JP4082779B2 - 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、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用して被検体内部の画像を非侵襲的に得る磁気共鳴（ＭＲ）イメージングに係り、とくに、１個の励起パルスに対して複数個のエコー信号を収集して組織／血流コントラスト像を得るときの分解能とエコー収集時間とを最適化させた磁気共鳴イメージングに関する。また、本発明は、そのような被検体内部の画像を生成するためのＭＲ信号の収集を２次元法または３次元法で行うときの患者の息止めに係り、とくに、息止めが容易になるようにセルフ・ナビゲーション（self-navigation ）する手法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを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技法である。これにより、人体の解剖学的な断面像を非侵襲的に得ることができるので、今や、医療現場においても、極めて有効な診断機器の１つになっている。とくに、骨に覆われた脳などの中枢神経系の診断機器として、既に広く活用されている。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、臨床的な有効性の高いイメージング法の１つとして、Ｔ2緩和（横緩和）現象を強調した画像を得るＴ2強調イメージング法が使用されている。このイメージング法では原子核スピンを励起する間隔ＴＲを長く設定する必要があるため、撮影時間が１０分程度と長くなり、患者の負担も大きい。そこで、単一の励起パルスに対して複数個のエコーデータ収集を行い、スキャン時間の短縮化を図ったＥＰＩ法や高速ＳＥ法が提案されている。
【０００４】
ＥＰＩ法は、読出し傾斜磁場をスイッチングさせて、フィールドエコーを連続的に生成する手法である。これによりシングルショット撮影が可能になった。
【０００５】
高速ＳＥ法は、単一の励起パルスの印加後にリフォーカスパルスを連続的に複数個印加してマルチエコーを生成することを特徴とする。これにより、ＥＰＩ法に比べて、撮影時間は長くなるものの、静磁場の不均一性の影響を受け難い等の利点がある。そこで、ショット数を増やし、実効ＴＥを短縮することで臨床的な有効性を向上させることができ、広く利用されている。
【０００６】
一方では、心血管系を描出するためには、ＥＣＧ信号などに拠る心時相との同期は不可欠であり、さらに、繰り返し時間ＴＲやエコー時間ＴＥを短縮したフィールドエコー系のパルスシーケンスを用いて撮影時間を短縮している。とくに、セグメント化したＦＦＥシーケンスは、時間効率を向上させることができるので、近年広く使用されている。このＦＦＥシーケンスでは、繰り返し時間ＴＲやエコー時間ＴＥを短縮するとコントラストが低下するので、これを補うため、ＭＴＣパルスや脂肪抑制パルスが使用されている。３次元（３Ｄ）撮影の場合、撮影時間が長くなることから、息止め撮影は事実上、不可能である。そこで、ＥＣＧ信号に同期した連続的な撮影が行われる。この場合に問題となるのが、呼吸性の心臓の移動である。この問題の解決策の１つとして、ナビゲータエコーによるデータ選択または補正による撮影が行われている。
【０００７】
一般に、Ｔ１強調像またはＰＤ強調像を高速に撮影したい場合、そのシーケンスとしてはフィールドエコー系のパルスシーケンスが極めて有効である。一方、病巣の検出能に優れたＴ２強調像を撮影したい場合、１回の核磁気励起に対して複数個のエコー信号を収集するパルスシーケンスが有効であり、データの収集効率を向上させることができる。とくに、ＥＰＩ法や高速ＳＥ法を適用することで、ＴＲやＴＥを延長したＴ２強調画像の撮影時間を短縮でき、また画像アーチファクトを低減できる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ＥＰＩ法や高速ＳＥ法を適用した従来のＴ２強調撮影法はマルチスライス法であるため、撮影部位に流入する血流が既に他のスライス撮影に伴うＲＦ励起に拠って信号飽和されてしまっている。このため、従来のＥＰＩ法や高速ＳＥ法に基づくＴ２強調撮影は、血流からのＭＲ信号値が低く、血流の描出には向いていなかった。
【０００９】
その一方で、Ｔ２強調撮影の３Ｄ化により、血流の遅い部位に対しては、血流のＴ２緩和時間が実質部よりも長いという特性を生かして、脈管系の撮影が可能であるという報告がなされている。しかし、この報告によっても、未だ、血流速度の如何に関わらず、血流と組織との十分なコントラストが得られていない。３Ｄ化などにより、単位時間当たりのスライス励起枚数が減少すると、高速ＳＥ法に係るＭＴ効果に因る筋肉、肝臓などからの信号低下が起こり難くなる。したがって、ＭＴ効果の影響を受け難い血液とのコントラストが低減する。
【００１０】
ところで、前述したように、３次元（３Ｄ）撮影の場合、撮影時間が長くなることから連続した息止め撮影は、通常、不可能である。従来、腹部の３ＤＭＲイメージングやＭＲアンギオグラフィを行う場合、呼吸に因る位置ずれアーチファクトを減らすために、間欠的な息止め法を併用することがある。この間欠息止め法は、被検者の協力により呼吸のタイミングを合わせる必要がある。このタイミングをとる手法として、呼吸同期を使用することがある。
【００１１】
しかし、それらの手法は、呼吸同期からの出力を患者にフィードバックする手段が無いことなどの理由によって、通常の臨床の現場にはなかなか普及しきれていない。このため、オペレータが呼吸の調整タイミングを被験者に現場でその都度指示することが必要であった。これはオペレータの操作上の負担増を招来する。また呼吸タイミングの取り方の失敗を起こし易い可能性が大で、画像の画質を低下させてしまうことがあった。
【００１２】
