JP4040748B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいて被検体内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関する。とくに、被検体の原子核スピンの横緩和（Ｔ２緩和）時間が短めの組織や血流などの撮像に好適なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。
【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信号を使って画像を再構成したり、ＭＲスペクトルを得る手法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングによって肺野の血管や肝臓の血管（門脈）などを撮像する場合、種々の要求がある。その１つは、血管像の信号値を上げてＳ／Ｎを良くすること、また別の要求は、体動に因るアーチファクトを低減することである。
【０００４】
前者の信号値を上げる手法として、画素毎にｎ（＞１）個のＭＲデータをアベレージング処理（加算平均化処理）する方法がある。このアベレージング処理を実施するために、ショット数や撮像回数を増やして各画素に対するデータ数を増やし、各画素での積算回数を上げるようにしている。このアベレージング処理を行う場合、従来では、そのＭＲ信号収集時の位相エンコード方向は常に一定方向に設定されている。
【０００５】
また、後者の体動アーチファクトの発生を抑制するには、患者に息止めを行ってもらう方法がある。これにより、肺の運動に因る体動アーチファクトを低減させることはできる。しかし、この息止めが複数回にわたり、各息止め期間にデータ収集を行って得たＭＲデータから画像を生成するときには、患者の体の位置自体が動くことに因る体動アーチファクトなどの影響に因り、画像にボケ（blur- ring）が生じることがある。このため、息止めは通常１回だけ行うようにし、この１回の息止めの間に、アベレージング法のための積算回数を上げるように努めている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、とくにＦＳＥ法やＥＰＩ法などのパルスシーケンスを使用した撮像では、上述した従来の１回の息止めとアベレージング法とを採用した場合でも、Ｔ2 時間が短め（Ｔ2 ＝１００〜２００ms）の成分（血流、とくに肺野の血管や肝臓の血管（門脈）あるいは脈管など）の走行状態を良好に表示することができず、描出能の点で不満があった。
【０００７】
これは、かかるＴ2 時間が短めの成分（以下、簡単に血流として説明する。）から発生するＭＲ信号の半値幅が位相エンコード方向に広がり（伸び）、画像全体が位相エンコード方向にぼけることに起因する。画像が位相エンコード方向にぼけると、その位相エンコード方向に交差する（直交するなど）血流像の画素値は周辺組織のそれと平均化されてしまい、分解能が低下する。つまり、画像上では、位相エンコード方向に交差する方向に走行する血流像は周辺組織と区別し難くなる。
【０００８】
このような位相エンコード方向が所定方向に決められたＭＲデータをアベレージング処理に付した場合、位相エンコード方向に走行している血流の分解能は向上する。しかし、そのほかの方向に走行している血流像については、ぼけた画素同士が単にアベレージングされることになるので、分解能は低いままである。
【０００９】
したがって、従来のアベレージングの場合、縦横無尽に走行している血流像に対し、その走行方向を明瞭にかつ走行情報を失わずに表す画像を得ることは困難であった。つまり、位相エンコード以外の方向の血流像は画像から欠落しがちで、画像を注視しても観察できないこともあった。この問題は、とくに、Ｔ2 時間が短めの血流で顕著であった。
【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ある。具体的には、本発明の目的は、血管などを撮像する場合、血流からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、多様な方向に走行している血管の走行方向の情報を確保し、優れた描出能の画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供する、ことである。
【００１１】
本発明の別の目的は、とくにＴ2 時間がＴ2 ＝１００〜２００msと短めの血流を撮像するときに、血流からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、多様な方向に走行している血流の方向性の情報を確保でき、優れた描出能の画像を得ることである。
【００１２】
本発明のさらに別の目的は、かかる優れた描出能の撮像をマルチスライス撮像や３次元撮像に確実に適用できるようにする、ことである。
【００１３】
本発明のさらに別の目的は、かかる優れた描出能の撮像を１回の息止め法と併用することができるようにする、ことである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、前記被検体の所定の撮像部位を、前記位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンにおいて、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向にそれぞれ一致させて撮像するするスキャン手段と、前記複数のＭＲデータを基に各々複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する生成手段と、前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、を備えたことを主要構成とする。
【００１５】
この主要構成により、位相エンコード方向が様々に変更されて複数回のスキャンがなされ、これにより得られた複数組のエコー信号のデータから、例えば画素毎の加算処理などにより画像データが得られる。この画像データには、各スキャンにおいて設定した位相エンコード方向への画素値のぼけが積極的に反映されている。このため、撮像対象である血液や組織の走行方向が様々に異なっていても、その走行方向の情報の欠落が少なく、描出能に優れ、またＳ／Ｎの良いＭＲ画像を提供できる。
【００１６】
上述の主要構成は様々な構成に展開できる。例えば、前記生成手段は、前記複数組のＭＲ原データをその組毎に実空間の画像データに再構成する再構成手段と、この複数組の再構成された画像データを１組の画像データに合成する合成手段とを備える。この場合、例えば、前記合成手段は、前記複数組の再構成された画像データに加算処理および最大値投影処理の内の一方の処理を画素毎に施して前記１組の画像データを合成する手段である。
【００１７】
また、前記スキャン手段を、前記複数回のスキャンを前記被検体の１回の息止めの継続期間内に実行する手段としてよい。この場合、前記スキャン手段は、前記息止めの開始時間および解除時間を前記被検体に知らせる息止め告知手段を備えることもできる。
【００１８】
さらに、上述した各種の構成において、前記スキャン手段は、前記複数回のスキャンの相互間に所定の待機時間を設定して前記被検体の撮像部位の原子核スピンを定常状態まで回復させる待機手段を含むように構成してもよい。
【００１９】
また主要構成において、好適な具体例として、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向を９０°変えて２回のスキャンを順次行って２フレーム分のＭＲ原データを得る手段であってもよい。さらに、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向をｎ回（ｎは３以上の整数）変えてｎ回のスキャンを順次行ってｎフレーム分のＭＲ原データを得る手段であってもよい。
【００２０】
さらに、別の好適な具体例として、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる１枚の２次元スライス、または、複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域である。また、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であっても適用できる。
【００２１】
さらに好適には、前記心時相検出手段は、前記被検体のＥＣＧ信号を前記心時相を表す信号として収集する手段で構成できる。例えば、タイミング決定手段は、Ｒ波からの所定の遅延時間を置いた前記開始タイミングを決める手段である。この場合、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域であってもよく、このマルチスライス領域の場合、前記スキャン実行手段は、前記複数枚の２次元スライスに対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して個別に実行するシーケンスを、その位相エンコード方向を別の方向に変更して繰り返すように構成することが望ましい。
【００２２】
また、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であってもよく、この３次元領域の場合、前記スキャン実行手段は、前記３次元領域に対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスと、この３次元領域に対して前記所定方向とは異なる方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスとを時系列的に入れ子構造にしたシーケンスを採用した手段であることが望ましい。
【００２３】
また主要構成に対する別の具体的な例として、前記複数回のスキャンの内の第１回目のスキャンに対する前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段を備え、前記スキャン手段は、指定された前記位相エンコード方向の元に前記第１回目のスキャンを実行する手段を有していてもよい。
【００２４】
本発明のＭＲＩ装置の別の構成としては、被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段と、指定された前記位相エンコード方向の元に、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向に一致させて撮像するスキャン手段とを有し、前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、を備えることを特徴とする。これにより、位相エンコード方向への画素値のぼけを積極的に利用した血管や組織の走行方向の描出能に優れた撮像が可能になる。
【００２５】
さらに、本発明のＭＲＩ装置の別の構成は、一定強度の静磁場を発生させる静磁場発生部と、この静磁場中に置かれた被検体に位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場をパルス状に印加する傾斜磁場発生部と、この傾斜磁場と伴に高周波信号を前記被検体に送信するとともに当該被検体から発生するエコー信号を受信する送受信部と、前記エコー信号を処理する演算部と、前記傾斜磁場発生部、前記送受信部、および前記演算部を所定のアルゴリズムに基づき制御することにより前記被検体の画像化領域を磁気的にスキャンし、このスキャンに拠り発生した前記エコー信号を収集してＭＲ画像を得る制御部と、を有し、前記アルゴリズムは、前記被検体の所定の撮像部位を前記位相エンコード方向を変えて複数回スキャンして複数のエコー信号を収集し、この複数のエコー信号から各々複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する一方、前記スキャンは、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定し、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行する構成を備えたことを特徴とするものである。前記アルゴリズムに基づき制御部が制御を行うので、位相エンコード方向への画素値のぼけを積極的に利用した血管や組織の走行方向の描出能に優れた撮像が可能になる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を添付図面を参照して説明する。
【００２８】
第１の実施形態
第１の実施形態を図１〜図７を参照して説明する。
【００２９】
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。
【００３０】
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、ＲＦ（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の心電図（ＥＣＧ）信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００３１】
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。
【００３２】
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、Ｙ、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。傾斜磁場部はさらに、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の制御のもと、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。
【００３３】
