JP2010051369A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】高い時間分解能かつ高コントラストな描出と、高精度な描出とを両立する。
【解決手段】ＲＦコイルユニット８は、被検体２００で生じる磁気共鳴信号を検出する。傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ１０および演算ユニット１１は、検出された磁気共鳴信号に関するデータをイメージング期間中に繰り返し収集してｋ空間に配置するが、それぞれｋ空間の一部のエリアに関するデータの収集頻度を他のエリアとは異ならせるように定められた複数の互いに異なる収集パターンのうちのいずれかに従って収集を行う。演算ユニット１１は、収集されてｋ空間に配置されたデータに基づいて被検体２００に関する画像を繰り返し再構成する。ホスト計算機１６は、使用する収集パターンを変更するようにイメージング期間の途中でシーケンサ１０および演算ユニット１１を制御する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、ｋ空間内の一部領域についてのデータ収集頻度を他のエリアとは異ならせる手法を用いてダイナミック撮像を行う磁気共鳴イメージング装置に関する。

造影ＭＲＡ（magnetic resonance angiography）における実効的な時間分解能を向上させる手法として、ｋ空間の中心に近い領域ほどデータの収集頻度を高くする手法が知られている。この手法は、例えばＴＲＩＣＫＳ（time resolved imaging of contrast kinetics）やＤＲＫＳ（different rate k-space sampling）と呼ばれる。なお、以下においては、ＤＲＫＳと称することとする。

ＤＲＫＳは、ｋ空間をその中心から外縁に向かって複数の収集エリアに分割し、ｋ空間の中心に位置する収集エリアについてのデータ収集頻度を他の領域よりも高くする。このＤＲＫＳによれば、ｋ空間の中心エリアに関するデータ、すなわち磁気共鳴信号の低周波成分を高頻度で収集することができるために、高い時間分解能で高コントラストなダイナミック撮像を行うことができる。なお一般的に複数の収集エリアは、それらの収集エリアに関するデータ量が等しくなるようにｋ空間を分割して設定される。また、収集エリアの数は、高速化率に応じて定まる。高速化率は、例えば１．５倍、２倍、３倍などが実現されており、これらの高速化率に応じた収集エリアの数はそれぞれ３，４，６となる。
特開２００４−２４７８３

ＤＲＫＳを採用した造影ＭＲＡにおいては、比較的太い血管を造影剤が流れる様子が高い時間分解能で高コントラストに描出される。しかしながら、中周波から高周波の成分についてのデータ収集頻度が低いため、細かい血管を高精度に描出することが困難であった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、高い時間分解能かつ高コントラストでの描出と、構造の高精度な描出とを両立可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体で生じる磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された前記磁気共鳴信号に関するデータをイメージング期間中に繰り返し収集してｋ空間に配置するものであり、それぞれｋ空間の一部のエリアに関するデータの収集頻度を他のエリアとは異ならせるように定められた複数の互いに異なる収集パターンのうちのいずれかに従って前記収集を行う収集手段と、前記収集手段により収集されて前記ｋ空間に配置されたデータに基づいて前記被検体に関する画像を繰り返し再構成する再構成手段と、前記収集手段が使用する収集パターンを変更するように前記イメージング期間の途中で前記収集手段を制御する制御手段とを備える。

なお本発明は、次のような態様の磁気共鳴イメージング装置も内包している。

(1) 前記制御手段は、ユーザにより変更指示がなされたことに応じて前記収集手段が使用する収集パターンを変更させる。

(2) 前記再構成手段により最も新しく再構成された最新画像とこの最新画像よりも以前に前記再構成手段により再構成された過去画像のうちの参照画像との差分画像を生成する生成手段をさらに備える。

(3) 前記制御手段は、前記再構成手段により再構成された前記画像または前記生成手段により生成された前記差分画像の予め定められた関心領域における画素値の変化に応じて前記収集手段が使用する収集パターンを変更させる。

本発明によれば、高い時間分解能かつ高コントラストでの描出と、構造の高精度な描出とを両立可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図である。

