JP2004321791A - Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法を実施する場合に、造影剤を投与すること無く、血流のインフロー効果を確実に強調して血流と実質部とのコントラストを向上させたＭＲＡ像を提供する。
【解決手段】このＭＲＩ装置では、被検体の１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定したデータ収集順を規定するパルスシーケンスが用いられる。心電同期法の下で被検体の所望領域に対してイメージング用スキャンが実行されるとともに、そのスキャンの実行により発生したエコー信号が収集される。このエコー信号がエコーデータに生成されてｋ空間に配置される。このｋ空間のエコーデータから実空間の画像が再構成される。
【選択図】 図５

Description

本発明は、被検体の血流を非造影でイメージングするＭＲＩ装置及びＭＲイメージング方法に係り、とくに、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）を強調したＭＲＡ（ＭＡアンギオグラフィ）を行うことができ、ＰＩ（パラレルイメージング）法やＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向における非対称フーリエイメージング：Asymmetric Fourier Imaging）法に特に有効なＭＲＩ装置及びＭＲイメージングに関する。

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（エコー信号など）から画像を再構成する撮像法である。

この磁気共鳴イメージングをフーリエ変換法で行う場合、収集したエコー信号が受信処理されてエコーデータが生成され、このエコーデータが一度、ｋ空間（周波数空間又はフーリエ空間とも呼ばれる）に配置される。このｋ空間を埋めたエコーデータの組がフーリエ変換されて実空間の画像に再構成される。

この一連の処理において、従来、収集したエコーデータはリニア・オーダ（linear order）又はセントリック・オーダ（centric order）と呼ばれる順序でｋ空間に配置されることが多かった。リニア・オーダはｋ空間の位相エンコード方向の端（高周波側）からその中心部に向かってエコーデータを順に配置する手法である。これに対し、セントリック・オーダはｋ空間の中心部（低周波域）からエコーデータの配置を開始する手法である。

しかしながら、上述したリニア・オーダや、セントリック・オーダに基づくデータ配置順は必ずしも、近年のイメージング法やパルスシーケンスの多様化及び複雑化に十分に対応できていない。例えば、リニア・オーダについては、心電信号を同期信号として用いる心電同期法に拠るＭＲイメージングを行う場合、心電信号に含まれるＲ波に応答したトリガ信号からｋ空間の位相エンコード方向の中心位置（つまり、零エンコード位置）に配置するデータ収集までの時間が長くなり、動脈の描出能が低下することが指摘されていた。この問題は、位相エンコード方向にＡＦＩ法を実施するＰＥ−ＡＦＩ法のときに特に顕著であった。

また、セントリック・オーダに関しては、エコー信号が定常状態になる前にｋ空間の零エンコード位置（中心位置）に配置するエコーデータが収集されるため、再構成された画像上にエンコードゴーストが発生し易く、このため、画質が劣化するという問題があった。

このセントリック・オーダに基づくデータ収集順を更に発展させた手法として、特許文献１に記載の手法も知られている。この文献には、心電同期法に拠るイメージングスキャンに用いられ且つ高信号値を呈する高信号時相域に対応した最適同期タイミングを準備用スキャンとしてのＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行を通して事前に設定し、この最適遅延時間に同期したイメージングスキャンを実行してエコー信号を収集し、このエコー信号をｋ空間に配置すると共に当該配置信号に再構成処理を施して画像を生成することが記載されている。かかるイメージングスキャンにより実行されるパルスシーケンスは、高信号時相域で収集したエコー信号がｋ空間の中心部の所望の低周波領域に優先的に配置されるようになっている。
特開２００１−１７８７０１号公報

しかしながら、上述した特許文献１に記載のエコーデータの収集順は、２次元又は３次元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅｇ．ＦＦＥ）法に拠るパルスシーケンスにより血流のインフロー効果を強調する場合に好適なものであって、前述したように、ＰＩ法により高速イメージングを行う場合や、ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ法とを組み合わせて高速イメージングを行う場合には、かかるインフロー効果を十分に強調できてはいなかった。その理由は、主に、ＰＩ法による実収集エンコード数の減少及びＰＥ−ＡＦＩ法によるｋ空間のＰＥ方向への非対称性を考慮に入れて、１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定してはいなかった、ということに因る。このため、ＰＩ法を使用したり、ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ法とを併用したりする場合であっても、ＰＩ法の高速性を損なわずに、血流と実質部との間の十分なコントラストを確保し、画質を高めて欲しいとする要求があった。