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、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、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 の各方向を任意に設定・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。
【００３４】
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（高周波）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。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、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に供給する一方、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、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００３５】
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、および音声発生器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、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。このホスト計算機６によるスキャン制御の一例を後述する図２に示す。
【００３６】
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、受信機８Ｒの一連の動作を制御する。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。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００３７】
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次元スキャンのものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Fast asymmetric ＳＥ法（ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた手法）など、どのようなパルス列であってもよい。
【００３８】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うとともに、本発明の特徴の一部を成す画像データの合成処理を行うようになっている。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００３９】
画像データの合成処理の好適な一例は、複数フレームの再構成画像データを対応画素毎に加算する処理、または、複数フレームの再構成画像データ間の対応するピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理である。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。また、この合成処理の別の例としては、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。
【００４０】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、上述の合成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、術者が希望するスキャン条件、パルスシーケンス、画像合成法などの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００４１】
音声発生器１４は、ホスト計算機６又はシーケンサ５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例えば音声メッセージを発することができる。
【００４２】
さらに心電計測部は、被検体Ｐの体表に付着させてＥＣＧ信号を検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ１７の検出信号にデジタル化処理を含む各種の信号処理を施してシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。このＥＣＧ信号は、ＥＣＧ同期スキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられ、心時相を表す波形に同期したスキャンに拠るＭＲ原データが収集される。
【００４３】
次に、この実施形態のスキャン制御に関する動作を説明する。
【００４４】
磁石１の診断用空間に患者Ｐをセットし、ＭＲＩ装置が起動させると、コントローラ６は所定メインプログラムを実行し、その一環として、図２に示す処理を実行する。
【００４５】
この処理を説明する。同図のステップＳ１において、コントローラ６は術者が入力器１３から指定したスキャン条件（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）および画像合成処理法の情報（再構成画像での合成か周波数空間上での合成か、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など）を入力し、それらの情報を基づいて制御情報に処理し、その制御情報をシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する。
【００４６】
なお、コントローラ６は、このステップＳ１の処理において、本発明の画像合成を達成するためのスキャン回数（すなわち同一撮像部位に何枚の画像を撮像するか）に応じて、自動的にエンコード方向の変更角度を演算し、スキャン毎のエンコード方向の角度変更情報をパルスシーケンスに組み込んでシーケンサ５に送るようになっている。この角度変更情報は例えば、画像合成を行う画像枚数が２枚の場合、１回目のスキャンが終わって２回目のスキャンを実行するときに、位相エンコード方向を１回目の所定方向から９０°変える、というものである。
【００４７】
次いでステップＳ２にてスキャン前の準備完了の指示があったと判断できると、ステップＳ３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する。これにより、音声発生器１４は、「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４参照）。
【００４８】
息止め開始を指令した後、コントローラ６はステップＳ４で所定時間（例えば１秒）の間そのまま待機し、患者が完全に息止め状態になったタイミングを見計らう。
【００４９】
この所定待機時間が経過すると、コントローラ６は処理をステップＳ５に移行させ、シーケンサ５にスキャン開始を指令する。この指令を受けたシーケンサ５は、既に送られ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、スキャンを実行する。このスキャンの一例に係る処理を図３に、そのタイミングを図４に示す。
【００５０】
図３に示す処理例はスキャン回数が２回であって、後述する画像合成処理は２枚の再構成画像を加算処理するものである。このスキャン制御例を説明する。
【００５１】
シーケンサ５は通常、コントローラ６からスキャンの開始指令が送られてきたか否かを判断しながら待機している（ステップＳ５−１）。スキャンが指令されると、シーケンサ５は、指令されているエンコード方向に基づく１回目のスキャンを実行する。この１回目のスキャンの場合、例えば、ＦＳＥ法が選択され、また、位相エンコード方向がＺ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＸ軸方向に各々設定されている（ステップＳ５−２：図４参照）。この結果、例えば、肺野のスキャンに伴う１フレーム分のＭＲ原データ（ｋ空間データ）が収集される。
【００５２】
このときＦＳＥ法によって患者Ｐから発生したエコ信号は、高周波コイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒではエコー信号に各種の前処理が施され、デジタル量に変換される。このデジタル量のエコーデータは演算ユニット１０に送られ、内蔵メモリに拠る例えば２次元ｋ空間に配置される。このｋ空間上のエコーデータの組は適宜なタイミングで例えば２次元フーリエ変換して実空間断層像に変換される。この再構成画像データは記憶ユニット１１に一時的に格納されて２回目のスキャンを待つ。
【００５３】
シーケンサ５は１回目のスキャン指令後、そのスキャンが完了したか否かを判断しながら待機している（ステップＳ５−３）。
【００５４】
この後、シーケンサ５は２回目のスキャンまで所定時間Ｔｗの間待機する（ステップＳ５−４）。この待機時間Ｔｗは、１回目のスキャンに拠る原子核スピンの挙動が励起パルス印加前の定常状態まで戻るまで待つことを意図したものである。これにより、２回目のスキャン時の原子核スピンの挙動が１回目のそれに殆ど影響されないから、より忠実なエコーデータが得られる。この待機時間Ｔｗとしては、例えば６秒程度のオーダである。なお、術者が入力器１３を介して待機時間Ｔｗの長短を調節するようにすることも、本発明の望ましい態様の１つである。
【００５５】
この待機時間Ｔｗが経過すると、シーケンサ５は２回目のスキャンを１回目と同じスキャン面について同様に実行する（ステップＳ５−５）。ただし、このときの位相エンコード方向は、予め設定されている角度だけ変更されてスキャンが実施される。例えば、１回目の位相エンコード方向から９０°ずれた方向に、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が設定されている。一例として、位相エンコード方向がＸ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＺ軸方向に各々変更される。このエンコード状態で２回目のスキャンが実施され（図４参照）、収集されたエコー信号の処理は１回目のときと同じである。
【００５６】
そして、シーケンサ５は２回目のスキャン完了が判断できると、スキャン完了の通知をシーケンサ６に対して行う（ステップＳ５−６，Ｓ５−７）。
【００５７】
図２のステップＳ６において待機していたコントローラ６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受ける。そこで、コントローラ６はステップＳ７に処理移行させて、息止め解除の指令を音声発生器１４に出力する。このため、音声発生器１４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する（図４参照）。
【００５８】
この一連のデータ収集処理が終わると、コントローラ６はステップＳ８にて、演算ユニット１０に対して記憶ユニット１１に一次格納されている２回のスキャンに拠る再構成画像Ａ，Ｂの合成処理および表示を指令する。この合成処理の方法は前記ステップＳ１の入力処理で認識できているから、その方法で画像合成を行って１枚の合成画像Ｃを生成する。合成処理法としては、いまの場合、２枚の画像Ａ，Ｂを画素値毎に加算する加算処理や、２枚の画像Ａ，Ｂの最大値投影処理が使用できる。加算処理の場合、単純加算、加算平均、重み付け加算のいずれかの方法が指令されているので、その方法に沿って行う。この結果、図４に示すように、２枚の再構成画像Ａ，Ｂから合成画像Ｃが得られる。
【００５９】
このように本実施形態によれば、エンコード方向を変えて収集したエコーデータの複数枚の画像から新規な合成画像を得ることができる。この合成画像はエンコード方向の変更制御に拠って、とくに、Ｔ２時間の短めな血流の描出能に優れている。この理由を説明する。
【００６０】
一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ2 時間が若干短い（Ｔ2 ＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ2 時間の短めの血流は、Ｔ2 時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ2 ＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「R. Todd Cons- table and John C. Gore, "The loss of small objects in Variable TE ima- ging: Implications for FSE, RARE, and EPI", Magnetic Resonance in Medi- cine 28, 9-24, 1992 」に示されている。同文献によると、Ｔ2 時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図５に示すように、“point spread function ”によって表される。同図のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥeff ＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ2 ＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００６１】
本発明は、Ｔ2 時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ2 時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用したものである。
【００６２】