このＭＲＩ装置１００は、被検体２００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および画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、シムコイル３、シムコイル電源４、天板５、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ（シーケンスコントローラ）１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００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が接続されている。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｈ₀を発生させる。この静磁場Ｈ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル３が設けられている。このシムコイル３は、ホスト計算機１６の制御下でのシムコイル電源４からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。

寝台部は、被検体２００を載せた天板５を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット６および傾斜磁場電源７を含む。傾斜磁場コイルユニット６は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット６は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル６ｘ，６ｙ，６ｚを備える。傾斜磁場電源７は、シーケンサ１０の制御の下で、コイル６ｘ、コイル６ｙおよびコイル６ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給す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）方向のそれぞれ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のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。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Ｇ_S、Ｇ_E、Ｇ_Rは、静磁場Ｈ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを含む。ＲＦコイルユニット８は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８に接続される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、シーケンサ１０の制御の下で動作する。送信器９Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を生じさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット８に供給する。受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８が検出したエコー信号などの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、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してデジタルデータ（生データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を含む。

シーケンサ１０は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ１０は、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ１０のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御するとともに、受信器９Ｒが出力した生データを一旦入力し、これを演算ユニット１１に転送する。ここで、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７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

演算ユニット１１は、受信器９Ｒが出力した生データを、シーケンサ１０を通して入力する。演算ユニット１１は、入力した生データを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置し、このｋ空間に配置されたデータを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１１は、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）も必要に応じて実行可能である。この合成処理には、ピクセル毎にピクセル値を加算する処理や、最大値投影（ＭＩＰ）処理、最小値投影（ｍｉｎＩＰ）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た上で、これら複数フレームの生データを合成して１フレームの生データを得てもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、あるいは重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１２は、生データ、再構成された画像データ、あるいは上述の合成処理や差分処理が施された画像データなどを記憶する。

表示器１３は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機１６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力器１４は、操作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などの各種の情報を入力する。入力器１４は、入力した情報をホスト計算機１６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。

音声発生器１５は、ホスト計算機１６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。

ホスト計算機１６は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の動作を実現するようにＭＲＩ装置１００の各部の動作を総括する。ホスト計算機１６は他に、ＤＲＫＳにおけるデータの収集パターンを変更するための制御を行う機能を備える。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、ホスト計算機１６およびシーケンサ１０に出力する。この心電計測部としては、例えばベクトル心電計を用いることができる。この心電計測部によるセンサ信号は、被検体２００の心時相に同期したスキャンを実行するときにシーケンサ１０にて必要に応じて用いられる。

かくしてこのＭＲＩ装置１００においては、ＲＦコイルユニット８が検出手段として機能し、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ１０および演算ユニット１１が収集手段として機能し、演算ユニット１１が再構成手段および生成手段として機能し、ホスト計算機１６が制御手段として機能する。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について説明する。なお、ＭＲＩ装置１００は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の撮像を行うことが可能であるが、これについての説明は省略する。そしてここでは、ＤＲＫＳを採用した造影ＭＲＡ撮像を行う場合の動作について説明する。なおＤＲＫＳは、ｋ空間の中心部分に配置するデータをその他の部分に配置するデータよりも多く収集するようにパルスシーケンスの収集単位順（励起順）を設定し、スキャンするサンプリング法である。例えば３次元スキャンの場合は、３次元のｋ空間をその中心から外に向かって複数のセグメント（収集エリア）に分割し、中心のセグメントが他のセグメントに比べて頻繁にスキャンされ、かつ各セグメントはelliptical centricの順で収集される。

図２はＤＲＫＳを採用した造影ＭＲＡダイナミック撮像におけるホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳａ１においてホスト計算機１６は、ユーザの指示に応じて各種の撮像条件を設定する。このときにホスト計算機１６は、ＤＲＫＳを採用した造影ＭＲＡ撮像における従来から知られた撮像条件の他に、収集パターンの変更のＯｎ／Ｏｆｆと、収集パターンを変更する時相とを設定する。具体的にはホスト計算機１６は、例えば図３に示すような設定画面２０を表示器１３に表示させる。設定画面２０には当初、設定確認画面２１のみが含まれる。収集パターンの変更に関する設定の変更をユーザが指示すると、ホスト計算機１６は設定画面２０に設定変更画面２２を追加する。設定変更画面２２に用意されたボタン２２ａが選択されると、ホスト計算機１６はデータ収集パターンの変更をＯｆｆに設定する。設定変更画面２２に用意されたボタン２２ｂ〜２２ｄのいずれかが選択されると、ホスト計算機１６はデータ収集パターンの変更をＯｎに設定するとともに、選択されたボタンに応じた時相をデータ収集パターンを変更する時相として設定する。