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、その目的は、ＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法などの高速イメージングを実行する場合に、造影剤を投与すること無く血流を撮像でき、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に強調して、その血流と実質部とのコントラストを向上させた高画質のＭＲＡ像を提供する、ことである。

上述した目的を達成するために、本発明の１つの態様に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行する。このＭＲＩ装置は、前記被検体の心時相を表す情報を検出する心時相検出手段と、前記心時相検出手段により検出された心時相を表す情報に同期した同期撮像法の下で、前記被検体の１心周期のうちの所望の心時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定したデータ収集順を規定するパルスシーケンスを用いて、前記被検体の所望領域にイメージング用スキャンを実行するとともに当該イメージング用スキャンの実行により発生したエコー信号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エコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置するデータ配置手段と、このデータ配置手段により配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する画像再構成手段と、を備えたことを特徴とする。

一例として、前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、この情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備え、前記スキャン手段は、前記同期信号に順次現われるトリガ信号それぞれに同期して前記パルスシーケンスに基づくイメージング用スキャンを実行させる手段を含んでいてもよい。

また、本発明の別の態様に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記被検体の心時相を表すトリガ信号を検出する心時相検出手段と、この心時相検出手段により検出されるトリガ信号それぞれに順次、同期して所定のパルスシーケンスによるスキャンを前記被検体の所望領域に順次実行するとともに当該スキャンの実行により発生したエコー信号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エコー信号から前記所望部位の血管像を作成する画像作成手段とを、を備えたことを特徴とする。

さらに、本発明に係るＭＲイメージング方法は、被検体の所望領域に心電同期法に拠るＭＲ（磁気共鳴）イメージングを行うもので、前記被検体の１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定したデータ収集順を規定するパルスシーケンスを準備し、このパルスシーケンスを用いて前記心電同期法の下で前記被検体の所望領域に対してイメージング用スキャンを実行して収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置し、この配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する、ことを特徴とする。

本発明によれば、とくに、所望のパルスシーケンスにＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法などの高速イメージングを併用して実行する場合に、造影剤を投与すること無く撮影できる一方で、流れが拍動する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限に強調して、その血流と実質部とのコントラストを向上させた高画質のＭＲＡ像を提供することができる。

以下、本発明に係る実施の形態を説明する。

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図６を参照して説明する。

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。

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。

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。

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。

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。

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）を受信し、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信号のデジタル量のエコーデータ（生データとも呼ばれる）を生成する。

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、予め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。

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に示す手順のように、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信号に同期させ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必要な、ｋ空間の位相エンコード方向の中心位置、即ち零エンコード位置に配置するエコーデータを収集すべき心時相が最適に定められる。このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば特開２００１−１４９３４１号公報で知られている。

ただし、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは必ずしも実行する必要はない。このスキャンを実行して設定する最適時相に代えて、オペレータがその都度、所望の時相情報を入力器１３を介してホスト計算機６に与えてもよい。この場合、イメージング対象の部位の血流速度などに応じて、例えば既知の時相情報や経験的に得ている時相情報を自在に設定できる。さらに、入力器１３とホスト計算機６のソフトウエアにより機能的にインターフェースを構成し、このインターフェースに予め内蔵させてある記憶テーブルから、かかる時相情報を選択・設定するように構成してもよい。

イメージングスキャンに際して、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して設定された最適時相、又は、例えば手動で設定された最適時相に応じてショット（ＲＦ励起）毎のデータ収集開始タイミングが指定される。このデータ開始タイミングに応じて、ＥＣＧ信号に現れるＲ波に呼応したトリガ信号からの遅延時間がショット毎に決まる。この遅延時間の後にショット毎のイメージングスキャンが開始されてエコー信号が収集される。

図１に戻って説明する。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。

このパルスシーケンスは、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）で実施可能であり、そのパルス列の形態としては、特に、ＦＥ（フィールドエコー）法、ＦＦＥ（高速フィールドエコー）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法などに好適であるが、イメージング対象の流体としての血流のインフロー効果を強調できるものであれば、ほかのパルス列、例えばＳＥ（スピンエコー）系のパルスシーケンスであってもよい。