これを図６で模式的に説明する。図６に示すように、血管Ｂ１からその直交方向に枝分かれした血管Ｂ１１があって、例えば１回目のスキャン時の位相エンコード方向が血管Ｂ１の走行方向に略一致し、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が枝分かれした血管Ｂ１１に略一致しているとする。同図（ａ）に示すように、１回目のスキャンに拠る位相エンコード方向の信号値の広がりに拠って各画素が疑似的に伸びたものと等価になり、その位相エンコード方向と略一致している血管Ｂ１はぼけに因って強調され、反対に、これに直交する方向の血管Ｂ１１はぼけてしまう。しかし、２回目のスキャンでは位相エンコード方向が９０°変更されるので、今度は反対に同図（ｂ）に示すように、一方の血管Ｂ１はぼけるが、もう一方の血管Ｂ１１はぼけに因って強調される。
【００６３】
本発明を具体化した上述した実施形態では、同図（ａ）および（ｂ）の再構成画像が画素毎に加算（合成）されるので、同図（ｃ）に示す如く、両方の位相エンコード方向の血流Ｂ１，Ｂ１１の画像が共に消失されずに残る。しかも、位相エンコード方向にぼけるとはいえ、加算処理の場合には、２枚の画像を画素毎に加算しているからアベレージング法の利点も享受でき、併せて血流の信号値を上げ、Ｓ／Ｎを向上させる。図６では直交する２方向についてのみ説明したが、血流Ｂ１が１回目の位相エンコード方向から多少ずれていても、また血流Ｂ１１が２回目のそれから多少ずれていても、かかる利点を多少とも享受できる。したがって、縦横無尽に走行している肺血管などの血管に対し、その走行方向情報を殆ど欠落させることなく、高いＳ／Ｎおよび実質部の高いコントラストで描出することができ、診断能の向上に寄与可能になる。
【００６４】
従来の位相エンコード方向が固定のアベレージング法の場合には、Ｓ／Ｎ比向上は見込めるものの、例えば図６（ａ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１１が位相エンコード方向のぼけに因って目視で識別困難になるか、または、消失してしまうことがあった。また図６（ｂ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１が同様の問題に直面していた。しかしながら、本発明によって、そのような状態を回避し、とくに、肺野や肝臓の血管などＴ2 時間が短めの血管についてその走行方向の情報量を低下させることなく描出することができるようになった。
【００６５】
図７に、本発明に基づいて本発明者が行った実験で得たコロナル像の写真の一部（図中の丸円ＣＬ内の部分）を手で模写した図を示す。同図（ａ）では位相エンコード方向はＺ軸方向に、かつ、読出し方向はＸ軸方向に設定され、また同図（ｂ）ではそれらの方向が反対に設定されている。両方の図とも、スライス方向はＹ軸方向に設定されている。この実験は、２Ｄ Fast Asymmetric ＳＥ法（ＴＥeff ＝１２０ｍｓ，ＥＴＳ＝５ｍｓ，ショット数＝１，ＳＴ（スライス厚）＝３０ｍｍ，ＮＳ＝１，２５６×２５６，３５×３５ｃｍ，実際のスキャン時間＝７６０ｍｓで、第１スキャン開始から第２スキャン開始までの時間差４０００ｍｓで位相エンコード方向を同図（ａ），（ｂ）に示す如く２方向に変えて肺野、門脈のＭＲＡ描出能を評価したものである。
【００６６】
同図（ａ），（ｂ）の肺野と門脈に注目すると、それぞれ示した位相エンコード方向に血流が伸びていることが明瞭に分かる。これに対して、同図（ａ）， （ｂ）の画像を加算処理した同図（ｃ）の画像では、血管の走行状態が上下左右に共に伸びていることが明瞭に分かる。つまり、同図（ｃ）の画像の方が血管の走行方向の情報を豊富に提供しており、実際のものを的確に反映している。これによって、本発明の手法に係る同図（ｃ）の画像が、従来の画像（同図（ａ）または（ｂ）をアベレージングした画像）よりも優位であることが認められ、本発明の効果が顕著であることが確認された。
【００６７】
ところで、上述した実施形態の場合、１回の息止め期間に２回全部のスキャンを終えるようにしている。このため、肺などの周期的運動による体動アーチファクトの発生を抑制できるとともに、複数回にわたって息止め撮像をするときの患者の体自体の位置ずれに因る体動アーチファクトの発生も合わせて低減できる。これにより、アーチファクトのより少ない高品質の画像を提供できる。
【００６８】
また、２回のスキャンの間にスピンの回復を待つ待機時間を設定しているから、２回目のスキャンもより的確に実行でき、高品質の画像を提供できる。
【００６９】
さらに、そのような待機時間を設定したとしても、多くの場合、１回目、２回目のスキャンは１．５秒程度、待機時間は４秒程度で済むので、息止めの期間は６秒ちょっとで済む程度である。したがって、患者の１回の息止めの継続時間は短くて済み、子供や老人にとっても、息止めの関する精神的、体力的負担軽いという利点もある。
【００７０】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態を図８に基づき説明する。なお、この実施形態を含め、これ以降の実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等のものについては同一符号を用い、その説明を省略または簡略化する。
【００７１】
この第２の実施形態に係るＭＲＩ装置では、位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンの内、１回目のスキャンの位相エンコード方向を、画像化したい主たる血管の走行方向に積極的（意図的）に合わせるイメージングが実施される。
【００７２】
例えば、図８に示すように、α度斜めに走行している門脈を主に観察したい場合、ホスト計算機６は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸方向の傾斜磁場の強度をそれぞれ調整して合成された位相エンコード用傾斜磁場の方向がα度斜めになるようにシーケンサのパルスシーケンス情報を送る。これにより、位相エンコード方向をα度斜めの方向に設定したスキャンが実施される。また、ホスト計算機６からの指令により、位相エンコード方向を別の角度に設定した別のスキャンが実施され、全部で複数回のスキャンが異なる位相エンコード方向の元で実施される。
【００７３】
これにより、α度斜めに走行している観察したい血管は、画像上で前述した画素のボケに因って必ず強調される。同時に、α度斜め以外の残りの方向に走行している血管も、α度斜め以外の方向に設定した位相エンコード方向の元でのスキャンによって適宜に強調される。つまり、選択した所望の方向に走行している診断的に重要な血管は必ず強調される一方で、それ以外の方向に走行している血管も多少とも同時に強調される。とくに、１回目のスキャンの位相エンコード方向を、画像化したい主たる血管の走行方向に積極的（意図的）に合わせることで、サチュレーション効果が低減されるという効果も得られる。
【００７４】
また、このイメージングを実施する傾斜磁場のパルス波形は比較的簡単に設計でき、傾斜磁場パルス波形の複雑な設計を必要とする、流れを補償する技法（例えば、“R.S.Hinks et al, Magn. Reson. Med.(MRM) 32:698-704(1994)”参照）を用いる必要もなくなる。
【００７５】
第３の実施形態
本発明の第３の実施形態を説明する。上述した実施形態は位相エンコード方向を変えて２回のスキャンを行うものであったが、本発明にこれに限定されるものではない。例えば、図９に示すように、位相エンコード方向を変えて４回のスキャンを順次、所定待機時間毎に実施し、これにより４５°ずつ位相エンコード方向が異なった４フレーム分のＭＲ原データを得る。この４回のスキャンは、ホスト計算機６がシーケンサ５に渡すパルスシーケンス情報に拠って制御される。
【００７６】
収集された原データをそれぞれのフレームで画像再構成し、４枚の再構成画像を合成処理（加算処理または最大値投影処理）を行うものである。これによっても、上述した実施形態のものと同等またはそれ以上に、位相エンコード方向のより細かい角度制御に拠って、血管の走行情報が豊富なＭＲ画像を得ることができる。
【００７７】
なお、図９に示す位相エンコード方向の複数回の採り方をさらに発展させることもできる。例えば、位相エンコード方向を２２．５°ずつ８通りに変えて８回のスキャンを順次、所定待機時間毎に実施し、これに基づき位相エンコード方向が異なった８フレーム分のＭＲ原データから同様の合成処理を行うこともできる。すなわち、本発明の手法に拠り加算（合成）する画像枚数ｎ（すなわち位相エンコード方向の変更回数）はｎ≧２であればよい。
【００７８】
なお、上述した第２及び第３の実施形態の変形例として、位相エンコード方向をある基準方向から等分に変えていくのではなく、所望の複数方向を任意に選んでそれぞれを位相エンコード方向に設定することもできる。
【００７９】
第４の実施形態
本発明に係る第４の実施形態を図１０〜図１２に基づき説明する。
【００８０】
この実施形態は、位相エンコード方向を１方向のみに設定する手法（したがって、前述した画像データの合成処理は行わない）とＥＣＧ同期法とを組み合わせて実施するスキャン法に関する。
【００８１】
これを実現するため、ホスト計算機６およびシーケンサ５は図１０および図１１に示す処理をそれぞれ実行する。
【００８２】
まず、ホスト計算機６により実行される図１０の処理を説明する。同図のステップＳ１１において、ホスト計算機６は、スキャン条件（例えば、画像サイズ、１回の位相エンコード方向の情報、およびスキャン領域に応じたパルスシーケンス）を入力し、それらの入力情報にしたがって制御情報を用意し、さらに、その制御情報をシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する。
【００８３】
次いで、ステップＳ１２にてスキャン前の準備完了の指示があったと判断できると、ステップＳ１３で前述と同様に、息止め開始の指令が音声発生器１４に出力される。
【００８４】
さらに、ステップＳ１４で、所定の調整時間Ｔspが経過したか否かを判断しながら待機する。この待機の後、ステップＳ１５，１６の処理が順次行われる。つまり、シーケンサ５を介してＥＣＧ信号がホスト計算機６に読み込まれ（ステップＳ１５）、ＥＣＧ信号のＲ波が出現したか否かが判断される（ステップＳ１６）。すなわち、最初のＲ波の出現が検知されたときは、息止め開始指令後の経過時間がＴsp′（＝Ｔsp＋β、ここでβは任意の時間：図１２参照）になる。
【００８５】
この最初のＲ波が出現した後、ホスト計算機６は、さらに適宜な遅延時間ＴDLの経過を判断しながら待機する（ステップＳ１７）。この遅延時間ＴDLは、心収縮によって生じる、Ｒ波の出現中および出現直後における血流の不安定時間帯を回避するために設定されるもので、７００〜１０００ｍｓｅｃ程度の心周期に対して、例えばＴDL＝５００ｍｓｅｃ程度の適宜な値に予め設定されている。このように遅延時間ＴDLを適宜な値に設定することで、拡張期の比較的安定した時間帯に収集されるエコーデータを、ｋ空間の位相エンコード方向の中心部（すなわち、低周波領域）に配置することができる。このため、１回のスキャンが次の１つまたは複数の心拍に渡って継続される場合でも、収縮期に収集されるエコーデータをｋ空間の位相エンコード方向における端の領域または端寄りの領域（すなわち、高周波領域）に配置することができる。これにより、再構成された実空間の画像は高コントラストおよび高画質になる。
【００８６】
ステップＳ１７の処理で遅延時間ＴDLが経過したと判断されると、ステップＳ１８およびステップＳ１９の処理が順に続く。つまり、第１の実施形態のときと同様に、ホスト計算機６は、シーケンサ５にスキャン開始を指令し（ステップＳ１８）、さらに、シーケンサ５からスキャン完了の通知があったか否かを判断しながら待機する（ステップＳ１９）。シーケンサ５は、スキャン開始の指令に応答して図１１に示すステップＳ１８−１〜４の処理を行う。これにより、指令された位相エンコード方向の元で、１回のスキャンにより、１組のＭＲ原データが収集される。
【００８７】
この１回のスキャンが完了したとき、ホスト計算機６は息止めの解除およびスキャンにより得た再構成画像の表示を指令する（ステップＳ２０，Ｓ２１）。このエコーデータ収集後の処理において、前述したような画像データの合成を指令する必要はない。
【００８８】
図１２に、この実施形態に係るタイミングチャートの一例を示す。ここでは、ある１つの位相エンコード方向においてのみＭＲ原データの収集が収集される。このため、このスキャン法は、被検体内の画像化したい血管の走行方向が既知であるか、または、前もって推定できるときに使用することが望ましく、例えば、下腹部の血管の画像化に好適である。このスキャン法を用いて撮像する場合、位相エンコード方向は血管の既知の走行方向または推定方向に合わせられる。これによっても、前述した画像合成の処理を行わないが、前述したと画素のぼけの原理の積極的利用によって、再構成画像上での画像化を意図した血管を強調させることができる。
【００８９】
さらに、ＥＣＧ同期法を併用しているので、コントラストが高く且つ安定したＭＲ像を提供できるという利点がある。とくに、Ｒ波とスキャン開始との間を規定する遅延時間ＴDLを適宜に調整することで、スキャン全体の時間帯を、心筋の収縮に因る血流の乱れを回避できる時間的位置に設定することができる。このため、スキャンの初めの方の時間帯で収集したエコーデータはｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配置され、再構成に供される。この中心部に配置されるエコーデータの信号強度が再構成画像のコントラストを決めるが、この実施形態によれが、高強度のエコーデータが位相エンコード方向の中心部に配置されるため、コントラストの高い、かつ安定した高画質のＭＲ像を提供できる。
【００９０】
また、前述した息止め法の利点、および、スキャンが１回であることの利点、すなわち撮影時間の短縮化の利点も同様に享受することができる。
【００９１】
第５の実施形態
本発明の第５の実施形態を図１３〜図１５を参照して説明する。
【００９２】