こののち、ユーザによって被検体２００に造影剤を注入するとともに、撮像開始が指示される。そうするとステップＳａ２においてホスト計算機１６は、第１の収集パターンでのデータ収集の開始をシーケンサ１０および演算ユニット１１に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０および演算ユニット１１は、予め定められた第１の収集パターンでのデータ収集を開始する。

図４は２倍速のＤＲＫＳのためのｋ空間の分割例を示す図である。図５は第１の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。

高速化率が２倍速であるために、図４に示すようにｋ空間は４つの収集エリアＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄに分割される。これらの収集エリアＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄは、各収集エリアに関するデータ量が等しくなるようにｋ空間中心を中心とする３つの同心円を境界として分割して設定される。ただし、収集エリアＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄのそれぞれに関するデータ量は異なっても良い。

そして図５に示すように、まずｋ空間中心を含んだ収集エリアＡについてのデータが収集される。こののち、収集エリアＢ、収集エリアＡ、収集エリアＣ、収集エリアＡ、収集エリアＤの順でのデータ収集をサイクルとして、当該サイクルが繰り返される。従って第１の収集パターンにおいては、収集エリアＢ、Ｃ、Ｄに比べて収集エリアＡについてのデータ収集が４倍の頻度で行われる。

さて、このようにしてデータ収集が行われている状態にて、ホスト計算機１６はステップＳａ３およびステップＳａ４において、撮像期間が終了するか、あるいは１収集エリアについてのデータ収集が終了するのを待ち受ける。

１つの収集エリアについてのデータ収集が終了したならばホスト計算機１６は、ステップＳａ４からステップＳａ５へ進む。ステップＳａ５においてホスト計算機１６は、画像再構成、差分画像の作成ならびに画像表示を行うように演算ユニット１１および表示器１３に指示する。この指示に応じて演算ユニット１１は、各収集エリアについて最も新しく収集されたデータに基づいて被検体２００についての画像を再構成する。また演算ユニット１１は、過去に再構成した画像または過去に作成した差分画像を参照画像とし、この参照画像と今回新たに再構成した画像との差分画像を作成する。なお、過去に再構成した画像を参照画像とする場合には、撮像開始直後に再構成された画像、現時点から一定時間前に再構成された画像、あるいは予め定められた変化が生じた画像などを参照画像とすることが考えられる。表示器１３は、演算ユニット１１により再構成された画像および差分画像の少なくとも一方を表示する。

次にステップＳａ６においてホスト計算機１６は、パターン変更がＯｎに設定されているか否かを確認する。そしてＯｎに設定されているならば、ホスト計算機１６はステップＳａ６からステップＳａ７へ進む。ステップＳａ７においてホスト計算機１６は、収集パターンを変更するべき時相が到来しているか否かを確認する。もし、収集パターンを変更するべき時相が到来しているならば、ホスト計算機１６はステップＳａ７からステップＳａ８へ進む。ステップＳａ８においてホスト計算機１６は、第２の収集パターンに変更するようにシーケンサ１０および演算ユニット１１に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０および演算ユニット１１は、行っているデータ収集のパターンを予め定められた第２の収集パターンに変更する。

本実施形態においては、第１の収集パターンおよび第２の収集パターンで収集エリアは同一である。そして第１の収集パターンと第２の収集パターンとでは、各収集エリアに関するデータ収集の順序が異なる。

図６は第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。

図６に示す例では、まず収集エリアＡについてのデータが収集される。こののち、収集エリアＢ、収集エリアＣ、収集エリアＡ、収集エリアＢ、収集エリアＤの順でのデータ収集をサイクルとして、当該サイクルが繰り返される。従って第２の収集パターンにおいては、収集エリアＢについてのデータ収集は、収集エリアＡについてのデータ収集に続いて必ず行われる。そして収集エリアＣ、Ｄに比べて収集エリアＡ、Ｂについてのデータ収集が２倍の頻度で行われる。