このパルスシーケンスは、ＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向の非対称フーリエイメージング：ハーフフーリエ法とも呼ばれる）法の下に実施することが好適である。このＡＦＩ法の概念を図３に示す。同図左側の２次元ｋ空間はＡＦＩ法を適用しない状態でのデータ配置の状態を模式的に示す。この場合には、ｋ空間全体にわたってデータ配置が行われる。一方、同図右側のそれはＡＦＩ法を適用したときのデータ配置の状態（斜線部）を模式的に示す。一部に、データ収集を行わない非対称なデータマッピングとなる（空白部）。この空白部には、零が配置されてＦＯＶが確保されるとともに、再構成演算時には収集済みのデータを使って演算により空白部を埋めるデータが求められる。このＡＦＩ法を適用した場合、収集エンコード数を減らし、撮影時間を短縮させることができる。

上述した各種のパルスシーケンスのうちの所望のパルスシーケンスに、ＡＦＩ法と共同して、又は、単独で、特に近年脚光を浴びている、高速イメージングの一種であるＰＩ（パラレルイメージング）法を適用してもよい。

ここで、前述したＰＩ法について簡単に説明しておく。このＰＩ法は、基本的に、複数のＲＦコイル（要素コイル）から成る、いわゆる、マルチコイルを用いて各コイル同時にエコー信号を受信し、それらの受信したエコー信号から独立に画像データを生成する手法である。このように複数のＲＦコイルで同時に受信するという条件の下で、各ＲＦコイルに対応したエンコード数を、画像再構成に必要な所定エンコード数の「１／ＲＦコイル数」に減らすことができる。これにより、ＲＦコイル毎に生成した画像のＦＯＶ（Field of View）は小さくなるが、スキャン時間は短縮され、高速化される。一方、画像端に生じる折返し（folding）現象は、複数のＲＦコイルの感度が相互に異なるという事実を利用して、各ＲＦコイルに対応して得られた複数の画像それぞれに後処理としてのアンフォールディング（unfolding）が施されて除去又は抑制される。この処理には、各ＲＦコイルの空間的な感度マップが用いられる。アンフォールディングされた複数枚の画像は、最終のフルＦＯＶの画像に合成され、例えば腹部全体の広い視野の最終画像が得られる。

このＰＩ法は、例えば論文“Carlson J.W. and Minemura T., Image Time Reduction Through Multiple Receiver Coil Data Acquisition and Image Reconstruction, MRM 29:681-688, 1993”や論文“Sodikson D.K. and Manning W.J., Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH): Fast Imaging with Radiofrequency Coil Arrays, MRM 38:591-603, 1997”などで知られている。

さらに、上述した各種のパルスシーケンスをＥＣＧ（心電図）信号などの被検体の心周期を表す信号に同期させて実行する心電同期法（ＥＣＧゲーティングなど）が望ましい。このため、パルスシーケンスとしては、ｋ空間を複数の領域に分割し、その分割数に応じてセグメンティド（segmented）化されたパルス列に形成することが望ましい。なお、セグメントとは、１スライス分又は１ボリュームのエコーデータ（生データ）を収集するのに、何回に分けて収集するのかということを表す数値である。

このセグメントの概念を図４に模式的に示す。同図の場合、セグメント数＝８の場合のデータ収集を示しており、１Ｒ−Ｒ間内にｋ空間の各分割領域の１ライン（１エンコード）分のデータの組が収集・配置され、複数の心周期にわたって、このデータ収集・配置が繰り返される。本発明は、このデータ収集の順序の設定を特徴としており、この特徴は後述される。

図１に戻って説明を続ける。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１０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。

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。

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。

さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ（心電図）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、例えば、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンやイメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５において用いられる。これにより、心電同期法によるデータ収集が可能になっている。このＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧユニット１８は、心時相を表す情報を検出する手段として機能する。

続いて、本実施形態に係る全体動作を説明する。

最初に、ｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置に配置するデータの収集時相について、再度、従来の問題点と比較しながら、説明する。本実施形態では、撮影部位は下肢であり、撮像するターゲットは動脈であるとする。

ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法を採用しない、通常の撮影で用いられる撮影条件の典型例を示すと、

となる。

いま、ターゲットは下肢の動脈であるから、この血管を安定して描出するには、Ｒ波から１００〜５００ｍｓの間にｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置の配置するエコーデータを収集する必要がある。

上述した撮影条件（１）、（２）で決定的に違う要素は、零エンコード位置に対するデータ収集時相である。零エンコード位置に配置するデータの、ＥＣＧトリガ信号からの収集時相（零エンコード時間：０EncodeTimeと記す）は下記式で表される。