本発明は、このような従来技術が有する現状を打破するためになされたもので、その目的は、非侵襲性の特性を生かして臨床的に有効な非造影のＭＲＡ画像を提供することである。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上述した課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて１スライスエンコード量分のエコーデータを収集する動作を複数心拍毎に繰り返す３次元スキャンを行なうスキャン手段と、前記３次元スキャンにより得られたエコー信号に基づいて、ＭＲ造影剤を用いない前記被検体の関心領域の３次元血管画像を生成する画像化手段と、を備えることを特徴とするものである。
【００１８】
本発明のＭＲＩ装置の１つの側面によれば、被検体のスピンにＭＴ効果を起こさせるＭＴパルスを印加する事前シーケンスと、この事前シーケンスの後に実行され且つ励起ＲＦ磁場に拠る１回のスピン（核磁気）励起に対して複数個のエコー信号を発生させるＳＥ系のデータ収集シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する手段を備え、前記画像化手段は、前記パルスシーケンスの実行に伴い発生する前記複数個のエコー信号を収集して画像化する手段とを備えるものである。
【００１９】
好適には、前記ＭＴパルスはパルス列を成す複数個のＭＴパルスから成り、この複数個のＭＴパルスの個数、その各ＭＴパルスに与えるフリップ角、およびその各ＭＴパルスに与えるオフ・レゾナンス周波数のパラメータの内、少なくとも１つのパラメータを変更可能な構成とすることである。
【００２０】
さらに好適には、前記事前シーケンスは、前記ＭＴパルスの後に印加され且つ前記被検体の脂肪からのエコー信号の収集を抑制する脂肪抑制パルスを含むことである。
【００２１】
また、前記事前シーケンスは、前記脂肪抑制パルスの後に印加され且つスピンの位相をディフェーズする傾斜磁場スポイラを含むようにしてもよい。
【００２２】
さらに、前記ＭＴパルスおよび脂肪抑制パルスを形成するＲＦパルスの少なくとも一方は、スライス選択的またはスライス非選択的に印加されるようにしてもよい。
【００２３】
さらには、前記被検体のＥＣＧ信号に同期して前記パルスシーケンスを開始させるＥＣＧ同期手段と、前記被検体に前記ＥＣＧ信号に従う間欠的な息止めを指令する息止め指令手段とを備えることができる。好適には、息止め指令手段は、前記パルスシーケンスに時系列的に組み込まれるとともに傾斜磁場の印加に伴う音を発生させる音発生用パルスを傾斜磁場コイルに与える手段である。
【００２４】
これらの構成に基づくシングルショット化によって、位相エンコード方向のモーションアーチファクトを有効に低減でき、且つ、スライスエンコード方向のアーチファクトを間欠的な息止めとＥＣＧ同期との組み合わせにより抑制できる。したがって、高い分解能の３Ｄ画像を撮影することがきる。また、Ｔ２強調による高い組織コントラストに、ＭＴパルスによる心筋などからの信号抑制や脂肪抑制を組み合わせることで、血流信号と心筋、心壁との組織コントラストを大幅に改善し、有効な心臓イメージングが可能になる。
【００２５】
また、本発明に係るＭＲＩ装置の別の側面によれば、前記スキャン手段の３次元スキャンは、前記被検体の脂肪からのエコー信号を抑制する脂肪抑制パルスの後に実行されるように構成したものである。
【００２６】
好適には、前記スキャン手段の３次元スキャンは、スピン位相分散用の傾斜磁場スポイラを含むパルスシーケンスである。
【００２７】
さらに好適には、前記スキャン手段の３次元スキャンは、遅延時間に対してｋ空間の中心付近から撮影開始を行なうように構成したものである。
【００２８】
また、前記スキャン手段は、ＥＣＧ同期に対する遅延時間を任意の値に設定するものである。
【００２９】
さらに、前記画像化手段は、位相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合成画像を得るように構成したものである。
またさらに、前記画像化手段は、前記３次元画像のデータから最大値投影処理を実施する構成としたものである。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面を参照して説明する。
【００３１】
第１の実施形態
第１の実施形態を図１〜図４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。
【００３２】
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の心電信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００３３】
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１Ｓが設けられている。このシムコイル１Ｓ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。
【００３４】
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５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。
【００３５】
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、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としての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。
【００３６】