この実施形態に係るＭＲＩ装置は、前述した第１の実施形態で説明したイメージング法にＥＣＧ同期法を採用したことを特徴とする。
【００９３】
具体的には、ホスト計算機６が図１３に示す処理を行い、シーケンサ５が図１４に示す処理を行うようにそれぞれ設定されている。これらの図において、新しく追加したステップＳ４ａ〜Ｓ４ｃ、Ｓ５−４ａ〜Ｓ５−４ｃ以外の処理は先に説明した図２、３のものと同一または同等である。
【００９４】
図１３のステップＳ４およびＳ４ａ，Ｓ４ｂにおける処理によって、図１５に示す如く、息止め開始時刻と所定期間Ｔspの経過後に最初に現れるＲ波との間に調整時間Ｔsp′（＝所定時間Ｔsp＋任意の時間β）を設定することができる。さらに、ステップＳ４ｃの処理がホスト計算機６により実行されると、図１５に示すように、第１回目のスキャンの前にＥＣＧ同期用の指定遅延時間ＴDLが設定される。
【００９５】
さらに、図１４のステップＳ５−４ａおよびＳ５−４ｂの処理によって、図１５に示す如く、第１回目のスキャンの終了時と所定の待機時間Ｔｗが経過した後で最初に現れるＲ波との間に、待機時間Ｔｗ′（＝所定の待機時間Ｔｗ＋任意の時間β）が設定される。またステップＳ５−４ｃの処理が実行されると、図１５に示す如く、第２回目のスキャンの前にＥＣＧ同期用の指定遅延時間ＴDLが設定される。
【００９６】
その他の処理は図２、３と同様または同一である。
【００９７】
このため、前述したように、ＥＣＧ同期法を併用することで、画像のコントラストをさらに向上させることができる。
【００９８】
第６の実施形態
本発明の第６の実施形態を図１６〜１７を参照して説明する。この実施形態は、本発明の撮像法を３次元撮像に適用したことを特徴とする。
【００９９】
この３次元撮像（３Ｄスキャン）の場合、スライス方向を不変とした状態で、位相エンコード方向と読出し方向をスキャン毎に交換しながら、すなわち位相エンコード方向を９０度変更して複数回のスキャンが実行される。
【０１００】
具体的には、図１６が、ホスト計算機６によって指令される３Ｄスキャンに係るデータ収集シーケンスの一例を示す。この３Ｄスキャンでは、位相エンコード方向を９０度変える手法のほか、心電同期および息止めの手法も併用されている。心電同期タイミングは予め最適化された遅延時間ＴDLで決められる。例えば、図１７（ａ），（ｂ）に示す如く腹部を３次元撮像する場合のボリューム領域のデータ収集は、位相エンコード方向がＲＬse1 ，ＨＦse1 ，ＲＬse2 ，ＨＦse2 ，…，ＲＬsen ，ＨＦsen の順序で（ＲＬ：左右方向、ＨＦ：上下方向）各回のスキャンが２ｎ回（ｎは２以上の整数）、例えば「Fast Asymmetric ＳＥ法」で実施される。
【０１０１】
図中のスキャンＲＬsen またはＨＦsen は、共に、スライスエンコード傾斜磁場の各スライスエンコード量に対する１回のスキャンを表す。しかし、スキャンＲＬseとスキャンＨＦseでは位相エンコード方向が異なる。スキャンＲＬseの場合、図１７（ｂ）の実線矢印Ｘ１で示すように、位相エンコード方向が患者の体の左右方向に設定される。これに対し、スキャンＨＦseの場合、同図の点線矢印Ｘ２で示すように、位相エンコード方向は患者の上下（頭部／脚部）方向に設定され、左右方向とは９０度異なる。添字ｓｅ１…ｓｅｎは、各スキャンに対するスライスエンコードの傾斜磁場量を表す。この例示シーケンスでは、同一のスライスエンコード量ｓｅ１（…ｓｅｎ）について２回の３Ｄスキャンが心電同期法の元に実施され、この２回の３Ｄスキャンがスライスエンコード量を変えながら順次繰り返され、撮像全体としては、左右方向と上下方向の位相エンコード方向が入れ子方式で続く。この３Ｄスキャンの場合、全体の撮像時間は比較的長くなるので、息止めは複数回に別けて実施される。
【０１０２】
画像再構成は、位相エンコード方向が左右方向に設定されて収集された３次元原データの１組で、また位相エンコード方向が上下方向に設定されて収集された３次元原データの別の１組で個別に実施される。両方の３次元の再構成データは画素毎に合成され、最終的な３次元のＭＲＡデータとなる。
【０１０３】
この３次元イメージングによっても、前述した実施形態のものと同等に、最適化された心電同期タイミングによる描出能の向上を初めとして、血流の方向性の情報の確保などの作用効果を得ることができる。
【０１０４】
第７の実施形態
本発明の第７の実施形態を図１８〜１９を参照して説明する。この実施形態は、本発明の撮像法をマルチスライス撮像に適用したものである。
【０１０５】
図１８はホスト計算機６により指令されるマルチスライススキャンのデータ収集シーケンスを例示している。このシーケンスでは、第６の実施形態と同様に、位相エンコード方向の制御、心電同期、および１回息止めの各手法が採用されている。心電同期の同期タイミングは、予め実施する準備スキャンなどを通して最適化された遅延時間ＴDLで決められる。
【０１０６】
例えば、４枚のマルチスライススキャンで腹部を撮像する場合、図１９に示す如く、スキャンＲＬ１，ＲＬ２，ＲＬ３，ＲＬ４，ＨＦ１，ＨＦ２，ＨＦ３，ＨＦ４の順序で例えば「Fast Asymmetric ＳＥ法」に基づきデータ収集される。第６の実施形態と同様に、スキャンＲＬは位相エンコード方向が左右方向、スキャンＨＦはそれが上下方向であることを示し、各回のスキャンにより各スライスの２次元原データが生成される。互いに位相エンコード方向が９０度異なる２フレームの再構成画像データが画素毎に合成され、各スライスのＭＲＡ像データが作成される。このため、高い血流方向の検出能が確保される。また、当然に、前述した心電同期や息止めの効果もこのマルチスライススキャンにおいて併せて発揮される。このマルチスライススキャンのスキャン順序は、ＲＬ１，ＨＦ１，ＲＬ２，ＨＦ２，…といった具合に任意に変更してもよい。
【０１０７】
なお、第４の実施形態以外の実施形態で説明した手法を３Ｄスキャンに適用するときの変形例として、前述の如くスライスエンコード方向を固定として位相エンコード方向を切り換える場合の他に、リード方向を固定して位相エンコード方向を切り換えるようにしてもよく、また、ｘ，ｙ，ｚ方向をそれぞれ位相エンコード方向として画像合成するようにしてもよい。
【０１０８】
なお、上述した各種の実施形態変形例は、血管の画像を得るＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を目的とした装置および撮像法を説明したが、撮像対象は血管のみに限定されず、繊維状に走行する組織等、任意の対象のものであってよい。とくに、Ｔ2 時間が短めなものであれば、本発明に係るスキャンを好適に実施できる。
【０１０９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、アベレージング法に拠り血管、組織などを撮像する場合、それらの撮像対象からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、撮像対象の多様な走行方向の情報を的確に確保でき、方向性の描出能が従来よりも格段に優れたＭＲ画像を得ることができる。とくに、Ｔ２時間がＴ２＝１００〜２００msと短めの血流や組織を撮像するときに、その効果が著しく発揮される。その一方で、位相エンコード方向を撮像対象の走行方向に合わせることで、その方向の優れた描出能を得ることができる。また、これらの優れた方向性描出能を発揮する撮像法に、１回の息止め法を併用することができるので、患者の体力的、精神的負担も少なく、体動アーチファクトの少ない、高品質、かつ診断能向上に寄与できるＭＲ画像を得ることができる。さらに、それらの優れた方向性描出能を発揮する撮像法を３次元撮像やマルチスライス撮像に適用でき、そのイメージング機能の充実化、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装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図３】第１の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図４】第１の実施形態における複数回のスキャンの順序と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図５】位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。
【図６】単独スキャン時の位相エンコード方向の信号値の広がりによる画像とそれらの画像の合成時の状態との関係を示す模式図。
【図７】本発明の効果を示す実験例による肺野および肝臓のＭＲＡ画像の一部を模写して本発明の効果を説明する図。
【図８】第２の実施形態に係る撮像における第１回目のスキャンの位相エンコードの設定例を模式的に説明する図。
【図９】第３の実施形態における複数回のスキャンの順序と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１０】第４の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図１１】第４の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図１２】第４の実施形態におけるスキャンのＥＣＧ同期タイミングとデータ収集とを模式的に説明する図。
【図１３】第５の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図１４】第５の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図１５】第５の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１６】第６の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１７】第６の実施形態における撮像領域としてのボリューム領域と位相エンコード方向の制御の関係を模式的に説明する図。
【図１８】第７の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１９】第６の実施形態における撮像領域としてのマルチスライスを模式的に説明する図。
【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
１６ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいて被検体内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関する。とくに、被検体の原子核スピンの横緩和（Ｔ２緩和）時間が短めの組織や血流などの撮像に好適なＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。
【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信号を使って画像を再構成したり、ＭＲスペクトルを得る手法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングによって肺野の血管や肝臓の血管（門脈）などを撮像する場合、種々の要求がある。その１つは、血管像の信号値を上げてＳ／Ｎを良くすること、また別の要求は、体動に因るアーチファクトを低減することである。
【０００４】
前者の信号値を上げる手法として、画素毎にｎ（＞１）個のＭＲデータをアベレージング処理（加算平均化処理）する方法がある。このアベレージング処理を実施するために、ショット数や撮像回数を増やして各画素に対するデータ数を増やし、各画素での積算回数を上げるようにしている。このアベレージング処理を行う場合、従来では、そのＭＲ信号収集時の位相エンコード方向は常に一定方向に設定されている。
【０００５】
また、後者の体動アーチファクトの発生を抑制するには、患者に息止めを行ってもらう方法がある。これにより、肺の運動に因る体動アーチファクトを低減させることはできる。しかし、この息止めが複数回にわたり、各息止め期間にデータ収集を行って得たＭＲデータから画像を生成するときには、患者の体の位置自体が動くことに因る体動アーチファクトなどの影響に因り、画像にボケ（blur- ring）が生じることがある。このため、息止めは通常１回だけ行うようにし、この１回の息止めの間に、アベレージング法のための積算回数を上げるように努めている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、とくにＦＳＥ法やＥＰＩ法などのパルスシーケンスを使用した撮像では、上述した従来の１回の息止めとアベレージング法とを採用した場合でも、Ｔ2 時間が短め（Ｔ2 ＝１００〜２００ms）の成分（血流、とくに肺野の血管や肝臓の血管（門脈）あるいは脈管など）の走行状態を良好に表示することができず、描出能の点で不満があった。
【０００７】
これは、かかるＴ2 時間が短めの成分（以下、簡単に血流として説明する。）から発生するＭＲ信号の半値幅が位相エンコード方向に広がり（伸び）、画像全体が位相エンコード方向にぼけることに起因する。画像が位相エンコード方向にぼけると、その位相エンコード方向に交差する（直交するなど）血流像の画素値は周辺組織のそれと平均化されてしまい、分解能が低下する。つまり、画像上では、位相エンコード方向に交差する方向に走行する血流像は周辺組織と区別し難くなる。
【０００８】
このような位相エンコード方向が所定方向に決められたＭＲデータをアベレージング処理に付した場合、位相エンコード方向に走行している血流の分解能は向上する。しかし、そのほかの方向に走行している血流像については、ぼけた画素同士が単にアベレージングされることになるので、分解能は低いままである。
【０００９】
したがって、従来のアベレージングの場合、縦横無尽に走行している血流像に対し、その走行方向を明瞭にかつ走行情報を失わずに表す画像を得ることは困難であった。つまり、位相エンコード以外の方向の血流像は画像から欠落しがちで、画像を注視しても観察できないこともあった。この問題は、とくに、Ｔ2 時間が短めの血流で顕著であった。