ここで、DelayTimeはＥＣＧトリガ信号からデータ収集開始まで遅延時間である。

このように撮影条件の違いに応じて、データ収集時相を表すことができるので、＃ＡＦＩファクタは０．６、DelayTime＝０として、その値を算出すると、

となる。これによると、通常撮影に対する零エンコード時間（（１）″の値）は、下肢の動脈をターゲットとしたときの零エンコード時間の許容範囲（１００〜５００ｍｓ）に収まるが、ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の併用撮影に零エンコード時間（（２）″の値）は、その許容範囲に収まらない。つまり、後者の撮影の場合、かかる高速撮影時に、いわゆる血管抜けによりエコー信号が低くなるなど、画像を安定して得ることができない。

このためには、ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の併用撮影においても、零エンコード収集時相を、ＥＣＧトリガ信号から１００〜５００ｍｓの範囲に収めてやればよい。しかしながら、かかる零エンコード収集時相をＥＣＧトリガ信号の直後に設定することは、前述したと同様に、定常状態（即ち、信号強度の安定した状態）には無いので、エンコードゴーストが発生するなど、再構成したＭＲＡ画像の画質が劣化する原因になる。

そこで、本実施形態では、図２に示すように、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャン及び心電同期イメージングスキャンの順に撮像が、好適には被検体Ｐの息止めを併用して行われる。最初に、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンが行われる。これにより、ＥＣＧ信号のＲ波（トリガ信号に対応）から例えば１００，２００，３００，４００，５００ｍｓといった複数の遅延時間を置いて、被検体の下肢の所望撮像部位に対して例えば２次元スキャンが実行される。このスキャンに使用するパルスシーケンスは、後で実行するイメージングスキャンと同種類のものが好適である。

これにより、遅延時間が異なる複数枚の断層像が得られるので、この画像を例えば目視観察し、所望の血管が最も良好に描出され、血管と他の組織とのコントラストが最も明瞭になっている時相を零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏ（例えばＲ波に応答したＥＣＧトリガ信号からの遅延時間：図５参照）として設定する。この零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏを表すデータは入力器１３を介してホストコンピュータ６に送られ、その後の心電同期イメージングスキャンの撮影条件の一つとして記憶される。

なお、前述したように、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンを実行しない態様も可能である。その場合には、オペレータが既に知見して所望の零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏのデータを手入力で入力器１３を介してホストコンピュータ６に渡せばよい。

このように零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏが設定されると、心電同期法に基づくイメージングスキャンが、例えば、２次元セグメンティドＦＥ法がＰＩ＆ＰＥ−ＡＦＩ法の元で実行される。

図５に、ＰＥ−ＡＦＩ法の下でセグメント化されて実行される、エコーデータの収集順及びそのデータのｋ空間への配置位置の関係を模式的に示す。ｋ空間は一例として、ＰＥ−ＡＦＩ法を使用するため、６個の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６と零詰め処理を行う残りの領域ＶＣとに分かれている。パルスシーケンスも、ＥＣＧ信号のＲ波に出現に伴うトリガ信号（図示せず）に応答して、６個のエコー信号を収集するパルス列が１つのセグメントＳｅｇ．１（〜６）として置かれ、このセグメントＳｅｇ．１（〜６）が６個の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６のデータ配置を賄う分だけ複数の心周期に渡ってＲ波毎に設定されている。ただし、全体のスキャン時間は、被験者の一回の息止め可能な期間内に収められている。

このパルスシーケンスのより詳細な波形例を図６に示す。同図に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波が出現し、そのピーク値に応答してＥＣＧユニット１８からＥＣＧトリガ信号がシーケンサ５に送られる。このため、シーケンサ５には、そのＥＣＧトリガ信号から零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏの経過時に、ｋ空間の零エンコード位置に配置する所定番目のエコー信号（図６の場合には、３番目のエコー信号）の中心時間を合わせるための遅延時間ｔｄが予めホスト計算機６から撮影条件の１つとして渡されている。つまり、この遅延時間ｔｄは各セグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１（〜６）の開始時相を規定している。

このため、上述したＥＣＧトリガ信号を受けたシーケンサ５は、所定の遅延時間ｔｄの経過を待って、各セグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１（〜６）を開始させる。この各パルス列ｓｅｇ．１（〜６）が開始されると、その冒頭部分で、ＭＴパルスＰｍｔ、化学選択パルスＰｃｈｅｓｓ、及びスポイラーパルスが印加される。その後、ＦＥ法による所望スライスのエコー信号が収集される。

このエコー信号の収集に際し、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが収集毎にそのパルス面積（例えば波高値）が変更されて、発生するエコー信号に位相エンコーディングを行う。