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は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘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が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００３７】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ５（システムコントローラともいう）、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は予め記憶されたソフトウエア手順により、シーケンサ５にスキャン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。
【００３８】
本発明に係るＭＲＩ装置の基本的な特徴は、ＥＣＧ（心電）同期法に従い、さらに個数およびフリップ角を可変できるＭＴパルスを付加した、３Ｄ法または２Ｄ厚切り法に拠る、シングルショット（励起）の高速ＳＥ法を基礎とするパルスシーケンスを用いることである。ＭＴパルスは、撮影目的に応じたＭＴ効果に基づくＭＴコントラストを画像に付けることを目的として印加され、組織と血液との有効な組織コントラストを与える手段として機能する。このパルスシーケンスが最も好適な撮影部位は心臓の血管系の描出である。例えば心臓などの腹部臓器が撮影され、Ｔ２強調コントラスト像が得られる。この画像によれば、心筋と血液との組織コントラストが従来のＦＥ系パルスシーケンスで得られる組織コントラストと同等に保持され、かつ、高い空間分解能が得られる。
【００３９】
これを実現するため、第１の実施形態のＭＲＩ装置の場合、ホスト計算機６およびシーケンサ５は共働して、図２および図３に示す、心臓血管系の描出に適したパルスシーケンスに基づくスキャンを実施する。このパルスシーケンスは、最初に実行する事前シーケンスＳＱpre と、この後に実行するイメージング用のデータ収集シーケンスＳＱacq とで構成される。この処理は、ホスト計算機６が図示しない所定のメインプログラムを実行していく中でコンピュータ制御により実施される。このスキャンにより収集されたＭＲ信号は、演算ユニット１０により所定の再構成ルーチンに基づき処理され、さらに血管系を強調するためのＭＩＰ（最大値投影）像が作成される。パルスシーケンスについては後述する。
【００４０】
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８Ｒおよび受信器８Ｔ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は必要に応じて、上述したタイミング制御をＥＣＧ信号のＲ波に同期したトリガパルスに応じて実施し、心電同期を行えるようになっている。
【００４１】
このパルスシーケンスの一部を成すデータ収集シーケンスＳＱacq （図２、３参照）としては、例えば、フーリエ変換法を適用した２次元（２Ｄ）厚切り法または３次元（３Ｄ）法を採用できる。また、そのパルス列の形態としては、基本的に、１回のスピン励起に対して複数個のエコー信号を収集可能なＳＥ系のものを採用できる。例えば、高速ＳＥ法（２Ｄ法または３Ｄ法）、１回または複数回の励起で１スライス分または１スライスエンコード分のデータ収集をする、ハーフフーリエ法を併用したFast ＳＥ法（Fast ＡＳＥ（Asymmtric Spin Echo ）法とも呼ばれる）（２Ｄ法または３Ｄ法）、ＳＥ系のＥＰＩ(Echo Planar Ima- ging) 法、ハイブリッドＥＰＩ法など、各種のパルス列を採用できる。
【００４２】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータをシーケンサ５を介して受けてフーリエ空間（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ようになっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理をも実施できるようになっている。
【００４３】
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、演算処理が施された画像データなど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、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００４４】
音声発生器１４は、必要に応じて、シーケンサ５またはホスト計算機６から指令があったときに、撮像中の息止め開始および／または息止め終了のメッセージを音声、音響などにより発することができる。なお、この音声発生器に代えて、光発生器を備え、例えば光の点滅信号により息止めを指令するようにしてもよい。またなお、本発明に係る他の実施形態では、この息止めを告知するための他の手段として、制御された傾斜磁場パルスの印加に伴ってガントリから発せられる音を使用する方法を採用している。
【００４５】
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、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値に同期したトリガーパルスを心電同期信号としてシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部によるトリガーパルスは、パルスシーケンスの実行開始タイミングを所定時間、遅延させる信号として利用される。これにより、心電同期タイミングを血流の安定した時期に適切に設定でき、この設定同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。
【００４６】
続いて、本実施形態で実行されるパルスシーケンスを図２、３に基づき説明する。
【００４７】