【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ある。具体的には、本発明の目的は、血管などを撮像する場合、血流からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、多様な方向に走行している血管の走行方向の情報を確保し、優れた描出能の画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供する、ことである。
【００１１】
本発明の別の目的は、とくにＴ2 時間がＴ2 ＝１００〜２００msと短めの血流を撮像するときに、血流からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、多様な方向に走行している血流の方向性の情報を確保でき、優れた描出能の画像を得ることである。
【００１２】
本発明のさらに別の目的は、かかる優れた描出能の撮像をマルチスライス撮像や３次元撮像に確実に適用できるようにする、ことである。
【００１３】
本発明のさらに別の目的は、かかる優れた描出能の撮像を１回の息止め法と併用することができるようにする、ことである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、前記被検体の所定の撮像部位を、前記位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンにおいて、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向にそれぞれ一致させて撮像するするスキャン手段と、前記複数のＭＲデータを基に各々複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する生成手段と、前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、を備えたことを主要構成とする。
【００１５】
この主要構成により、位相エンコード方向が様々に変更されて複数回のスキャンがなされ、これにより得られた複数組のエコー信号のデータから、例えば画素毎の加算処理などにより画像データが得られる。この画像データには、各スキャンにおいて設定した位相エンコード方向への画素値のぼけが積極的に反映されている。このため、撮像対象である血液や組織の走行方向が様々に異なっていても、その走行方向の情報の欠落が少なく、描出能に優れ、またＳ／Ｎの良いＭＲ画像を提供できる。
【００１６】
上述の主要構成は様々な構成に展開できる。例えば、前記生成手段は、前記複数組のＭＲ原データをその組毎に実空間の画像データに再構成する再構成手段と、この複数組の再構成された画像データを１組の画像データに合成する合成手段とを備える。この場合、例えば、前記合成手段は、前記複数組の再構成された画像データに加算処理および最大値投影処理の内の一方の処理を画素毎に施して前記１組の画像データを合成する手段である。
【００１７】
また、前記スキャン手段を、前記複数回のスキャンを前記被検体の１回の息止めの継続期間内に実行する手段としてよい。この場合、前記スキャン手段は、前記息止めの開始時間および解除時間を前記被検体に知らせる息止め告知手段を備えることもできる。
【００１８】
さらに、上述した各種の構成において、前記スキャン手段は、前記複数回のスキャンの相互間に所定の待機時間を設定して前記被検体の撮像部位の原子核スピンを定常状態まで回復させる待機手段を含むように構成してもよい。
【００１９】
また主要構成において、好適な具体例として、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向を９０°変えて２回のスキャンを順次行って２フレーム分のＭＲ原データを得る手段であってもよい。さらに、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向をｎ回（ｎは３以上の整数）変えてｎ回のスキャンを順次行ってｎフレーム分のＭＲ原データを得る手段であってもよい。
【００２０】
さらに、別の好適な具体例として、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる１枚の２次元スライス、または、複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域である。また、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であっても適用できる。
【００２１】
さらに好適には、前記心時相検出手段は、前記被検体のＥＣＧ信号を前記心時相を表す信号として収集する手段で構成できる。例えば、タイミング決定手段は、Ｒ波からの所定の遅延時間を置いた前記開始タイミングを決める手段である。この場合、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域であってもよく、このマルチスライス領域の場合、前記スキャン実行手段は、前記複数枚の２次元スライスに対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して個別に実行するシーケンスを、その位相エンコード方向を別の方向に変更して繰り返すように構成することが望ましい。
【００２２】
また、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であってもよく、この３次元領域の場合、前記スキャン実行手段は、前記３次元領域に対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスと、この３次元領域に対して前記所定方向とは異なる方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスとを時系列的に入れ子構造にしたシーケンスを採用した手段であることが望ましい。
【００２３】
また主要構成に対する別の具体的な例として、前記複数回のスキャンの内の第１回目のスキャンに対する前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段を備え、前記スキャン手段は、指定された前記位相エンコード方向の元に前記第１回目のスキャンを実行する手段を有していてもよい。
【００２４】
本発明のＭＲＩ装置の別の構成としては、被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段と、指定された前記位相エンコード方向の元に、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向に一致させて撮像するスキャン手段とを有し、前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、を備えることを特徴とする。これにより、位相エンコード方向への画素値のぼけを積極的に利用した血管や組織の走行方向の描出能に優れた撮像が可能になる。
【００２５】
さらに、本発明のＭＲＩ装置の別の構成は、一定強度の静磁場を発生させる静磁場発生部と、この静磁場中に置かれた被検体に位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場をパルス状に印加する傾斜磁場発生部と、この傾斜磁場と伴に高周波信号を前記被検体に送信するとともに当該被検体から発生するエコー信号を受信する送受信部と、前記エコー信号を処理する演算部と、前記傾斜磁場発生部、前記送受信部、および前記演算部を所定のアルゴリズムに基づき制御することにより前記被検体の画像化領域を磁気的にスキャンし、このスキャンに拠り発生した前記エコー信号を収集してＭＲ画像を得る制御部と、を有し、前記アルゴリズムは、前記被検体の所定の撮像部位を前記位相エンコード方向を変えて複数回スキャンして複数のエコー信号を収集し、この複数のエコー信号から各々複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する一方、前記スキャンは、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定し、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行する構成を備えたことを特徴とするものである。前記アルゴリズムに基づき制御部が制御を行うので、位相エンコード方向への画素値のぼけを積極的に利用した血管や組織の走行方向の描出能に優れた撮像が可能になる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を添付図面を参照して説明する。
【００２８】
第１の実施形態
第１の実施形態を図１〜図７を参照して説明する。
【００２９】
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。
【００３０】
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、ＲＦ（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の心電図（ＥＣＧ）信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００３１】
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。
【００３２】
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、Ｙ、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。傾斜磁場部はさらに、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の制御のもと、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。
【００３３】
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、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、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 の各方向を任意に設定・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。
【００３４】
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（高周波）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。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、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に供給する一方、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、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００３５】
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、および音声発生器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、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。このホスト計算機６によるスキャン制御の一例を後述する図２に示す。
【００３６】
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、受信機８Ｒの一連の動作を制御する。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。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００３７】
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次元スキャンのものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Fast asymmetric ＳＥ法（ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた手法）など、どのようなパルス列であってもよい。
【００３８】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うとともに、本発明の特徴の一部を成す画像データの合成処理を行うようになっている。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００３９】
画像データの合成処理の好適な一例は、複数フレームの再構成画像データを対応画素毎に加算する処理、または、複数フレームの再構成画像データ間の対応するピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理である。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。また、この合成処理の別の例としては、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。
【００４０】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、上述の合成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、術者が希望するスキャン条件、パルスシーケンス、画像合成法などの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００４１】