この位相エンコーディングの中で、ｋ空間の零エンコード位置に配置する所定番目のエコー信号（図６の場合には、１番目のセグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１の３番目のエコー信号）には、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが付与されないように設定されている（位相エンコード量＝０）。その他のセグメント化されたパルス列ｓｅｇ．２〜６の３番目のエコー信号には、零エンコード量を含む中心部の１つの分割領域ＤＶ５における位相エンコード量に対応して、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが付与される。

また、この中心部の分割領域ＤＶ５に配置するエコー信号の時間軸方向前後で収集するエコー信号には、図５に示すように零エンコード位置を越えた一方の極性側の所定位相エンコード量から位相エンコーディングがスタートし、零エンコード位置を越えて反対側の極性側の位相エンコーディングまで順に進み、分割領域ＤＶ６の端まで達すると、反対の極性側に折り返し、元のエンコード位置まで戻るという、データ配置位置のスクロールが行われるように、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが与えられる。この収集順は、ＰＩ法の撮影倍率などの撮影ファクタ、ＰＥ−ＡＦＩ法における実収集データ数の変化分、及びＰＥ−ＡＦＩ法におけるデータ収集の零エンコード位置に対する非対象性のほか、１心周期内の血流の動態や信号強度の変化を考慮して設定される。

なお、このスクロール順は一例であっても、零エンコード時相の収集以外の収集順は、任意の順番でスクロールさせることができる。

このため、零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏで収集されたデータは、ｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む分割領域ＤＶ５に必ず配置されつつ、ＡＳＩ法に従う全部の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６までエコーデータで充足される。残りの領域ＶＣには零を表すデータ充足され、ＡＳＩ法に拠り画像再構成が行われる。これにより、被検体Ｐの例えば下肢の動脈を描出するＭＲＡ像が造影剤をしないで得ることができる。

このようにして、ｋ空間の零エンコード位置を含む中心部の分割領域に配置するデータの収集時相を、１心周期内の、ターゲットにとって最も描出能の高い時相範囲（例えば、下肢の動脈の場合、Ｒ波から１００〜５００ｍｓの範囲）に確実に収めることができる。このため、ターゲットである血流のインフロー効果を最も効率良く強調でき、血流と組織とのコントラストを高めた、高描出能で、アーチファクトの少ない高画質のＭＲＡ像を提供することができる。

また、ｋ空間の各分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６それぞれに対するデータ収集順は、上述したインフロー効果の強調効果の確保に加えて、ＰＩ法における撮影倍率や、ＰＥ−ＡＳＩ法を併用した場合の実収集データ数と実際に再構成されるときのｋ空間中心位置との差を考慮して決められている。このため、昨今富に注目されているＰＩ法やＡＦＩ法を併用する場合でも、それらの高速撮像の性能を維持しつつ、血管輝度と組織とのコントラスト比が十分に確保された高画質のＭＲＡ像を提供することができ、それらの高速撮像法の特性を一層強固なものにすることができる。

さらに、画質劣化（エンコードゴースト）の発生を防止するため、ｋ空間の中心位置を収集するまでのほかのエンコードデータの収集数を考慮して、かかるデータ収集順が決定されている。これを、図５を用いて説明すると、ｋ空間の零エンコード位置に配置するデータを収集する前に、撮像スライスを他のデータ収集のＲＦパルスによりある程度励起している。このため、零エンコード位置に配置するデータ収集時には、エコー信号が確実に定常状態に近づいているので、零エンコード位置に対して、より安定したデータを収集することができる。

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。とくに、ＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法に対しても、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空間配置を行うことができ、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。

第１の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。例えば、上述した実施形態において、所望のパルスシーケンスにＰＩ法のみを組み合わせて実施してもよいし、所望のパルスシーケンスにＰＥ−ＡＦＩ法のみを組み合わせて実施してもよいし、所望のパルスシーケンスにＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の両方を併用してもよい。

（第２の実施の形態）
次いで、図７〜９を参照して、本発明に係る第２の実施形態を説明する。

この第２の実施形態は、上述の第１の実施形態で説明したＭＲＩ装置及びＭＲイメージング方法により実行される同期撮影法の元でのデータ収集期間の相互間の間隔設定に関する。

この第２の実施形態では、被検体の下肢領域のＭＲＡ（血管）像がＰＰＧ（Peri Pherical Gating：脈波同期）法の元で撮像される例を挙げる。なお、下肢にて測定される脈波は心時相を表す情報に相当し、ＰＰＧ法は心時相の情報に基づく同期撮像法の一形態を成す。