図２に示すように、パルスシーケンスは、ＥＣＧ信号中のＲ波（基準波）に同期したトリガ信号から所定時間遅延させてＭＲ信号収集用の本スキャンとしてのデータ収集シーケンスを開始する心電同期法に基づくパルス列である。具体的には、本スキャンの前に実行される事前シーケンスＳＱpre と、この後に実行されるＭＲ信号収集用のデータ収集シーケンスＳＱacq （本スキャン）とから成る。データ収集シーケンスＳＱacq の開始タイミングがＲ波から所定時間遅延させて、１心拍中の最適期間でデータ収集が行われる。
【００４８】
事前シーケンスＳＱpre は、ＭＴ（magnetization transfer）効果を起こさせるＭＴパルス列ＰＴmtと、脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制（脂肪抑制）するＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）パルスＰchess と、位相分散用の傾斜磁場スポイラＳＰｓ，ＳＰｒ，ＳＰｅとを含む。
【００４９】
ＭＴパルス列ＰＴmtは、図３にその詳細を示す如く、複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn と、このパルスＭＴ1 〜ＭＴn と並行して印加される複数個のスライス選択的用の傾斜磁場パルスＧS とを備える。この複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn は、多重ＭＴパルス（muliple MT pulse) を実現するパルス列であり、ここでは各パルスが間断無く連続して印加されるようになっているが、各パルス間に微小時間Δｔの待機時間を設定してもよい。
【００５０】
このＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn と並行して、各傾斜磁場パルスＧS も間断無く連続的にオン、オフして印加されるようになっている。この複数個の傾斜磁場パルスＧS は連続的に印加する、すなわち途中でオン、オフしない１個のパルスとして印加してもよい。この傾斜磁場パルスＧS は、一例として、図４に示すように、撮影ボリューム領域Ｒima に流入する、撮影目的の血流Ｂとは反対側の励起領域Ｒexがオフ・レゾナンス（off resonance ）で励起されるように、その極性が設定されている。これは、撮影ボリューム領域Ｒima に流入する撮影目的の血流Ｂを事前に励起させること無く、フレッシュな血流Ｂの流入を期待するためである。
【００５１】
各ＭＴパルスは、例えば、所望の周波数オフセット値を有するＲＦ信号をｓｉｎｃ関数で変調して形成される励起ＲＦパルスである。ＲＦパルスの印加数、つまりＭＴパルスの印加数は複数ｎ個（例えば１０個）であり、各ＭＴパルスに与えられたフリップ角度は従来のＭＴパルスで用いられる大きな値（５００°〜１０００°）よりも小さい分割値（例えば９０°〜１００°程度）に設定される。ＭＴパルス列のＲＦパルス数並びにその各パルスのフリップ角及びオフ・レゾナンス周波数は、コンピュータ等による自動計算や手計算によって、任意に変更・設定できるようになっている。
【００５２】
このＲＦパルスおよびスライス用傾斜磁場ＧS のｎ組を順次印加した後で、脂肪抑制用のＣＨＥＳＳパルスＰchess が印加される。ＣＨＥＳＳパルスＰchess は、τ長を水のプロトンスピンと脂肪のプロトンスピンの化学シフト分に相当するように設定したｓｉｎｃ関数を所定ＲＦ信号で変調したＲＦパルスである。
【００５３】
ＣＨＥＳＳパルスＰchess を印加した後、最後にまとめて、スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向においてスピン位相分散（ディフェーズ）用の傾斜磁場スポイラＳＰｓ，ＳＰｐ，ＳＰｒが同時に印加される。
【００５４】
この実施形態で撮影対象としている部位は、胸部の血管系である。この部位を撮影するには、ＥＣＧ同期法と繰り返し時間ＴＲ＝１０００msec以上を確保する必要があるＴ２強調撮影とを併用し、その心電同期を最低でも２心拍以上行う必要がある。このため、撮影が長くなるのを防止して撮影の時間効率を上げるために、画像データ収集シーケンスＳＱacq は、３次元法または２次元厚切り法に基づく、ハーフフーリエ法を併用したシングルショット高速ＳＥ法で形成してある。２次元厚切り法とは、スライス厚が３０〜６０ｍｍ程度で、マルチスライス＝１〜３（すなわち、スライス枚数が少なく、ＭＴ効果が１枚スライス程度に帰着できる場合）を言う。
【００５５】
しかも、このシングルショットの高速ＳＥ法において、隣り合うリフォーカスＲＦパルスの時間間隔、すなわちエコー信号の時間間隔ＥＴＳ（Echo Train Space）を、ＥＴＳ＝５ｍｓ程度に短縮して設定してある。
【００５６】
続いて、本実施形態の動作を説明する。
【００５７】
このＭＲＩ装置が起動すると、ホスト計算機６およびシーケンサ５は図示しない所定メインプログラムを実行する中で、図２に示すスキャンシーケンスを実行する。このシーケンスの実行に拠るパルス印加は、シーケンサ５の制御の元、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ及びＲＦコイル７を介して実施される。
【００５８】
ホスト計算機６およびシーケンサ５は、ＥＣＧ同期のトリガーパルスの入力を監視している。トリガーパルスが入力すると、シーケンサ５は、本スキャンとしてのデータ収集シーケンスＳＱacq が所定時間ＴD （例えば３００〜５００msec）遅延できるように合わせた適宜な時間だけ待機する。上記遅延時間ＴD は、心臓から吐出される血流が拡張中期になって、その流れが比較的安定した状態でイメージングに入れるように適宜な値に設定される。
【００５９】
