の中心部（低周波領域）及びその一方の端部（高周波）
のみに配置するエコーデータをスライスエンコード量毎
に収集するに足りるように設定されている。拡張期用ｋ
空間Ｋ_ｄｉａにおいて、不足するエコーデータは後述す
るようにハーフフーリエ法に拠って演算により求められ
る。この拡張期におけるスキャンＳＮ_{ｄｉ ａ１}は、図
８，９に示す如く、通常、次の心拍まで跨ってスキャン
される。

【００７１】これにより、最初のスライスエンコード量
ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、
例えば図１０に示す如く下腹部に設定した３次元撮像領
域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される。

【００７２】これらの１回目のイメージングスキャンが
終了すると、シーケンサ５は、最終のイメージングスキ
ャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ２４−
８）、この判断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）
の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えばイメージン
グスキャンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−
Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機し、静
止している実質部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑
制する（ステップＳ２４−９）。

【００７３】このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期
間待って、例えばスキャン開始から３個目のＲ波が出現
すると（ステップＳ２４９７，ＹＥＳ）、シーケンサ５
は前述したステップＳ２４−４にその処理を戻す。

【００７４】これにより、その３個目のＲ波ピーク値か
ら遅延時間Ｔ_ＤＬ１が経過した時点で次のスライスエン
コード量ＳＥ２に応じて２回目の収縮期に対するスキャ
ンＳＮ_ｓｙｓ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領
域Ｒ_ｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２
４−４，５）。さらに、３個目のＲ波ピーク値から遅延
時間Ｔ_ＤＬ２が経過した時点でスライスエンコード量Ｓ
Ｅ２に応じて２回目の拡張期に対するスキャンＳＮ
_ｄｉａ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒ
_ｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−
６，７）。

【００７５】以下同様に、最終のスライスエンコード量
ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収縮期及び拡
張期それぞれに対して収集される。

【００７６】スライスエンコード量ＳＥｎでの最終回の
スキャンＳＮ_ｓｙｓｎ，ＳＮ_{ｄｉａ ｎ}が終わると、ステ
ップＳ２４−８における判断がＹＥＳとなり、シーケン
サ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完了
通知が出力される（ステップＳ２４−１０）。これによ
り、処理がホスト計算機６に戻される。

【００７７】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（図６：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（図８参照）。

【００７８】したがって、図８に模式的に示す如く、例
えば２Ｒ−Ｒ毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期
スキャンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法によりｎ回（例えば
８回）実行される。

【００７９】患者Ｐから発生したエコ信号は、各回のス
キャン毎に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送
られる。受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施
し、デジタル量に変換する。このデジタル量のエコーデ
ータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に送ら
れ、メモリで形成される収縮期及び拡張期用の３次元ｋ
空間Ｋ_ｓｙｓ及びＫ_ｄｉａ夫々に位相エンコード量及び
スライスエンコード量に応じて配置される。

【００８０】（４）データ処理及び画像表示 このようにエコーデータ収集が終わると、ホスト計算機
６は演算ユニット１０に、図１１に示す処理を実行する
ように指令する。

【００８１】図１１に示す如く、演算ユニット６はホス
ト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間Ｋ
_ｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋ_ｄｉａにおける全データ配
置を完成させる（ステップＳ３１，Ｓ３２）。具体的に
は、ステップＳ３１で、図９に示す如く、拡張期用ｋ空
間Ｋ_ｄｉａにおける位相エンコード方向の一方の高周波
領域のエコーデータ（図９では、番号ｈ〜ｎまでのエコ
ー）が収縮期用ｋ空間Ｋ _ｓｙｓの対応位置にコピーされ
る。このエコーデータは、収縮期用スキャンによっては
収集されていなかった領域のデータである。次いで、ス
テップＳ３２に移行して、収縮期用ｋ空間Ｋ_ｓｙｓ及び
拡張期用ｋ空間Ｋ_ｄｉａの両方にハーフフーリエ法を個
別に適用して、エコーデータを収集していなかった残り
の領域のデータを複素共役関係により演算し、これを配
置する。したがって、ステップＳ３１，Ｓ３２の処理を
通して、両方のｋ空間Ｋ_ｓｙｓ及びＫ_ｄｉａが全てデー
タで埋まる。

【００８２】この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ
空間Ｋ_ｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋ _ｄｉａに夫々、３次
元フーリエ変換による画像再構成を行う（ステップＳ３
３，Ｓ３４）。この結果、図１２（ａ），（ｂ）に示す
如く、収縮期における遅延時間Ｔ_ＤＬ１の画像（収縮期
画像）ＩＭ_ｓｙｓ及び拡張期における遅延時間Ｔ_{ＤＬ ２}
の画像（拡張期画像）ＩＭ_ｄｉａの３次元データが得ら
れる。この画像データによれば、収縮期画像ＩＭ_ｓｙｓ
には静脈のみが映り込んでおり、動脈ＡＲは殆ど映って
いない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭ_ｄｉａには動
脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共に映り込んで
いる。