一般に、下肢領域の所望撮像部位のＭＲＡ像をＰＰＧ法で撮像する場合、血流のインフロー効果を得るため、２Ｒ−Ｒに跨るスキャン計画が立てられる。このため、スキャン時には、図７に示すように、そのスキャン計画に沿って２Ｒ−Ｒの間隔でデータ収集が行われる。

具体的には、脈波計測部が検出した脈波信号には、心電図信号のＲ波に応答して生成される脈波同期信号（同期用パルス信号：PPG-trigger）が含まれる。このため、ある脈波同期信号ＰＧ１から所定の遅延時間ｔｄの後、データ収集ＡＣＱ１を行ってデータ収集を行う。このデータ収集ＡＣＱ１は、通常、スキャン計画に沿って次の脈波同期信号ＰＧ２を跨ぐ時間まで継続される。このため、インフロー効果を得るために、シーケンサは更に次の脈波同期信号ＰＧ３の出現までスキャンをせずに待機する。そして、脈波同期信号ＰＧ３が出現すると、所定時間ｔｄの遅延を掛けて次のデータ収集ＡＣＱ２を実行する。これにより、２Ｒ−Ｒの間隔でデータ収集が実行される。

上述のように、下肢血流のインフロー効果を得るためには２Ｒ−Ｒの周期でデータを収集する必要があるが、その反面、次のトリガ信号（脈波同期信号）が到来するまでの期間を待たなければならない。このため、かかる待機の分だけ撮像部位の実質部の信号値が回復するので、インフロー効果を得た血管であっても、その血管と実質部との信号値の差が少なくなってしまう。つまり、２Ｒ−Ｒの間隔設定によって得たインフロー効果を実質部の信号値の回復分が減殺することとなり、結果として、血管のコントラストが思ったほどは高くならないことが多い。また、待機の期間が多くなるので、全体としてのスキャン時間も長くなる。

そこで、この第２の実施形態にあっては、前述した第１の実施形態に係るデータ収集順の手法を実施する一方で、上述したデータ収集期間の相互間の間隔設定に因る問題を解決して、コントラストのより優れたＭＲＡ像（血管像）を、より短いスキャン時間で得るようにする。

本実施形態で採用するＭＲＩ装置は、図８に示すように、ＥＣＧユニット（図１参照）に代えて、ＰＰＧ（脈波同期）ユニット２１が設置されており、そのセンサ部２２が被検体Ｐの例えば下肢に付けられる。このセンサ２２は、例えば指先の血流に基づく光の透過（反射率）の変化を検出して、その変化情報をＰＰＧユニット２１に送る。ＰＰＧユニット２１は、心時相を反映した脈波同期信号を生成し、この脈波同期信号をシーケンサ５に送る。シーケンサ５は、かかる脈波同期信号を用いてパルスシーケンスを制御し、被検体の下肢領域の所望の撮像部位をＰＰＧ法（脈波同期法）の元で同期撮像するようになっている。

このＭＲＩ装置のその他の構成要素は、第１の実施形態で説明したものと同一又は同等であるので、その説明を省略する。

シーケンサ５は、ホスト計算機６からパルスシーケンス情報を受け取る。このパルスシーケンス情報は、第１の実施形態のものと同様に、例えば、２次元セグメンティドＦＥ法に基づくパルス列をＰＥ−ＡＦＩ法に従って、ＰＰＧ法の元でパラレルイメージング（ＰＩ）を実行するためのパルスシーケンス情報である。

このパルスシーケンス情報には、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンを実行して設定した、又は、オペレータがマニュアルで指定した所望の零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏのデータが含まれる。また、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅについても、第１の実施形態と同様に、データ配置位置が所望のスクロール順になるように設定されており、この傾斜磁場情報がパルスシーケンス情報に含まれる。

さらに、このパルスシーケンス情報には、本第２の実施形態に特有の情報として、ＰＰＧユニット２１から連続的に送出される脈波同期信号それぞれに同期すべく設定された遅延時間ｔｄを含む。つまり、本第２の実施形態では、ＰＰＧユニット２１からトリガーパルスとしての脈波同期信号（PPG-trigger）が入力する度に、データ収集が実行されることを一つの特徴とする。

また、このパルスシーケンス情報には、データ収集を実行しない、空いている時間帯（すなわち、隣り合うデータ収集期間同士の間の時間帯）に空打ち用の励起パルスの印加情報も含まれる。