ステップＳａ６でパターン変更がＯｆｆ設定になっていた場合、ステップＳａ７ｂにおいて収集パターンを変更するべき時相が到来していなかった場合、あるいはステップＳａ８での指示を終えた場合、ホスト計算機１６はステップＳａ３およびステップＳａ４の待ち受け状態に戻る。

ステップＳａ３およびステップＳａ４の待ち受け状態にあるときに撮像期間が終了すると、ホスト計算機１６はステップＳａ３からステップＳａ９へ進む。なお、撮影期間の終了タイミングは、予め定められていても良いし、ユーザにより終了指示が成されたタイミングとしても良い。ステップＳａ９においてホスト計算機１６は、データ収集の終了をシーケンサ１０および演算ユニット１１に指示する。そしてこの上でホスト計算機１６は、図２に示す処理を終了する。

このように本実施形態によれば、ダイナミック撮像の実施途中で各収集エリアについてのデータ収集の頻度が変更され、各周波成分についてのデータ収集頻度が変更される。従って、時間分解能およびコントラストを優先する第１の撮像状態と、この第１の撮像状態よりも構造の描出精度を優先する第２の撮像状態とをダイナミック撮像の実施途中に変更することができる。具体的には、第１の収集パターンにおいては、低周波成分についてのデータを中周波から高周波成分に比べて高頻度に収集するため、時間分解能およびコントラストが優先される。一方、第２の収集パターンにおいては、中周波から高周波成分についてのデータの収集頻度が第１の収集パターンに比べて高くなるので、第１の収集パターンに比べて構造の描出精度が優先される。従って、データ収集パターンの変更がＯｎ設定されていれば、指定された時相よりも前では第１の収集パターンにより時間分解能およびコントラストを優先し、その後は第２の収集パターンにより、第１の収集パターンのときよりも構造の描出精度を優先したダイナミック撮像が実施される。このためユーザが、データ収集パターンを変更する時相を、被検体２００の関心部位まで造影剤が到達するのに要する時間を考慮して適切に設定しておけば、被検体２００の関心部位へと造影剤が流れる様子は高い時間分解能で高コントラストに描出しながら、その後は細い血管へと流れ込んだ造影剤の形態を高精度に描出することが可能となる。

また本実施形態によれば、データ収集パターンの変更をユーザが任意にＯｎ／Ｏｆｆできるので、従来通りのＤＲＫＳによる造影ＭＲＡ撮像と、本願の工夫された造影ＭＲＡ撮像とを適宜に使い分けて実施することが可能である。

また本実施形態によれば、データ収集パターンを変更するタイミングをユーザが設定できるので、関心部位の位置の違いなどの条件に影響されずに適切なタイミングでデータ収集パターンを変更することが可能である。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。

（第１の変形例）
第１の収集パターンと第２の収集パターンとでは、各収集エリアについてのデータ収集順序は変更せずに、収集エリアの大きさを変更しても良い。

図７は第１の収集パターンから第２の収集パターンへと収集エリアの大きさを変更する一例を示す図である。図８は第１の変形例での第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。

第１の収集パターンにおける収集エリアは前述した実施形態の場合と同様であり、図５に示したパルスシーケンスがそのまま適用される。これに対して第２の収集パターンにおいては、収集エリアＡを拡大し、収集エリアＤを縮小している。なお、収集エリアＢおよび収集エリアＣに関するデータの量は第１の収集パターンおよび第２の収集パターンで同じであるが、その位置は収集エリアＡの拡大に伴ってそれぞれｋ空間の外側に変化している。そして図８に示すように、第２の収集パターンにおいても、収集エリアＡ、収集エリアＢ、収集エリアＡ、収集エリアＣ、収集エリアＡ、収集エリアＤの順でのデータ収集をサイクルとして、当該サイクルが繰り返されることは第１の収集パターンと同じである。ただし、収集エリアＡおよび収集エリアＤの大きさが変化していることによって、第２の収集パターンにおいては第１の収集パターンに比べて、収集エリアＡの収集期間が長くなり、収集エリアＤの収集期間が短くなっている。