上記の適宜な待機時間が経過すると、シーケンサ５は、図２および図３に示すパルスシーケンスの実行を指令する。なお、ホスト計算機６は、このパルスシーケンスの実行時間範囲をカバーするに十分な範囲で、トリガーパルスに応答して息止めを音声発生器１４を介して患者に指令する。
【００６０】
パルスシーケンスが開始されると、最初に、ＭＴパルス列ＰＴmtを成す複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn が所定強度および極性のスライス用傾斜磁場パルスＧS と共に、励起領域Ｒexにスライス選択的に順次印加される。各ＭＴパルスの周波数帯域は撮影部位に対して所定値の周波数オフセット値を有する。つまり、この複数個に分割されたＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn は撮影ボリューム領域Ｒima に対してはオフ・レゾナンス（off resonance ）の励起となる。これにより、撮影ボリューム領域Ｒima の実質部および血液のスピンは、小刻みに分けられたＭＴ効果を受けることになる。
【００６１】
このＭＴ効果は、撮影ボリューム領域Ｒima で静止している実質部にとっては、個々のＭＴパルスの和として効くので、全体のＭＴ効果は１個の大きなフリップ角（例えば１０００°）を印加したときと殆ど変わらない。つまり、ＭＴ効果は大きく、後に収集されるエコー信号の強度が著しく低下する。これに対し、撮影ボリューム領域Ｒima を流れている血液（血流）にとっては、ＭＴパルスを分割化することで、全体のＭＴ効果が大幅に緩和される。このため、流れている血液からのエコー信号強度はそれほど低下しないことになる。また、ＭＴパルスをスライス選択的に印加する励起領域Ｒexとは反対側から流入する血流Ｂ（図４参照）は、殆どＭＴ効果を受けていないフレッシュな血流である。
【００６２】
このＭＴパルス列ＰＴmtの印加が終わると、シーケンサ５はＣＨＥＳＳパルスＰchess の印加を指令する。これにより、撮影ボリューム領域Ｒima を含む領域に脂肪抑制のためのＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）パルスが印加される。このＣＨＥＳＳパルスにより脂肪のプロトンのみが共鳴する。
【００６３】
この後、引き続き、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向の３方向において傾斜磁場スポイラＳＰs , ＳＰr, ＳＰe がエンドスポイラとして印加される。このため、複数個の分割化ＭＴパルスおよびＣＨＥＳＳパルスの励起によって横磁化に残っているスピンは、その後に印加されるスポイラＳＰs ，ＳＰr ，およびＳＰe によって各方向において十分に分散されることで飽和する。これにより、脂肪プロトンからの信号を実効的にゼロにした状態にできる。このため、その後のデータ収集シーケンスとの間でスピン位相の干渉を排除でき、疑似エコーの発生を防止することができる。なお、このスポイラは任意の１方向または２方向のみに印加するようにしてもよい。
【００６４】
この事前シーケンスＳＱpre が終わる時刻で、前述した所定遅延時間ＴD が経過するので、シーケンサ５は直ちにデータ収集シーケンスＳＱacq の実行を開始する。前述したように、このシーケンスＳＱacq は、ハーフフーリエ法を併用したシングルショットの高速ＳＥ法が３次元（３Ｄ）法で実施される。この高速ＳＥ法によって、スライス用傾斜磁場ＧS の変更に拠る各スライスエンコード量ＧE2に対し、複数個のリフォーカスＲＦパルスに応答した複数のエコー信号が収集される。つまり、１ショットで１スライスエンコード量に対応したエコー信号が収集される。
【００６５】
なお、ここで言う「３Ｄのシングルショット」とは、１回の励起で３Ｄ画像を構成するのに必要な全データを収集するという意味だけではなく、１スライスエンコード量に対応する全データ（ここではハーフフーリエ法を併用しているので、１スライスエンコード量に対応する全位相エンコードデータではない）を１回の励起で収集するという意味でも用いている。
【００６６】
この１スライスエンコード分のエコー信号は各エコー毎に順次、高周波コイル７を介して受信器８Ｒに送られる。このエコー信号は、受信器８Ｒでデジタルデータに処理され、演算ユニット１０に順次格納される。
【００６７】
この１スライスエンコード量に対応した全エコー信号の収集は、３００〜５００msec程度で完了する。この１スライスエンコード分のパルスシーケンスは図２に示すように１心拍内で完了するように設定することが望ましい。
【００６８】
この後、シーケンサ５は、複数心拍の間、シーケンスを実行せずに待機する。そして、再び例えば３心拍目のＲ波に伴うトリガーパルスが入力すると、シーケンサ５は上述したと同じパルスシーケンスを実行させるとともに、ホスト計算機６は息止めを平行して指令する。これにより、繰り返し時間ＴＲは３Ｒ−Ｒ分となり、通常、ＴＲ＝３０００msec程度は確保できるので、Ｔ２強調撮影が可能になる。
【００６９】
この一連のＥＣＧ同期撮影を例えば３Ｒ−Ｒ毎のＲ波に順次呼応して複数回行うことで、撮影ボリューム領域Ｒima の３次元画像データが得られ、このデータが演算ユニット１０のメモリに設定された３次元フーリエ空間に配置される。このデータ収集が完了した時点で、演算ユニット１０はホスト計算機６から画像再構成が指令される。これに応答して、演算ユニット１０は３次元フーリエ変換を実施し、３次元フーリエ空間上に配置されたエコーデータを実空間の画像データに再構成する。さらに、演算ユニット１０は、画像化の一つとして、この実空間の３次元画像データをＭＩＰ処理に付し、２次元のＭＲ像を作成する。これらの３次元画像データおよび２次元ＭＲ像データは、必要に応じて、記憶ユニット１１に格納されるとともに、表示器１２に表示される。
【００７０】
この本実施形態のＭＲＩ装置で撮影される、例えば胸部（血管系）のＭＲ像は以下の種々の有利さおよび特徴を有する。
【００７１】