そこで、シーケンサ５は、上述のパルスシーケンス情報に基づいて傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、及び受信器８Ｒを制御して、例えば図９に示す如く、ＰＰＧ法の元で、２次元セグメンティドＦＥ法をＰＥ−ＡＦＩ法に基づいて実行し、パラレルイメージング（ＰＩ）法のためのスキャンを行う。

このスキャンにあっては、シーケンサ５により、トリガーパルスである脈波同期信号（PPG-trigger）が入力する度に、この脈波同期信号から遅延時間ｔｄの経過が計測され、この遅延時間ｔｄの経過後に一定時間のデータ収集が実行される。このデータ収集の具体的なパルス列は、一例として、第１の実施形態のものと同一のパルス列が採用される。

具体的には、シーケンサ５は、脈波同期信号ＰＧ１が入力すると、これに応答して所定の遅延時間ｔｄの計測を行う。そして、シーケンサ５は、この遅延時間ｔｄが経過すると、データ収集ＡＣＱ１を実行させてデータ収集を行う。このデータ収集ＡＣＱ１は、通常、スキャン計画の基づいて次の脈波同期信号ＰＧ２を跨ぐ時間まで継続される。シーケンサ５は、このデータ収集ＡＣＱ１を行っている間に、次の脈波同期信号ＰＧ２が入力すると、この入力にも応答して時間計測を開始する。この時間計測を行なっている間に、最初のデータ収集ＡＣＱ１が終わる。これは、各回のデータ収集ＡＣＱと遅延時間ｔｄとの時間長の関係が相互に干渉しないように予め設定されていることによる。

最初のデータ収集ＡＣＱ１が終わるってから所定時間後に、それまで時間計測していた所定遅延時間ｔｄがタイプアップするので、この時点で第２回目のデータ収集ＡＣＱ２が開始される。このデータ収集ＡＣＱ２は、通常、スキャン計画の基づいて次の脈波同期信号ＰＧ３を跨ぐ時間まで継続される。このデータ収集ＡＣＱ２の間に次の脈波同期信号ＰＧ３が入力するので、これに応答して再度、所定遅延時間ｔｄの計測が開始される。

以下、同様の繰返しの元に、毎回入力する脈波同期信号に応答してデータ収集が実行される。なお、互いに隣接するデータ収集の期間相互の間の空き時間には、図示しないが、空打ち用の励起パルスが所定間隔で励起される。このため、データ収集を行っていない期間であっても、実質部の磁化スピンを飽和状態又はこれに近い状態にして、実質部からの信号を抑制することができる。

このように、本第２の実施形態によれば、２Ｒ−Ｒ間隔では無く、常に１Ｒ−Ｒ間隔で造影剤不要のデータ収集を行うことができる。つまり、トリガーパルスとしての脈波同期信号ＰＧが出現する度にデータ収集を行うもので、トリガーパルスを１つ飛ばす（２Ｒ−Ｒ間隔）ことはしない。これにより、血流のインフロー効果が小さくはなるが、実質部（静止部）から発生する信号の強度を最小限の値に抑制できることから、この抑制の効果の寄与がより大きく、したがって、下肢の所望撮像部位のＭＲＡ（血管）像をより安定して且つ高いコントラストで得ることができる。

とくに、データ収集をしていない空き時間に励起パルスを空打ちするので、実質部からの信号を確実に抑制でき、血流のインフロー効果をより際立たせることができる。このため、得られるＭＲＡ像の血管部位のコントラストがより一層高くなり、描出能に優れた画像を提供することができる。

また、常に１Ｒ−Ｒ間隔でデータ収集を行うことで、２Ｒ−Ｒ間隔のデータ収集に比べて、スキャン時間（撮影時間）が約半分になる。このため、撮影に要する時間が短縮され、撮影能率が上がるとともに、患者にとっても、スキャン中の息止め時間が短くなるなど、診断を受け易くなる。

なお、上述した第２の実施形態では、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集の手法と前述した第１の実施形態に係るデータ収集順の手法とを一緒に実施するとしたが、これは必ずしも必須の事項では無い。例えば、従来周知の一般の下肢部領域に対するＰＰＧ法に拠る同期撮像（つまり、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集の手法を実施しない撮像）を、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集を行うようにしてもよい。これによっても、実質部の信号を抑制し、血流のインフロー効果を活かしたコントラストの良いＭＲＡ像を造影剤の注入無しの状態で得ることができる。

なお、本発明は上述した実施形態及びその変形例に限定されるものでは無く、当業者であれば、本願の特許請求の範囲に記載の発明の範囲内で、更に様々な態様の実施形態を提案することができるものであって、それらも当然に本発明に含まれるものである。