かくして、第２の収集パターンにおいては収集エリアＡとして高頻度に収集される周波数成分が第１の収集パターンに比べて高周波側に多くなるため、前記実施形態と同様な効果が達成される。

（第２の変形例）
第１の収集パターンと第２の収集パターンとでは、高速化率、すなわち収集エリアの数を変更しても良い。

図９は第１の収集パターンから第２の収集パターンへと収集エリアの数を変更する一例を示す図である。図１０は第２の変形例での第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図である。

第１の収集パターンにおける高速化率は前述した実施形態の場合と同様であり、図５に示したパルスシーケンスがそのまま適用される。これに対して第２の収集パターンにおいては、第１の収集パターンにおいて２倍速であった高速化率を１．５倍速に低下させている。すなわち、第１の収集パターンにおいて４つであった収集エリア数を３つに変更している。なお、第２の収集パターンにおける収集エリアＡ、収集エリアＢおよび収集エリアＣは、各収集エリアに関するデータ量が等しくなるようにｋ空間中心を中心とする２つの同心円を境界として分割して設定される。ただし、収集エリアＡ、Ｂ、Ｃのそれぞれに関するデータ量は異なっても良い。

そして図１０に示すように、第２の収集パターンにおいては、収集エリアＡ、収集エリアＢ、収集エリアＡ、収集エリアＣの順でのデータ収集をサイクルとして、当該サイクルが繰り返される。なお、第１の収集パターンにおける収集エリアＡ、Ｂ、Ｃに比べて第２の収集パターンにおける収集エリアＡ、Ｂ、Ｃはそれぞれ大きくなっているため、第２の収集パターンにおいては第１の収集パターンに比べて、収集エリアＡ、Ｂ、Ｃのそれぞれの収集期間が長くなっている。

かくして、第２の収集パターンにおいては収集エリアＡとして高頻度に収集される周波数成分が第１の収集パターンに比べて高周波側に多くなるため、前記実施形態と同様な効果が達成される。

（第３の変形例）
収集パターンの変更は、ユーザからのパターン変更指示がなされたタイミングにて行っても良い。

図１１は第３の変形例におけるホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。そして以下では、前記実施形態と相違する動作のみについて説明する。

ホスト計算機１６は、ステップＳａ１に代えてステップＳｂ１を行う。このステップＳｂ１においてホスト計算機１６は、撮像条件の設定を行うが、収集パターンの変更のＯｎ／Ｏｆｆの設定と、収集パターンを変更する時相の設定とは行わない。

またホスト計算機１６は、ステップＳａ３およびステップＳａ４の待ち受け時に、加えてステップＳｂ２において、パターン変更指示がなされるのを待ち受ける。そしてパターン変更指示がなされたことに応じて、ホスト計算機１６はステップＳｂ２からステップＳａ８へと進む。

かくしてこの第３の変形例によれば、ユーザは表示される画像を観察しながら、適切なタイミングでパターン変更指示を行えば良い。

（第４の変形例）
収集パターンの変更は、画像の変化に応じて自動的に行っても良い。

図１２は第４の変形例におけるホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。そして以下では、前記実施形態と相違する動作のみについて説明する。

ホスト計算機１６は、ステップＳａ１に代えてステップＳｃ１を行う。このステップＳｃ１においてホスト計算機１６は、撮像条件の設定を行うが、収集パターンを変更する時相の設定は行わずに、関心領域（以下、ＲＯＩと称する）の設定を行う。

またホスト計算機１６は、ステップＳａ７に代えてステップＳｃ２を行う。ステップＳｃ２においてホスト計算機１６は、ステップＳａ５で最も新しく再構成された画像またはステップＳａ５で最も新しく生成された差分画像におけるＲＯＩ内の画素値が閾値以上であるか否かを確認する。なお、ＲＯＩ内に複数の画素が含まれる場合には、それらの画素の画素値の平均値や最大値を閾値をＲＯＩ内の画素値とすれば良い。そして、ＲＯＩ内の画素値が閾値以上であるならば、ホスト計算機１６はステップＳｃ２からステップＳａ８へ進む。