（１） まず、ハーフフーリエ法を併用した高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンスをＥＣＧ同期で実施し、かつ、繰り返し時間（励起間隔）ＴＲを１０００ｍsec 以上確保したので、臨床的に有効なＴ２強調コントラスト像を確実に得ることができる。
【００７２】
（２） このＴ２強調コントラスト像を得るにあたって、１ショット化することで、十分な長さの繰り返し時間ＴＲを確保しつつも、撮影時間の長時間化を回避することができる。
【００７３】
（３） また、このＴ２強調像のデータ収集では、ＥＣＧ同期の時間間隔が比較的長くなるので、繰り返し時間ＴＲにおけるデータ収集シーケンスの期間が有意に短縮されている。これに伴って、間欠的な息止めを適宜な手段で知らせることができるから、ＥＣＧ同期法に息止め法を併用でき、呼吸性の心臓の位置移動に伴うアーチファクトの発生を的確に回避できる。
【００７４】
（４） さらに、３Ｄ法の１ショット化（１スライスエンコードに対応するデータ収集を１ショットで行うという意味での１ショット化）と共にエコー間隔を短縮し、励起スラブを厚くすることで、血流信号の低下を抑制し、かつ、モーションアーチファクトを低減できる。
【００７５】
（５） さらに、複数個に分割された短いＭＴパルスに拠って、流れている又はタンブリング（tumbling）している血流へのＭＴ効果の効き方が低減する一方で、実質部（静止部）には複数の分割ＭＴパルスの和として働いた分の信号値低減効果があるので、実質部と血液との十分なコントラストを確保できる。
【００７６】
（６） さらに、３Ｄ法（スライス枚数の少ない、或いはシングルスライスの２Ｄ法を含む）を採用しているため、マルチスライス撮影を実施しなくても済み、したがって、ＴＲ毎の励起回数を減らすことができ、マルチスライス撮影を高速ＳＥ法で実施するときに特有のＭＴ効果に因る心筋組織、肝臓などの実質部の信号の極端な低下を回避できる。心臓の組織コントラストを向上させて血流を描出するには、ＭＴ効果を付けることが有効であることは周知である。本実施形態では、複数個に分割したＭＴパルスを小刻みに印加するので、ＭＴ効果のトータルの量を制御でき、従って、適宜且つ有効な組織コントラストに制御できる。
【００７７】
（７） また、ＦＥ系のパルスシーケンスを用いる撮影では、総データ収集時間を短縮するためには繰り返し時間ＴＲの短縮が必須であり、ＥＣＧ同期法によるゲート毎にセグメント化する手法が用いられていたが、本実施形態に基づく高速ＳＥ法に拠るＴ２強調撮影ではスキャン時間を極端に延長することなしに、繰り返し時間ＴＲを長く設定することができる。このため、Ｒ波に応答したトリガパルスから心臓の画像化に適した拡張期までの待機時間（３００〜６００ｍｓ）を有効に利用して息止め指令を行ったり、ＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスを印加できる。つまり、これらの事前シーケンスＳＱpre の実行に何等、時間的制約を受けなくて済む。このため、ＳＡＲ（ＲＦ被爆）の最大値やＲＦパルスの最大振幅を上げる必要が無く、ＭＴパルス数、そのフリップ角、およびその個数をそれぞれ独立に設定して画像コントラストを高い自由度で改善できる。所望のＭＴ効果を最小限のＳＡＲで得ることができる。
【００７８】
（８） 傾斜磁場スポイラはＭＴパルス列およびＣＨＥＳＳパルスの最後にまとめて１回だけ印加するようにしているため、事前シーケンス全体の時間短縮を図ることができる。これにより、パルス長を短縮させた（分割した）ＭＴパルスによっても確実なＭＴ効果を発揮させることもできる。
【００７９】
（９） ＭＴパルスを印加する際、スライス用傾斜磁場パルスの極性を制御し、流入する血流とは反対側の励起領域Ｒexをオフ・レゾナンスで励起する。これにより、ＭＴパルスによって撮影ボリューム領域Ｒima 内のスピンが励起されず、ＭＴ効果を起こすのみである。これにより、目的とした血流はそのスピンが励起されていないフレッシュな状態で撮影ボリューム領域Ｒima に流入するから、その血流からの信号値が高く、実質部／血流のコントラストを向上させることができる。
【００８０】
（１０） さらに、リフォーカスＲＦパルスの時間間隔を短縮しているので、従来の高速ＳＥ法で問題となっていた血流信号の抜けやモーメントアーチファクトを著しく低減させることができる。このリフォーカスＲＦパルスの時間間隔短縮に伴って、
ａ）データ収集ウインドウを短縮することで臓器の動きや体動の影響を低減し、アーチファクトを低減する、
ｂ）隣り合うリフォーカスＲＦパルスの間に流出する血液量を低減でき、血液からの信号が上がる、
ｃ）Ｔ２緩和による画像のボケを改善でき、画像の分解能が向上する、
ｄ）コントラストを決定するｋ空間の位相エンコード方向の中心付近におけるエコー時間ＴＥの変化量を抑えことで、同一のＴＥのＳＥ法による画像コントラストと同等またはこれに近い画像コントラストになる、
などの別の効果も得られる。
【００８１】
（１１） さらに、本実施形態のＭＲＩ装置は、３Ｄ法におけるエコー間隔ＥＴＳの適正値を提供できる。２Ｄ法においてもリフォーカスＲＦパルス相互間の時間間隔を短縮して血管系の描出能を向上させることが知られてはいた。本発明者が行った実験などから得た知見によれば、３Ｄ法の場合、２Ｄ法で用いられていたエコー間隔をそのまま適用したのでは血管系を描出することは殆ど困難であった。３Ｄ法では、エコー間隔の長短は、胸部（血管系）の描出能に非常に敏感に反映することが分かった。
とくに、従来の高速ＳＥ法で用いていたエコー間隔１０〜１５ｍｓを心臓などに適用しても、動きに因る画像のぶれが大きく、これを８ｍｓ程度まで短くすることで、使用に耐える得る胸部の画像化が可能になった。詳しくは、エコー間隔を５ｍｓ程度まで短縮すると、画像の安定性も向上した。この理由として考えられることは、上述した種々の議論に加えて、エコー間隔を短縮することで、総データ収集時間が心拍の間の心静止期に収まることが考えられる。