本発明の第１の実施形態係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。 第１の実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及びイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。 ＡＦＩ法の概念を説明する図。 セグメントの概念を説明する図。 第１の実施形態で使用する心電同期イメージングスキャンの概要を説明する図。 心電同期イメージングスキャンのセグメント化された１つのパルス列を示すタイミング図。 本発明の第２の実施形態の背景を説明するための、ＰＰＧ法に拠る下肢ＭＲＡ撮像において実行されるデータ収集間隔の設定法を説明するタイミングチャート。 本発明の第２の実施形態係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。 第２の実施形態に係る、ＰＰＧ法に拠る下肢ＭＲＡ撮像において実行されるデータ収集間隔の設定法を説明するタイミングチャート。

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
２１ ＰＰＧユニット
２２ ＰＰＧセンサ

Claims (16)

1. 被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、
   前記被検体の心時相を表す情報を検出する心時相検出手段と、
   前記心時相検出手段により検出された心時相を表す情報に同期した同期撮像法の下で、前記被検体の１心周期のうちの所望の心時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定したデータ収集順を規定するパルスシーケンスを用いて、前記被検体の所望領域にイメージング用スキャンを実行するとともに当該イメージング用スキャンの実行により発生したエコー信号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エコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置するデータ配置手段と、
   このデータ配置手段により配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する画像再構成手段と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 前記心時相検出手段は、前記被検体の心電図情報又は脈波の情報を検出する手段と、この情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備えたことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
3. 前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、この情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備え、
   前記スキャン手段は、前記同期信号に順次現われるトリガ信号それぞれに同期して前記パルスシーケンスに基づくイメージング用スキャンを実行させる手段を含むことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
4. 前記スキャン手段は、前記イメージング用スキャンを実行するときに、前記エコー信号の収集を行わない空き時間に励起用パルスを空打ちするように構成したことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。
5. 前記パルスシーケンスは、ＰＩ（パラレルイメージング：parallel imaging）法に基づくパルス列で構成されていることを特徴とする請求項１〜４の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
6. 前記パルスシーケンスは、前記ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向の非対称フーリエイメージング（Asymmetric Fourier Imaging））法とを併用したパルス列で構成されていることを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
7. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、前記ＰＩ法の撮影ファクタを考慮して設定されていることを特徴とする請求項５に記載のＭＲＩ装置。
8. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、前記ＰＥ−ＡＦＩ法によるスキャンの実収集データ数の変化分を考慮して設定されていることを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩ装置。
9. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、
   前記ＰＥ−ＡＦＩ法によるエコーデータの収集の零エンコード位置に対する非対称性を考慮して設定されていることを特徴とする請求項６〜８の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
10. 前記ｋ空間は前記位相エンコード方向にて複数の領域に分割された空間として形成され、前記パルスシーケンスは前記複数の領域に対応して心周期毎にセグメント化された複数の心周期に渡るパルス列で形成されたことを特徴とする請求項１〜９の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
11. 前記パルスシーケンスは２次元スキャンに基づくパルス列から成ることを特徴とする請求項１〜１０の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
12. 前記被検体の１心周期のうちの前記所望時相を探索するための準備用スキャンを当該被検体に対して実行する準備スキャンを備えたことを特徴とする請求項１〜１１の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。
13. 被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、
    前記被検体の心時相を表すトリガ信号を検出する心時相検出手段と、
    この心時相検出手段により検出されるトリガ信号それぞれに順次、同期して所定のパルスシーケンスによるスキャンを前記被検体の所望領域に順次実行するとともに当該スキャンの実行により発生したエコー信号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エコー信号から前記所望部位の血管像を作成する画像作成手段とを、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
14. 前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、この情報から前記トリガ信号を生成する手段とを備えたことを特徴とする請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
15. 前記スキャン手段は、前記スキャンを実行するときに、前記エコー信号の収集を行わない空き時間に励起用パルスを空打ちするように構成したことを特徴とする請求項１４に記載のＭＲＩ装置。
16. 被検体の所望領域に心電同期法に拠るＭＲ（磁気共鳴）イメージングを行うＭＲイメージング方法において、
    前記被検体の１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定したデータ収集順を規定するパルスシーケンスを準備し、
    このパルスシーケンスを用いて前記心電同期法の下で前記被検体の所望領域に対してイメージング用スキャンを実行して収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置し、
    この配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する、ことを特徴とするＭＲイメージング方法。

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