音声発生器１４は、ホスト計算機６又はシーケンサ５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例えば音声メッセージを発することができる。
【００４２】
さらに心電計測部は、被検体Ｐの体表に付着させてＥＣＧ信号を検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ１７の検出信号にデジタル化処理を含む各種の信号処理を施してシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。このＥＣＧ信号は、ＥＣＧ同期スキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられ、心時相を表す波形に同期したスキャンに拠るＭＲ原データが収集される。
【００４３】
次に、この実施形態のスキャン制御に関する動作を説明する。
【００４４】
磁石１の診断用空間に患者Ｐをセットし、ＭＲＩ装置が起動させると、コントローラ６は所定メインプログラムを実行し、その一環として、図２に示す処理を実行する。
【００４５】
この処理を説明する。同図のステップＳ１において、コントローラ６は術者が入力器１３から指定したスキャン条件（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）および画像合成処理法の情報（再構成画像での合成か周波数空間上での合成か、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など）を入力し、それらの情報を基づいて制御情報に処理し、その制御情報をシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する。
【００４６】
なお、コントローラ６は、このステップＳ１の処理において、本発明の画像合成を達成するためのスキャン回数（すなわち同一撮像部位に何枚の画像を撮像するか）に応じて、自動的にエンコード方向の変更角度を演算し、スキャン毎のエンコード方向の角度変更情報をパルスシーケンスに組み込んでシーケンサ５に送るようになっている。この角度変更情報は例えば、画像合成を行う画像枚数が２枚の場合、１回目のスキャンが終わって２回目のスキャンを実行するときに、位相エンコード方向を１回目の所定方向から９０°変える、というものである。
【００４７】
次いでステップＳ２にてスキャン前の準備完了の指示があったと判断できると、ステップＳ３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する。これにより、音声発生器１４は、「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４参照）。
【００４８】
息止め開始を指令した後、コントローラ６はステップＳ４で所定時間（例えば１秒）の間そのまま待機し、患者が完全に息止め状態になったタイミングを見計らう。
【００４９】
この所定待機時間が経過すると、コントローラ６は処理をステップＳ５に移行させ、シーケンサ５にスキャン開始を指令する。この指令を受けたシーケンサ５は、既に送られ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、スキャンを実行する。このスキャンの一例に係る処理を図３に、そのタイミングを図４に示す。
【００５０】
図３に示す処理例はスキャン回数が２回であって、後述する画像合成処理は２枚の再構成画像を加算処理するものである。このスキャン制御例を説明する。
【００５１】
シーケンサ５は通常、コントローラ６からスキャンの開始指令が送られてきたか否かを判断しながら待機している（ステップＳ５−１）。スキャンが指令されると、シーケンサ５は、指令されているエンコード方向に基づく１回目のスキャンを実行する。この１回目のスキャンの場合、例えば、ＦＳＥ法が選択され、また、位相エンコード方向がＺ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＸ軸方向に各々設定されている（ステップＳ５−２：図４参照）。この結果、例えば、肺野のスキャンに伴う１フレーム分のＭＲ原データ（ｋ空間データ）が収集される。
【００５２】
このときＦＳＥ法によって患者Ｐから発生したエコ信号は、高周波コイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒではエコー信号に各種の前処理が施され、デジタル量に変換される。このデジタル量のエコーデータは演算ユニット１０に送られ、内蔵メモリに拠る例えば２次元ｋ空間に配置される。このｋ空間上のエコーデータの組は適宜なタイミングで例えば２次元フーリエ変換して実空間断層像に変換される。この再構成画像データは記憶ユニット１１に一時的に格納されて２回目のスキャンを待つ。
【００５３】
シーケンサ５は１回目のスキャン指令後、そのスキャンが完了したか否かを判断しながら待機している（ステップＳ５−３）。
【００５４】
この後、シーケンサ５は２回目のスキャンまで所定時間Ｔｗの間待機する（ステップＳ５−４）。この待機時間Ｔｗは、１回目のスキャンに拠る原子核スピンの挙動が励起パルス印加前の定常状態まで戻るまで待つことを意図したものである。これにより、２回目のスキャン時の原子核スピンの挙動が１回目のそれに殆ど影響されないから、より忠実なエコーデータが得られる。この待機時間Ｔｗとしては、例えば６秒程度のオーダである。なお、術者が入力器１３を介して待機時間Ｔｗの長短を調節するようにすることも、本発明の望ましい態様の１つである。
【００５５】
この待機時間Ｔｗが経過すると、シーケンサ５は２回目のスキャンを１回目と同じスキャン面について同様に実行する（ステップＳ５−５）。ただし、このときの位相エンコード方向は、予め設定されている角度だけ変更されてスキャンが実施される。例えば、１回目の位相エンコード方向から９０°ずれた方向に、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が設定されている。一例として、位相エンコード方向がＸ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＺ軸方向に各々変更される。このエンコード状態で２回目のスキャンが実施され（図４参照）、収集されたエコー信号の処理は１回目のときと同じである。
【００５６】
そして、シーケンサ５は２回目のスキャン完了が判断できると、スキャン完了の通知をシーケンサ６に対して行う（ステップＳ５−６，Ｓ５−７）。
【００５７】
図２のステップＳ６において待機していたコントローラ６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受ける。そこで、コントローラ６はステップＳ７に処理移行させて、息止め解除の指令を音声発生器１４に出力する。このため、音声発生器１４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する（図４参照）。
【００５８】
この一連のデータ収集処理が終わると、コントローラ６はステップＳ８にて、演算ユニット１０に対して記憶ユニット１１に一次格納されている２回のスキャンに拠る再構成画像Ａ，Ｂの合成処理および表示を指令する。この合成処理の方法は前記ステップＳ１の入力処理で認識できているから、その方法で画像合成を行って１枚の合成画像Ｃを生成する。合成処理法としては、いまの場合、２枚の画像Ａ，Ｂを画素値毎に加算する加算処理や、２枚の画像Ａ，Ｂの最大値投影処理が使用できる。加算処理の場合、単純加算、加算平均、重み付け加算のいずれかの方法が指令されているので、その方法に沿って行う。この結果、図４に示すように、２枚の再構成画像Ａ，Ｂから合成画像Ｃが得られる。
【００５９】
このように本実施形態によれば、エンコード方向を変えて収集したエコーデータの複数枚の画像から新規な合成画像を得ることができる。この合成画像はエンコード方向の変更制御に拠って、とくに、Ｔ２時間の短めな血流の描出能に優れている。この理由を説明する。
【００６０】
一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ2 時間が若干短い（Ｔ2 ＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ2 時間の短めの血流は、Ｔ2 時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ2 ＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「R. Todd Cons- table and John C. Gore, "The loss of small objects in Variable TE ima- ging: Implications for FSE, RARE, and EPI", Magnetic Resonance in Medi- cine 28, 9-24, 1992 」に示されている。同文献によると、Ｔ2 時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図５に示すように、“point spread function ”によって表される。同図のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥeff ＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ2 ＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ2 ＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００６１】
本発明は、Ｔ2 時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ2 時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用したものである。
【００６２】
これを図６で模式的に説明する。図６に示すように、血管Ｂ１からその直交方向に枝分かれした血管Ｂ１１があって、例えば１回目のスキャン時の位相エンコード方向が血管Ｂ１の走行方向に略一致し、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が枝分かれした血管Ｂ１１に略一致しているとする。同図（ａ）に示すように、１回目のスキャンに拠る位相エンコード方向の信号値の広がりに拠って各画素が疑似的に伸びたものと等価になり、その位相エンコード方向と略一致している血管Ｂ１はぼけに因って強調され、反対に、これに直交する方向の血管Ｂ１１はぼけてしまう。しかし、２回目のスキャンでは位相エンコード方向が９０°変更されるので、今度は反対に同図（ｂ）に示すように、一方の血管Ｂ１はぼけるが、もう一方の血管Ｂ１１はぼけに因って強調される。
【００６３】
本発明を具体化した上述した実施形態では、同図（ａ）および（ｂ）の再構成画像が画素毎に加算（合成）されるので、同図（ｃ）に示す如く、両方の位相エンコード方向の血流Ｂ１，Ｂ１１の画像が共に消失されずに残る。しかも、位相エンコード方向にぼけるとはいえ、加算処理の場合には、２枚の画像を画素毎に加算しているからアベレージング法の利点も享受でき、併せて血流の信号値を上げ、Ｓ／Ｎを向上させる。図６では直交する２方向についてのみ説明したが、血流Ｂ１が１回目の位相エンコード方向から多少ずれていても、また血流Ｂ１１が２回目のそれから多少ずれていても、かかる利点を多少とも享受できる。したがって、縦横無尽に走行している肺血管などの血管に対し、その走行方向情報を殆ど欠落させることなく、高いＳ／Ｎおよび実質部の高いコントラストで描出することができ、診断能の向上に寄与可能になる。
【００６４】
従来の位相エンコード方向が固定のアベレージング法の場合には、Ｓ／Ｎ比向上は見込めるものの、例えば図６（ａ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１１が位相エンコード方向のぼけに因って目視で識別困難になるか、または、消失してしまうことがあった。また図６（ｂ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１が同様の問題に直面していた。しかしながら、本発明によって、そのような状態を回避し、とくに、肺野や肝臓の血管などＴ2 時間が短めの血管についてその走行方向の情報量を低下させることなく描出することができるようになった。
【００６５】
図７に、本発明に基づいて本発明者が行った実験で得たコロナル像の写真の一部（図中の丸円ＣＬ内の部分）を手で模写した図を示す。同図（ａ）では位相エンコード方向はＺ軸方向に、かつ、読出し方向はＸ軸方向に設定され、また同図（ｂ）ではそれらの方向が反対に設定されている。両方の図とも、スライス方向はＹ軸方向に設定されている。この実験は、２Ｄ Fast Asymmetric ＳＥ法（ＴＥeff ＝１２０ｍｓ，ＥＴＳ＝５ｍｓ，ショット数＝１，ＳＴ（スライス厚）＝３０ｍｍ，ＮＳ＝１，２５６×２５６，３５×３５ｃｍ，実際のスキャン時間＝７６０ｍｓで、第１スキャン開始から第２スキャン開始までの時間差４０００ｍｓで位相エンコード方向を同図（ａ），（ｂ）に示す如く２方向に変えて肺野、門脈のＭＲＡ描出能を評価したものである。
【００６６】
同図（ａ），（ｂ）の肺野と門脈に注目すると、それぞれ示した位相エンコード方向に血流が伸びていることが明瞭に分かる。これに対して、同図（ａ）， （ｂ）の画像を加算処理した同図（ｃ）の画像では、血管の走行状態が上下左右に共に伸びていることが明瞭に分かる。つまり、同図（ｃ）の画像の方が血管の走行方向の情報を豊富に提供しており、実際のものを的確に反映している。これによって、本発明の手法に係る同図（ｃ）の画像が、従来の画像（同図（ａ）または（ｂ）をアベレージングした画像）よりも優位であることが認められ、本発明の効果が顕著であることが確認された。