【００８３】そこで、演算ユニット１０は、動脈相画像
ＩＭ_ＡＲを得るため、差分演算「ＩＭ_ｄｉａ−β・ＩＭ
_ｓｙｓ」を画素毎に行う（ステップＳ３５）。ここで、
βは重付け係数である。これにより、図１２に示す如
く、重付け係数βを適宜に設定することにより、静脈Ｖ
Ｅの画像データが殆ど零になり、動脈ＡＲのみが映った
動脈相画像ＩＭ_ＡＲの３次元画像データが得られる。

【００８４】さらに、静脈相画像ＩＭ_ＶＥを得るため、
差分演算「ＩＭ_ｄｉａ−β・ＩＭ_{Ａ Ｒ}」を画素毎に行う
（ステップＳ３６）。画像データＩＭ_ＡＲは上述の重付
け差分により演算された画像データである。これによ
り、図１３に示す如く、動脈ＡＲの画像データが殆ど零
になり、静脈ＶＥのみが映った静脈相画像ＩＭ_ＶＥの３
次元画像データが得られる。なお、この差分演算も重付
け差分によって行ってもよい。

【００８５】このように差分演算が終わると、演算ユニ
ット１０は、両方の動脈相画像ＩＭ _ＡＲ及び静脈相画像
ＩＭ_ＶＥ夫々について、ＭＩＰ（最大値投影）処理を行
って、所望方向からそれらの血管を観測したときの２次
元画像（例えばコロナル像）のデータを作成する（ステ
ップＳ３７）。この動脈相及び静脈相の２次元画像は図
１４に示す如く、表示器１２に表示されるとともに、そ
れらの画像データは記憶ユニット１１に格納される（ス
テップＳ３８）。

【００８６】（５）効果 以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置によれ
ば、１心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャ
ン開始タイミング（Ｒ波からの遅延時間）が設定され、
それらのタイミング夫々にて１スライスエンコードに対
する（即ち、１つの繰返し時間ＴＲ内で）収縮期及び拡
張期の２ショットのスキャンが個別に順次実行される。
しかも、１心周期内の最初に行う収縮期用スキャンは、
後続の拡張期用スキャンに時間的に掛からないようにデ
ータ収集時間（エコー数）を短くし、そこで収集したエ
コーデータは収縮期用ｋ空間内のコントラスト向上の観
点で最も重要な低周波領域に配置する。収縮期用ｋ空間
の不足するデータは、比較的長めにエコー収集を行うこ
とができる後続の拡張期用スキャンで得たデータをコピ
ーして補う。また、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャ
ンはハーフフーリエ法を採用し、スキャン時間を極力短
く設定している。

【００８７】このため、通常、１スライスエンコードに
対する（即ち、１つの繰返し時間ＴＲ）収縮期用及び拡
張期用の２ショットのスキャンは２心拍程度内に収まる
ので、これらのスキャンを順次交互に繰り返すことで、
１回の息止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流
のエコーデータを３次元スキャンにより各別に且つ最適
タイミングで収集することができる。つまり、収縮期及
び拡張期の血流の３次元データが１回の撮像で各別に且
つ最適タイミングで収集される。この収集データは前述
した如く再構成及び差分処理に付されて動脈相画像及び
静脈相画像が提供される。

【００８８】したがって、本実施形態によれば、収縮期
及び拡張期について個別にイメージングスキャンを行う
（つまり合計２回の撮像を行う）必要が無く、１回の撮
像で済む。それゆえ、撮像時間が大幅に少なくて済み、
患者スループットが上がる。とくに、かかる撮像時間の
短縮効果は３次元撮像のときに顕著になる。また、患者
の体動等に因るミスレジストレーションを大幅に減らす
ことができるので、提示される画像の画質も良くなる。
さらに、１回の撮像で収集された２時相のエコーデータ
から動脈相及び静脈相を分離した血流像（ＭＲＡ像）を
得ることができるので、撮像効率が良く、また、提供さ
れる血流情報も豊富になる。

【００８９】また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによって
収縮期及び拡張期に対する最適なＥＣＧ同期タイミング
を予め設定しているので、収縮期及び拡張期の各時相に
おいて狙った血流を確実に捕捉することができる。これ
により、エコー信号強度が高く、Ｓ／Ｎのより優れた、
そして血流コントラストの良い血流像が得られる。また
一方では、心電同期タイミングの事前の最適設定によ
り、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くなり、操作者
の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担も軽減され
る。