一方、ＥＴＳを長めにとればデータ収集ウインドウを長くとることができ、したがって狭帯域のデータ収集が可能となるので、撮影対象に応じてエコー間隔を調整することで適切な撮影を実現することもできる。例えば、胸部から離れた撮影領域ではエコー間隔を１０〜１５ｍｓ程度あるいはそれ以上に設定することで高診断能のＭＲ画像を得ることができる。
【００８２】
（１２） また、位相エンコードＰＥ方向のマトリクスサイズを増やした場合でも、ハーフフーリエ法の適用によりデータ収集は、目的とする遅延時間ＴD に対してｋ空間の中心付近から撮影開始することで、画像のぶれを最小限に止めることができる。
【００８３】
（１３） また特に、３Ｄ法若しくは２Ｄ厚切りスライス法に適用することで、データ収集効率はそれほど期待できないものの、マルチスライス撮影における隣接スライスに対する励起パルスに因る血流信号の飽和現象を回避することができる。
【００８４】
（１４） また、ＥＣＧ同期に関する遅延時間ＴD の設定値を任意に変更・制御でき、この変更・制御を正確に反映したＭＲ像を生成できる。このため、患者個々の磁気的特性の固体差に応じて適宜な遅延時間ＴD を設定できる。
【００８５】
（１５） さらに、この実施形態のＭＲ像はＭＲ造影剤を使用するものでないから、通常のＭＲイメージングの非侵襲性の特性を生かしたものとなる。このため、造影剤を使用したＭＲＡ像の撮影に比べて、患者の精神的、体力的負担が著しく少なくて済む。
【００８６】
なお、上記実施形態において、ＣＨＥＳＳパルスの印加は省略し、事前シーケンスとしては、複数個のＭＴパルスから成るＭＴパルス列のみを印加するようにしてもよい。
【００８７】
さらに、ＭＴパルス列を、スライス用傾斜磁場を伴わずに、スライス非選択的に印加し、また脂肪抑制用のＣＨＥＳＳパルスを、スライス用傾斜磁場と共にスライス選択的に印加するようにしてもよい。
【００８８】
さらに、ＭＴパルス列のＭＴパルスまたはＣＨＥＳＳパルスを成すＲＦパルスに、画像化範囲を考慮したスライス用傾斜磁場を加えるようにしてもよい。
【００８９】
また、音声による息止め期間の指令の代わりに、光の点滅信号を使用してもよい。
【００９０】
また、なお、データ収集シーケンスＳＱacg の最適時間帯化を図るための遅延時間の設定は、事前シーケンスＳＱpre までの遅延時間を設定することで対処してもよい。
【００９１】
第２の実施の形態
本発明の第２の実施形態を図５に基づき説明する。この実施形態の係るＭＲＩ装置はとくに、息止めのタイミングを患者に知らせる画期的な手法に関する。
【００９２】
なお、本実施形態以降の実施形態において、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置と同一または同等の構成要素には同一の符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【００９３】
ＥＣＧ同期撮影において特に問題となることの１つに、ＥＣＧとは非同期に患者の呼吸性の体動が画質を低下させることである。従来知られている「Segmen- ted ＦＦＥ法」の場合、体動を検出する別の手段を用いて画質改善を図っている。本発明では、そのような体動検出手段に代えて、息止め法を採用して、呼吸性の体動の影響を抑える。
【００９４】
本発明において、Ｔ２強調の画像コントラストを確保するには、繰り返し時間ＴＲを２０００ｍｓ以上の値まで伸ばすことが前提となる。そこで、ＴＲ＝４０００〜１００００ｍｓと長めにとり、約４心拍から１０心拍毎にＥＣＧ同期が掛かるようにし、この同期の度に息止めを患者に実施してもらう。つまり、間欠的な息止め法を実施する。
【００９５】
これには１回毎の息止めのタイミングとその息止め期間が問題となる。息止めのタイミングをいかに的確に患者に告知するか、さらに、１回毎の息止め期間を最小限に止めることが求められる。最小限の息止め期間の一例として、エコー間隔が５ｍｓの場合、ＴＥ（実効ＴＥ）＝８０ｍｓ、位相エンコードＰＥ方向のマトリクスサイズ＝１６０とした場合、シングルショットのデータ収集時間は約 「８０＋５×８０＝４８０ｍｓ」となる。
【００９６】
ＥＣＧ信号のＲ波に同期したトリガーパルスから心臓画像化に適した拡張期まで待機している時間（前述した遅延時間）が３００〜６００ｍｓと長いため、この間に、前述したＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスの印加のほか、本実施形態では以下のように傾斜磁場の印加に伴う音響信号を積極的に使用した間欠息止め法を実施する。
【００９７】
また、本実施形態のＭＲＩ装置の別の側面によれば、被検体の間欠的な息止めに必要なタイミングを傾斜磁場の印加に伴う音によって知らせる息止め指令手段を備えたことを特徴とする。
好適には、前記パルスシーケンスは、前記ＭＲデータを収集するためのデータ収集シーケンスと、前記音を発生させるための傾斜磁場のパルス列とを含む。また、好適には、前記パルス列は、被検体の自由呼吸期間を知らせる時間帯に印加するようにできる。
このように、被検者に間欠息止めのタイミングを傾斜磁場の印加に伴う音で知らせるようにすることで、スピーカなどの格別な告知機構を新たに装備することなく、撮影用の一連のパルスシーケンスを実行する中で、オペレータの介添え無くして、被検者に息止めのタイミングを知らせることができる。傾斜磁場印加に伴う音の大きさ、数、およびその間隔を調整可能とし、とくに、撮影前に調べた被検者の自然状態での呼吸テンポに合わせて調整可能にすることが望ましい。オペレータの操作上の労力が少なくなることは勿論のこと、被検者は確実に間欠的な息止めタイミングを知ることができる。これにより、呼吸性の動きに起因したアーチファクトを大幅に減少可能になる。