【００６７】
ところで、上述した実施形態の場合、１回の息止め期間に２回全部のスキャンを終えるようにしている。このため、肺などの周期的運動による体動アーチファクトの発生を抑制できるとともに、複数回にわたって息止め撮像をするときの患者の体自体の位置ずれに因る体動アーチファクトの発生も合わせて低減できる。これにより、アーチファクトのより少ない高品質の画像を提供できる。
【００６８】
また、２回のスキャンの間にスピンの回復を待つ待機時間を設定しているから、２回目のスキャンもより的確に実行でき、高品質の画像を提供できる。
【００６９】
さらに、そのような待機時間を設定したとしても、多くの場合、１回目、２回目のスキャンは１．５秒程度、待機時間は４秒程度で済むので、息止めの期間は６秒ちょっとで済む程度である。したがって、患者の１回の息止めの継続時間は短くて済み、子供や老人にとっても、息止めの関する精神的、体力的負担軽いという利点もある。
【００７０】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態を図８に基づき説明する。なお、この実施形態を含め、これ以降の実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等のものについては同一符号を用い、その説明を省略または簡略化する。
【００７１】
この第２の実施形態に係るＭＲＩ装置では、位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンの内、１回目のスキャンの位相エンコード方向を、画像化したい主たる血管の走行方向に積極的（意図的）に合わせるイメージングが実施される。
【００７２】
例えば、図８に示すように、α度斜めに走行している門脈を主に観察したい場合、ホスト計算機６は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸方向の傾斜磁場の強度をそれぞれ調整して合成された位相エンコード用傾斜磁場の方向がα度斜めになるようにシーケンサのパルスシーケンス情報を送る。これにより、位相エンコード方向をα度斜めの方向に設定したスキャンが実施される。また、ホスト計算機６からの指令により、位相エンコード方向を別の角度に設定した別のスキャンが実施され、全部で複数回のスキャンが異なる位相エンコード方向の元で実施される。
【００７３】
これにより、α度斜めに走行している観察したい血管は、画像上で前述した画素のボケに因って必ず強調される。同時に、α度斜め以外の残りの方向に走行している血管も、α度斜め以外の方向に設定した位相エンコード方向の元でのスキャンによって適宜に強調される。つまり、選択した所望の方向に走行している診断的に重要な血管は必ず強調される一方で、それ以外の方向に走行している血管も多少とも同時に強調される。とくに、１回目のスキャンの位相エンコード方向を、画像化したい主たる血管の走行方向に積極的（意図的）に合わせることで、サチュレーション効果が低減されるという効果も得られる。
【００７４】
また、このイメージングを実施する傾斜磁場のパルス波形は比較的簡単に設計でき、傾斜磁場パルス波形の複雑な設計を必要とする、流れを補償する技法（例えば、“R.S.Hinks et al, Magn. Reson. Med.(MRM) 32:698-704(1994)”参照）を用いる必要もなくなる。
【００７５】
第３の実施形態
本発明の第３の実施形態を説明する。上述した実施形態は位相エンコード方向を変えて２回のスキャンを行うものであったが、本発明にこれに限定されるものではない。例えば、図９に示すように、位相エンコード方向を変えて４回のスキャンを順次、所定待機時間毎に実施し、これにより４５°ずつ位相エンコード方向が異なった４フレーム分のＭＲ原データを得る。この４回のスキャンは、ホスト計算機６がシーケンサ５に渡すパルスシーケンス情報に拠って制御される。
【００７６】
収集された原データをそれぞれのフレームで画像再構成し、４枚の再構成画像を合成処理（加算処理または最大値投影処理）を行うものである。これによっても、上述した実施形態のものと同等またはそれ以上に、位相エンコード方向のより細かい角度制御に拠って、血管の走行情報が豊富なＭＲ画像を得ることができる。
【００７７】
なお、図９に示す位相エンコード方向の複数回の採り方をさらに発展させることもできる。例えば、位相エンコード方向を２２．５°ずつ８通りに変えて８回のスキャンを順次、所定待機時間毎に実施し、これに基づき位相エンコード方向が異なった８フレーム分のＭＲ原データから同様の合成処理を行うこともできる。すなわち、本発明の手法に拠り加算（合成）する画像枚数ｎ（すなわち位相エンコード方向の変更回数）はｎ≧２であればよい。
【００７８】
なお、上述した第２及び第３の実施形態の変形例として、位相エンコード方向をある基準方向から等分に変えていくのではなく、所望の複数方向を任意に選んでそれぞれを位相エンコード方向に設定することもできる。
【００７９】
第４の実施形態
本発明に係る第４の実施形態を図１０〜図１２に基づき説明する。
【００８０】
この実施形態は、位相エンコード方向を１方向のみに設定する手法（したがって、前述した画像データの合成処理は行わない）とＥＣＧ同期法とを組み合わせて実施するスキャン法に関する。
【００８１】
これを実現するため、ホスト計算機６およびシーケンサ５は図１０および図１１に示す処理をそれぞれ実行する。
【００８２】
まず、ホスト計算機６により実行される図１０の処理を説明する。同図のステップＳ１１において、ホスト計算機６は、スキャン条件（例えば、画像サイズ、１回の位相エンコード方向の情報、およびスキャン領域に応じたパルスシーケンス）を入力し、それらの入力情報にしたがって制御情報を用意し、さらに、その制御情報をシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する。
【００８３】
次いで、ステップＳ１２にてスキャン前の準備完了の指示があったと判断できると、ステップＳ１３で前述と同様に、息止め開始の指令が音声発生器１４に出力される。
【００８４】
さらに、ステップＳ１４で、所定の調整時間Ｔspが経過したか否かを判断しながら待機する。この待機の後、ステップＳ１５，１６の処理が順次行われる。つまり、シーケンサ５を介してＥＣＧ信号がホスト計算機６に読み込まれ（ステップＳ１５）、ＥＣＧ信号のＲ波が出現したか否かが判断される（ステップＳ１６）。すなわち、最初のＲ波の出現が検知されたときは、息止め開始指令後の経過時間がＴsp′（＝Ｔsp＋β、ここでβは任意の時間：図１２参照）になる。
【００８５】
この最初のＲ波が出現した後、ホスト計算機６は、さらに適宜な遅延時間ＴDLの経過を判断しながら待機する（ステップＳ１７）。この遅延時間ＴDLは、心収縮によって生じる、Ｒ波の出現中および出現直後における血流の不安定時間帯を回避するために設定されるもので、７００〜１０００ｍｓｅｃ程度の心周期に対して、例えばＴDL＝５００ｍｓｅｃ程度の適宜な値に予め設定されている。このように遅延時間ＴDLを適宜な値に設定することで、拡張期の比較的安定した時間帯に収集されるエコーデータを、ｋ空間の位相エンコード方向の中心部（すなわち、低周波領域）に配置することができる。このため、１回のスキャンが次の１つまたは複数の心拍に渡って継続される場合でも、収縮期に収集されるエコーデータをｋ空間の位相エンコード方向における端の領域または端寄りの領域（すなわち、高周波領域）に配置することができる。これにより、再構成された実空間の画像は高コントラストおよび高画質になる。
【００８６】
ステップＳ１７の処理で遅延時間ＴDLが経過したと判断されると、ステップＳ１８およびステップＳ１９の処理が順に続く。つまり、第１の実施形態のときと同様に、ホスト計算機６は、シーケンサ５にスキャン開始を指令し（ステップＳ１８）、さらに、シーケンサ５からスキャン完了の通知があったか否かを判断しながら待機する（ステップＳ１９）。シーケンサ５は、スキャン開始の指令に応答して図１１に示すステップＳ１８−１〜４の処理を行う。これにより、指令された位相エンコード方向の元で、１回のスキャンにより、１組のＭＲ原データが収集される。
【００８７】
この１回のスキャンが完了したとき、ホスト計算機６は息止めの解除およびスキャンにより得た再構成画像の表示を指令する（ステップＳ２０，Ｓ２１）。このエコーデータ収集後の処理において、前述したような画像データの合成を指令する必要はない。
【００８８】
図１２に、この実施形態に係るタイミングチャートの一例を示す。ここでは、ある１つの位相エンコード方向においてのみＭＲ原データの収集が収集される。このため、このスキャン法は、被検体内の画像化したい血管の走行方向が既知であるか、または、前もって推定できるときに使用することが望ましく、例えば、下腹部の血管の画像化に好適である。このスキャン法を用いて撮像する場合、位相エンコード方向は血管の既知の走行方向または推定方向に合わせられる。これによっても、前述した画像合成の処理を行わないが、前述したと画素のぼけの原理の積極的利用によって、再構成画像上での画像化を意図した血管を強調させることができる。
【００８９】
さらに、ＥＣＧ同期法を併用しているので、コントラストが高く且つ安定したＭＲ像を提供できるという利点がある。とくに、Ｒ波とスキャン開始との間を規定する遅延時間ＴDLを適宜に調整することで、スキャン全体の時間帯を、心筋の収縮に因る血流の乱れを回避できる時間的位置に設定することができる。このため、スキャンの初めの方の時間帯で収集したエコーデータはｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配置され、再構成に供される。この中心部に配置されるエコーデータの信号強度が再構成画像のコントラストを決めるが、この実施形態によれが、高強度のエコーデータが位相エンコード方向の中心部に配置されるため、コントラストの高い、かつ安定した高画質のＭＲ像を提供できる。
【００９０】
また、前述した息止め法の利点、および、スキャンが１回であることの利点、すなわち撮影時間の短縮化の利点も同様に享受することができる。
【００９１】
第５の実施形態
本発明の第５の実施形態を図１３〜図１５を参照して説明する。
【００９２】
この実施形態に係るＭＲＩ装置は、前述した第１の実施形態で説明したイメージング法にＥＣＧ同期法を採用したことを特徴とする。
【００９３】
具体的には、ホスト計算機６が図１３に示す処理を行い、シーケンサ５が図１４に示す処理を行うようにそれぞれ設定されている。これらの図において、新しく追加したステップＳ４ａ〜Ｓ４ｃ、Ｓ５−４ａ〜Ｓ５−４ｃ以外の処理は先に説明した図２、３のものと同一または同等である。
【００９４】
図１３のステップＳ４およびＳ４ａ，Ｓ４ｂにおける処理によって、図１５に示す如く、息止め開始時刻と所定期間Ｔspの経過後に最初に現れるＲ波との間に調整時間Ｔsp′（＝所定時間Ｔsp＋任意の時間β）を設定することができる。さらに、ステップＳ４ｃの処理がホスト計算機６により実行されると、図１５に示すように、第１回目のスキャンの前にＥＣＧ同期用の指定遅延時間ＴDLが設定される。
【００９５】
さらに、図１４のステップＳ５−４ａおよびＳ５−４ｂの処理によって、図１５に示す如く、第１回目のスキャンの終了時と所定の待機時間Ｔｗが経過した後で最初に現れるＲ波との間に、待機時間Ｔｗ′（＝所定の待機時間Ｔｗ＋任意の時間β）が設定される。またステップＳ５−４ｃの処理が実行されると、図１５に示す如く、第２回目のスキャンの前にＥＣＧ同期用の指定遅延時間ＴDLが設定される。
【００９６】
その他の処理は図２、３と同様または同一である。
【００９７】
このため、前述したように、ＥＣＧ同期法を併用することで、画像のコントラストをさらに向上させることができる。
【００９８】
第６の実施形態
本発明の第６の実施形態を図１６〜１７を参照して説明する。この実施形態は、本発明の撮像法を３次元撮像に適用したことを特徴とする。
【００９９】
この３次元撮像（３Ｄスキャン）の場合、スライス方向を不変とした状態で、位相エンコード方向と読出し方向をスキャン毎に交換しながら、すなわち位相エンコード方向を９０度変更して複数回のスキャンが実行される。
【０１００】
具体的には、図１６が、ホスト計算機６によって指令される３Ｄスキャンに係るデータ収集シーケンスの一例を示す。この３Ｄスキャンでは、位相エンコード方向を９０度変える手法のほか、心電同期および息止めの手法も併用されている。心電同期タイミングは予め最適化された遅延時間ＴDLで決められる。例えば、図１７（ａ），（ｂ）に示す如く腹部を３次元撮像する場合のボリューム領域のデータ収集は、位相エンコード方向がＲＬse1 ，ＨＦse1 ，ＲＬse2 ，ＨＦse2 ，…，ＲＬsen ，ＨＦsen の順序で（ＲＬ：左右方向、ＨＦ：上下方向）各回のスキャンが２ｎ回（ｎは２以上の整数）、例えば「Fast Asymmetric ＳＥ法」で実施される。
【０１０１】
図中のスキャンＲＬsen またはＨＦsen は、共に、スライスエンコード傾斜磁場の各スライスエンコード量に対する１回のスキャンを表す。しかし、スキャンＲＬseとスキャンＨＦseでは位相エンコード方向が異なる。スキャンＲＬseの場合、図１７（ｂ）の実線矢印Ｘ１で示すように、位相エンコード方向が患者の体の左右方向に設定される。これに対し、スキャンＨＦseの場合、同図の点線矢印Ｘ２で示すように、位相エンコード方向は患者の上下（頭部／脚部）方向に設定され、左右方向とは９０度異なる。添字ｓｅ１…ｓｅｎは、各スキャンに対するスライスエンコードの傾斜磁場量を表す。この例示シーケンスでは、同一のスライスエンコード量ｓｅ１（…ｓｅｎ）について２回の３Ｄスキャンが心電同期法の元に実施され、この２回の３Ｄスキャンがスライスエンコード量を変えながら順次繰り返され、撮像全体としては、左右方向と上下方向の位相エンコード方向が入れ子方式で続く。この３Ｄスキャンの場合、全体の撮像時間は比較的長くなるので、息止めは複数回に別けて実施される。