【００９０】また、繰返し時間ＴＲおよびエコー間隔を
短く設定するとともに、位相エンコード方向を血管走行
方向にほぼ一致させ、かつ、スライス方向を患者の前後
方向にとることができるので、ＴＯＦ法などのような血
流と垂直に撮影する手法と比較して、全体のスキャン時
間が短くて済む。さらに、スライス方向の撮像範囲を短
縮できる分、スライスエンコードの印加回数が少なくて
済み、撮像全体の時間が従来のＴＯＦ法や位相エンコー
ド法に比べて大幅に短縮される。これにより、患者の負
担も少なく、患者スループットも上がる。

【００９１】さらに、造影剤を投与しなくても済むの
で、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体
力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイ
ミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさか
らも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じ
て繰返し撮像が可能になる。

【００９２】さらに、位相エンコード方向を血管の走行
方向と一致又は略一致させているので、ピクセルのぼけ
（ｂｌｕｒｒｉｎｇ）を積極的に利用でき、これによ
り、血管の走行方向の描出能にも優れている。撮像部位
の血管走行方向応じて位相エンコード方向を変えること
で、多様な部位に容易に対処できる。

【００９３】また、高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使
用しているので、サスセプタビリティや形態の歪みの点
での優位性も当然に享受することができる。

【００９４】（６）変形例 なお、本発明は、上述した実施形態記載の構成に限定さ
れるものではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能
である。

【００９５】例えば、上述した実施形態では、動脈相画
像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これ
については、動脈相画像のみを差分演算し、表示するよ
うにしてもよい。すなわち、図１１のステップＳ３６に
おける静脈相画像に対する差分演算を省くことができ
る。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に
行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであっても
よい。

【００９６】また、前述した実施形態にあっては、収縮
期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフー
リエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハーフ
フーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡張
期用スキャンによりｋ空間をフルにデータ収集し、その
スライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデー
タを収縮期用ｋ空間の対応領域に夫々コピーするとよ
い。

【００９７】さらに、前述した実施形態は３次元スキャ
ンで行う場合を説明したが、これは２次元スキャンの撮
像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケ
ンスも、ＦＡＳＥ法に限らず、ＦＳＥ法やＥＰＩ法を採
用してもよい。

【００９８】さらに、前述した実施形態のエコーデータ
の後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データ
に変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相
の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算
を、マトリクスサイズが同じｋ空間Ｋｓｙｓ，Ｋｄｉａ
上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエ
コーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよ
い。

【００９９】また、動脈相及び／又は静脈相の画像を得
るには、本発明のように異なる２時相で収集したデータ
間で差分する手法に限らず、異なるエコー間隔の画像間
で差分する手法や、異なる実効ＴＥ時間の画像間で差分
する手法を採用してもよい。エコー間隔が異なると、血
流速に対する検出感度が変わり、動静脈間で血流速の違
いを反映したエコーデータをそれぞれ収集でき、したが
って、前述と同様の差分によってそれぞれの血流を画像
化できる。また、実効ＴＥ時間が異なると、異なるＴ２
値を持つ動静脈を差別化した状態でエコーデータをそれ
ぞれ収集でき、したがって、前述と同様の差分によって
それぞれの血流を画像化できる。

【０１００】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。

【０１０１】

【発明の効果】以上説明したように、本発明のＭＲＩ装
置及びＭＲイメージング方法によれば、被検体の１心拍
内に複数の異なる時相（例えば収縮期及び拡張期夫々に
おける２時相）を設定し、この複数の異なる時相夫々に
てＭＲ撮像用のスキャンを順次開始して複数組のエコー
データを収集し、この複数組のエコーデータから血流の
画像を生成するので、造影剤を投与することなく、短い
スキャン時間で、且つ、高画質の血流画像を得ることが
できる。さらに、同一撮像で収集されたエコーデータか
ら、例えば動脈相画像及び静脈相画像など、異なるタイ
プの血流画像を容易に得ることができ、これにより、１
回の撮像で提供できる血流情報の豊富化を図ることがで
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を
示す機能ブロック図。

【図２】実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及
びイメージングスキャンの時系列関係を説明する図。

【図３】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スキャンのＥＣＧ信号に対す
る時系列関係を例示するタイミングチャート。

【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた、遅
延時間をダイナミックに変化させたときのＭＲＡ像の模
式図。

【図６】ホスト計算機が実行するイメージングスキャン
の制御例を示す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
制御例を示す概略フローチャート。

【図８】実施形態における心電同期法に基づくイメージ
ングスキャンのタイミング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における２時相のデータ
収集とそのデータを配置するｋ空間を模式的に説明する
図。