かくしてこの第３の変形例によれば、関心部位への実際の造影剤の到達状況に応じて適切なタイミングで収集パターンを変更することができる。

（第５の変形例）
特許文献１に開示されているような、Swirl法におけるプリパルスの印加割合を収集エリアに応じて変化させる技術を前記実施形態に併用することも可能である。

図１３乃至図１５は特許文献１に開示された技術における３つの収集エリアについてのパルスシーケンスを示す図である。図１３、図１４、図１５は、３つの収集エリアのうちの内側、中間、外側にそれぞれ位置する収集エリアに関する。

この図１３乃至図１５に示すように、特許文献１の技術では、内側に存在する収集エリアほど、ＲＦ励起に対するプリパルスの印加割合を多くする。

このような形態でのプリパルスの印加を、前記実施形態において行うことが可能である。

（第６の変形例）
前記実施形態においては、第１の収集パターンから第２の収集パターンに変更すると、時間分解能が低下してしまう。そこでこれを補うために、周知のパラレルイメージングを併用しても良い。

（第７の変形例）
３つ以上の収集パターンを用意しておき、収集パターンの変更を２段階以上で行っても良い。

（第８の変形例）
収集エリアを設定するためのｋ空間の分割形態は、例えば矩形の境界で分割するなどのように任意に変更が可能である。

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、上記複数の変形例にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図。 ＤＲＫＳを採用した造影ＭＲＡダイナミック撮像における図１中のホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャート。 図１中の表示器１３に表示される設定画面の一例を示す図。 ２倍速のＤＲＫＳのためのｋ空間の分割例を示す図。 第１の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図。 第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図。 第１の収集パターンから第２の収集パターンへと収集エリアの大きさを変更する一例を示す図。 第１の変形例での第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図。 第１の収集パターンから第２の収集パターンへと収集エリアの数を変更する一例を示す図。 第２の変形例での第２の収集パターンにおけるパルスシーケンスの一例を示す図。 第３の変形例における図１中のホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャート。 第４の変形例における図１中のホスト計算機１６の処理手順を示すフローチャート。 特許文献１に開示された技術に収集エリアについてのパルスシーケンスを示す図。 特許文献１に開示された技術に収集エリアについてのパルスシーケンスを示す図。 特許文献１に開示された技術に収集エリアについてのパルスシーケンスを示す図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…シムコイル、４…シムコイル電源、５…天板、６…傾斜磁場コイルユニット、７…傾斜磁場電源、８…ＲＦコイルユニット、９Ｒ…受信器、９Ｔ…送信器、１０…シーケンサ、１１…演算ユニット、１２…記憶ユニット、１３…表示器、１４…入力器、１５…音声発生器、１６…ホスト計算機、１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。

Claims (5)

1. 被検体で生じる磁気共鳴信号を検出する検出手段と、
   前記検出手段により検出された前記磁気共鳴信号に関するデータをイメージング期間中に繰り返し収集してｋ空間に配置するものであり、それぞれｋ空間の一部のエリアに関するデータの収集頻度を他のエリアとは異ならせるように定められた複数の互いに異なる収集パターンのうちのいずれかに従って前記収集を行う収集手段と、
   前記収集手段により収集されて前記ｋ空間に配置されたデータに基づいて前記被検体に関する画像を繰り返し再構成する再構成手段と、
   前記収集手段が使用する収集パターンを変更するように前記イメージング期間の途中で前記収集手段を制御する制御手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記複数の収集パターンは、前記ｋ空間を同様に分割して定められた複数の収集エリアに関する収集順序が互いに異なることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記複数の収集パターンは、前記ｋ空間を分割して定められた複数の収集エリアのそれぞれに関するデータの収集順序はいずれも同一であるが、前記複数の収集エリアのうちの少なくとも１つの大きさが互いに異なることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記複数の収集パターンは、前記収集エリアの数が互いに異なることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記制御手段は、前記イメージング期間が開始する以前にユーザにより指定されたタイミングで前記収集手段が使用する収集パターンを変更させることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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