【０１０２】
画像再構成は、位相エンコード方向が左右方向に設定されて収集された３次元原データの１組で、また位相エンコード方向が上下方向に設定されて収集された３次元原データの別の１組で個別に実施される。両方の３次元の再構成データは画素毎に合成され、最終的な３次元のＭＲＡデータとなる。
【０１０３】
この３次元イメージングによっても、前述した実施形態のものと同等に、最適化された心電同期タイミングによる描出能の向上を初めとして、血流の方向性の情報の確保などの作用効果を得ることができる。
【０１０４】
第７の実施形態
本発明の第７の実施形態を図１８〜１９を参照して説明する。この実施形態は、本発明の撮像法をマルチスライス撮像に適用したものである。
【０１０５】
図１８はホスト計算機６により指令されるマルチスライススキャンのデータ収集シーケンスを例示している。このシーケンスでは、第６の実施形態と同様に、位相エンコード方向の制御、心電同期、および１回息止めの各手法が採用されている。心電同期の同期タイミングは、予め実施する準備スキャンなどを通して最適化された遅延時間ＴDLで決められる。
【０１０６】
例えば、４枚のマルチスライススキャンで腹部を撮像する場合、図１９に示す如く、スキャンＲＬ１，ＲＬ２，ＲＬ３，ＲＬ４，ＨＦ１，ＨＦ２，ＨＦ３，ＨＦ４の順序で例えば「Fast Asymmetric ＳＥ法」に基づきデータ収集される。第６の実施形態と同様に、スキャンＲＬは位相エンコード方向が左右方向、スキャンＨＦはそれが上下方向であることを示し、各回のスキャンにより各スライスの２次元原データが生成される。互いに位相エンコード方向が９０度異なる２フレームの再構成画像データが画素毎に合成され、各スライスのＭＲＡ像データが作成される。このため、高い血流方向の検出能が確保される。また、当然に、前述した心電同期や息止めの効果もこのマルチスライススキャンにおいて併せて発揮される。このマルチスライススキャンのスキャン順序は、ＲＬ１，ＨＦ１，ＲＬ２，ＨＦ２，…といった具合に任意に変更してもよい。
【０１０７】
なお、第４の実施形態以外の実施形態で説明した手法を３Ｄスキャンに適用するときの変形例として、前述の如くスライスエンコード方向を固定として位相エンコード方向を切り換える場合の他に、リード方向を固定して位相エンコード方向を切り換えるようにしてもよく、また、ｘ，ｙ，ｚ方向をそれぞれ位相エンコード方向として画像合成するようにしてもよい。
【０１０８】
なお、上述した各種の実施形態変形例は、血管の画像を得るＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を目的とした装置および撮像法を説明したが、撮像対象は血管のみに限定されず、繊維状に走行する組織等、任意の対象のものであってよい。とくに、Ｔ2 時間が短めなものであれば、本発明に係るスキャンを好適に実施できる。
【０１０９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、アベレージング法に拠り血管、組織などを撮像する場合、それらの撮像対象からの信号値を上げて良好なＳ／Ｎを維持するとともに、撮像対象の多様な走行方向の情報を的確に確保でき、方向性の描出能が従来よりも格段に優れたＭＲ画像を得ることができる。とくに、Ｔ２時間がＴ２＝１００〜２００msと短めの血流や組織を撮像するときに、その効果が著しく発揮される。その一方で、位相エンコード方向を撮像対象の走行方向に合わせることで、その方向の優れた描出能を得ることができる。また、これらの優れた方向性描出能を発揮する撮像法に、１回の息止め法を併用することができるので、患者の体力的、精神的負担も少なく、体動アーチファクトの少ない、高品質、かつ診断能向上に寄与できるＭＲ画像を得ることができる。さらに、それらの優れた方向性描出能を発揮する撮像法を３次元撮像やマルチスライス撮像に適用でき、そのイメージング機能の充実化、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装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図３】第１の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図４】第１の実施形態における複数回のスキャンの順序と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図５】位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。
【図６】単独スキャン時の位相エンコード方向の信号値の広がりによる画像とそれらの画像の合成時の状態との関係を示す模式図。
【図７】本発明の効果を示す実験例による肺野および肝臓のＭＲＡ画像の一部を模写して本発明の効果を説明する図。
【図８】第２の実施形態に係る撮像における第１回目のスキャンの位相エンコードの設定例を模式的に説明する図。
【図９】第３の実施形態における複数回のスキャンの順序と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１０】第４の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図１１】第４の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図１２】第４の実施形態におけるスキャンのＥＣＧ同期タイミングとデータ収集とを模式的に説明する図。
【図１３】第５の実施形態における撮像手順例を示す概略フローチャート。
【図１４】第５の実施形態におけるスキャン制御例を示す概略フローチャート。
【図１５】第５の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１６】第６の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１７】第６の実施形態における撮像領域としてのボリューム領域と位相エンコード方向の制御の関係を模式的に説明する図。
【図１８】第７の実施形態における複数回のスキャンのＥＣＧ同期タイミング、データ収集、および画像合成の処理とを模式的に説明する図。
【図１９】第６の実施形態における撮像領域としてのマルチスライスを模式的に説明する図。
【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
１６ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
Claims (20)
- 被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、
前記被検体の所定の撮像部位を、前記位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンにおいて、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向にそれぞれ一致させて撮像するするスキャン手段と、
前記複数のＭＲデータを基に各々複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する生成手段と、
前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、
前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１記載の発明において、前記生成手段は、前記複数組のＭＲデータをその組毎に実空間の画像データに再構成する再構成手段と、この複数組の再構成された画像データを１組の画像データに合成する合成手段とを備えたＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記合成手段は、前記複数組の再構成された画像データに加算処理または最大値投影処理の処理を画素毎に施して前記１組の画像データを合成する手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記スキャン手段は、前記複数回のスキャンを前記被検体の１回の息止めの継続期間内に実行する手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項４記載の発明において、前記スキャン手段は、前記息止めの開始時間および解除時間を前記被検体に知らせる息止め告知手段を備えるＭＲＩ装置。
- 請求項１乃至５のいずれか一項に記載の発明において、前記スキャン手段は、前記複数回のスキャンの相互間に所定の待機時間を設定して前記被検体の撮像部位の原子核スピンを定常状態まで回復させる待機手段を含むＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向を９０°変えて２回のスキャンを順次行って２フレーム分のＭＲデータを得る手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記スキャン手段は、前記位相エンコード方向をｎ回（ｎは３以上の整数）変えてｎ回のスキャンを順次行ってｎフレーム分のＭＲデータを得る手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる１枚の２次元スライスであるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記心時相検出手段は、前記被検体のＥＣＧ信号を前記心時相を表す信号として収集する手段で構成したＭＲＩ装置。
- 請求項１２記載の発明において、前記タイミング決定手段は、Ｒ波からの所定の遅延時間を置いた前記開始タイミングを決める手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項１３記載の発明において、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向に印加するスライス用傾斜磁場によってスライス位置が決まる複数枚の２次元スライスから成るマルチスライス領域であるＭＲＩ装置。
- 請求項１４記載の発明において、前記スキャン実行手段は、前記複数枚の２次元スライスに対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して個別に実行するシーケンスを、その位相エンコード方向を別の方向に変更して繰り返すように構成したＭＲＩ装置。
- 請求項１３記載の発明において、前記被検体の所定の撮像部位は、スライス方向にスライスエンコード用傾斜磁場が印加される３次元領域であるＭＲＩ装置。
- 請求項１６記載の発明において、前記スキャン実行手段は、前記３次元領域に対して所定方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスと、この３次元領域に対して前記所定方向とは異なる方向に設定した同一の前記位相エンコード方向の元に前記スキャンを前記Ｒ波に同期して複数回、実行するシーケンスとを時系列的に入れ子構造にしたシーケンスを採用した手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、前記複数回のスキャンの内の第１回目のスキャンに対する前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段を備え、前記スキャン手段は、指定された前記位相エンコード方向の元に前記第１回目のスキャンを実行する手段を有するＭＲＩ装置。
- 被検体に対して位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場を制御してエコー信号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、
前記位相エンコード方向を前記被検体の画像化領域における撮像対象の走行方向に合わせて予め指定する指定手段と、
指定された前記位相エンコード方向の元に、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向に一致させて撮像するスキャン手段とを有し、
前記スキャン手段は、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定するタイミング決定手段と、
前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行するスキャン実行手段と、
を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 一定強度の静磁場を発生させる静磁場発生部と、
この静磁場中に置かれた被検体に位相エンコード方向、読出し方向およびスライス方向の傾斜磁場をパルス状に印加する傾斜磁場発生部と、この傾斜磁場と伴に高周波信号を前記被検体に送信するとともに当該被検体から発生するエコー信号を受信する送受信部と、
前記エコー信号を処理する演算部と、前記傾斜磁場発生部、前記送受信部、および前記演算部を所定のアルゴリズムに基づき制御することにより前記被検体の画像化領域を磁気的にスキャンし、このスキャンに拠り発生した前記エコー信号を収集してＭＲ画像を得る制御部と、を有し、
前記アルゴリズムは、前記被検体の所定の撮像部位を前記位相エンコード方向を変えて実行する複数回のスキャンにおいて、位相エンコード方向を分岐する血管の走行方向にそれぞれ一致させて撮像して複数の画像データを作成し、前記複数の画像データを合成して１つの画像データを生成する一方、
前記スキャンは、心時相検出手段により検出された心時相を表す信号に基づいて前記複数回のスキャンのそれぞれの開始タイミングを決定し、前記開始タイミングに同期して前記各スキャンを実行する構成を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
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