【図１０】３次元の撮像部位と撮像する血管との位置関
係を説明する図。

【図１１】演算ユニットにより実行される、エコーデー
タの演算処理を説明する概略フローチャート。

【図１２】動脈相画像を得るための差分演算の概要を説
明する模式図。

【図１３】静脈相画像を得るための差分演算の概要を説
明する模式図。

【図１４】動脈相画像及び静脈相画像の同時表示状態を
例示する図。

【符号の説明】

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

Claims (14)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の１心拍内に複数の異なる時相を
   設定する時相設定手段と、この時相設定手段により設定
   された複数の異なる時相夫々にてＭＲ撮像用のスキャン
   を順次開始して複数組のエコーデータを収集するスキャ
   ン手段と、このスキャン手段により収集された複数組の
   エコーデータから血流の画像を生成する血流像生成手段
   とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記複数の異なる時相は、前記被検体の心周期の収縮期
   と拡張期とに属する２時相であることを特徴とするＭＲ
   Ｉ装置。
3. 【請求項３】 請求項２記載のＭＲＩ装置において、 前記スキャン手段は、前記１心拍中の収縮期内の前記時
   相で開始する第１のスキャンと、前記１心拍中の拡張期
   内の前記時相で開始する第２のスキャンとを同一スライ
   ス又は同一スライスエンコードに対して別々のパルスシ
   ーケンスで実行する手段であることを特徴とするＭＲＩ
   装置。
4. 【請求項４】 請求項３記載のＭＲＩ装置において、 前記第１及び第２のスキャンはハーフフーリエ法に基づ
   くスキャンであることを特徴とするＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】 請求項４記載のＭＲＩ装置において、 前記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エンコード
   方向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータ
   を配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケ
   ンスに拠るスキャンであり、 前記第２のスキャンは、第２のｋ空間の位相エンコード
   方向における低周波領域を成す中心領域と高周波領域を
   成す両端部の内の一方とにエコーデータを配置するため
   のエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るスキ
   ャンである、ことを特徴とするＭＲＩ装置。
6. 【請求項６】 請求項５記載のＭＲＩ装置において、 前記血流像生成手段は、前記第１のスキャンによりエコ
   ーデータが収集される第１のｋ空間及び前記第２のスキ
   ャンによりエコーデータが収集される第２のｋ空間それ
   ぞれにて前記ハーフフーリエ法に応じてエコーデータを
   演算により生成し配置する演算手段と、前記第１のｋ空
   間上で残っている未収集領域に前記第２のｋ空間の対応
   する領域のエコーデータを複写する複写手段とを備えた
   ことを特徴とするＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 請求項６記載のＭＲＩ装置において、 前記血流生成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ
   又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ
   又はその画像データとの間で差分演算を行って動脈相画
   像に関するエコーデータ又はその画像データを得る動脈
   相画像生成手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
8. 【請求項８】 請求項７記載のＭＲＩ装置において、 前記動脈相画像生成手段により実行される差分演算は重
   付け差分演算であることを特徴とするＭＲＩ装置。
9. 【請求項９】 請求項７記載のＭＲＩ装置において、 前記血流生成手段は、前記動脈相画像生成手段から得ら
   れた動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像デー
   タと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像デー
   タとの間で差分演算を行って静脈相画像に関するエコー
   データ又はその画像データを得る静脈相画像生成手段を
   備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
10. 【請求項１０】 請求項１乃至９の何れか一項に記載の
    ＭＲＩ装置において、 前記ＭＲ撮像用のスキャンは３次元スキャンであること
    を特徴とするＭＲＩ装置。
11. 【請求項１１】 請求項１乃至９の何れか一項に記載の
    ＭＲＩ装置において、 前記スキャン手段は、前記ＭＲ撮像用のスキャンをＦＡ
    ＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法、Ｅ
    ＰＩ（エコープラナーイメージング）法、又はＦＳＥ
    （高速ＳＥ）法に拠るパルスシーケンスで実行する手段
    であることを特徴とするＭＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 請求項２乃至１１の何れか一項に記載
    のＭＲＩ装置において、 前記時相設定手段は、前記被検体の心時相を表す信号を
    検出する検出手段と、この検出手段により検出される信
    号中に現れる周期的な心拍参照波からの異なる時刻にて
    前記被検体の撮像部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回
    実行して複数枚のＭＲ画像を得る準備手段と、この準備
    手段により得られた複数枚のＭＲ画像から前記２時相を
    決める手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
13. 【請求項１３】 請求項１２記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記心時相を表す信号は前記被検体のＥＣＧ信号であ
    り、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号のＲ波であること
    を特徴とするＭＲＩ装置。
14. 【請求項１４】 被検体の１心拍内に複数の異なる時相
    を設定し、この複数の異なる時相夫々にてＭＲ撮像用の
    スキャンを順次開始して複数組のエコーデータを収集
    し、この複数組のエコーデータから血流の画像を生成す
    ることを特徴とするＭＲイメージング方法。