本実施形態のＭＲＩ装置のホスト計算機６およびシーケンサ５は、図５に示すパルスシーケンス（間欠息止めシーケンスを含む）を実施する。同図に示すように、シーケンサ５はＲ波に同期したトリガーパルス（図示せず）が入力すると、これに応答して所定の待機時間の間に息止めを催促するパルス列ＢＨstartの印加を指令する。このパルス列ＢＨstartは、例えばＢ1〜Ｂ4の４個のパルスから成る。各パルスＢ1（〜Ｂ4）は、所定デューティ比Ｔdutyの矩形パルスをＮcycle繰り返すパルス波形を有し、このパルスがＢ1〜Ｂ4がｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、またはｚコイル３ｚからＸ軸方向、Ｙ軸方向、またはＺ軸方向の傾斜磁場パルスＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚとして印加される。
【００９８】
この傾斜磁場パルスの印加により、ｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、ｚコイル３ｚを保持しているガントリの構造体にパルス状の電磁力に拠る応力が加わる。この力は音響となって発生する。例えば、ガントリ内の患者には例えば「プ、プ、プ、プ」といった４個の間欠音が聞こえる。この音響の音量は傾斜磁場強度の調節で、音色はデューティ比Ｔdutyの調節で自在に制御できる。
【００９９】
この息止め催促音「プ、プ、プ、プ」の後には、直ちに、第１の実施形態と同一に設定されたパルスシーケンスＳＱpre およびＳＱima が実行され、１心拍が終了する。
【０１００】
そこで、約束事として、患者には「プ、プ、プ、プ」の音色の音が聞こえたら、直ちに息を１秒位（少しの間）止めて下さい。そして、音がしなくなったら息をして下さい。」と依頼しておく。特に、３Ｄ法の撮影には息止めタイミングがずれないようにすることが重要であるから、撮影前の適宜なときに、図５に示す間欠息止めシーケンスを含むパルスシーケンスで、この息止めを練習しておくことが望ましい。
【０１０１】
これにより、患者は遅くとも「プ、プ、プ、プ」と続く複数個の催促音の間に息止めを開始でき、その息止めの状態を少し保つ。上手にできる患者または上手にできるときは、最初の催促音「プ」または前半の数個の催促音で息止めを開始できる。遅くとも、全部の催促音「プ、プ、プ、プ」の間に息止めを開始できる。そして、「少しの間の息止め」が実施される。この間に、事前シーケンスＳＱpre およびデータ収集シーケンスＳＱima が自動的に且つ迅速に実行される。この２つの連続するシーケンスＳＱpre 、ＳＱima の期間中も、催促音「プ、プ、プ、プ」とは音色の異なる音響が聞こえる。患者はこの一連の音が聞こえなくなったら、息をする。実際には、催促音「プ、プ、プ、プ」の間に１秒位息止めをすれば用が足りることになる。息をしながら数拍経過すると、再び、催促音「プ、プ、プ、プ」が聞こえるから、上述した息止めを繰り返す。
【０１０２】
これにより、数心拍置きのＥＣＧ同期に殆ど完全にマッチした間欠的な息止めを実施できる。間欠的であるため、データ収集期間が多少長くても、楽に息止めできる。従って、呼吸性の体動に因るアーチファクトを防止できる。この間欠息止めに際し、特別に付加するハードウエアは必要無く、既存のもので足りるから実施が容易である。また、制御用コンピュータの指令に基づく音声出力による息止め指令などと異なり、撮影のパルスシーケンスとの同期を格別に意識した処理をする必要が無く、ソフトウエア処理の面でも容易に実施できる。このように、３Ｄ法のＥＣＧ同期撮影に好適な、従来には無い画期的な間欠息止め法を実施する機能を備えたＭＲＩ装置を提供することができる。当然に、第１の実施形態において得られた高速ＳＥ法に基づく様々な効果も併せて得ることができる。
【０１０３】
第３の実施の形態
本発明の第３の実施形態を図６に基づき説明する。この実施形態の係るＭＲＩ装置は、上述した間欠息止め法の別の構成に関する。
【０１０４】
本実施形態のＭＲＩ装置のホスト計算機６およびシーケンサ５は、図６に示すパルスシーケンス（間欠息止めシーケンスを含む）を実施する。同図に示すように、シーケンサ５はＲ波に同期したトリガーパルス（図示せず）が入力すると、その所定時間Ｔｘ後に、自由呼吸期間を知らせ、且つ、息止めを準備させるためのパルス列ＢＨtempo の印加を指令する。このパルス列ＢＨtempo は、例えばＣ1 〜Ｃ7 の７個のパルスから成り、ＴＲ時間内のデータ収集をしない空いている数心拍期間に渡り印加される。各パルスＣ1 （〜Ｃ7 ）は、所定デューティ比Ｔdutyの矩形パルスをＮcycle 繰り返すパルス波形を有し、このパルスがＣ1 〜Ｃ7 がｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、および／またはｚコイル３ｚからＸ軸方向、Ｙ軸方向、および／またはＺ軸方向の傾斜磁場パルスＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚとして印加される。
【０１０５】
この傾斜磁場パルスの印加により、前述と同様に、ガントリから音響が発生する。例えば、ガントリ内の患者には例えば「プ、プ、プ、…、プ」といった７個の間欠音が息止め準備音として聞こえる。この音響の音量は傾斜磁場強度の調節で、音色はデューティ比Ｔdutyの調節で自在に制御できる。
【０１０６】
この息止め準備音「プ、プ、プ、…、プ」の後には、所定期間Ｔstart だけ待機した後、第１の実施形態と同一に設定されたパルスシーケンスＳＱpre およびＳＱima が実行される。所定期間Ｔstart は、撮影のためのＲ波からの所定の待機時間Ｔｗと若干の余裕時間Ｔαとで形成される。
【０１０７】
そこで、約束事として、患者には「プ、プ、プ、…、プ」の音色の音が聞こえなくなったら、直ちに息を２秒位（少しの間）止め、何の音もしなくなったら息をして下さい。」と依頼しておく。この場合も第２の実施形態のときと同様に、撮影前に、図６に示す間欠息止めシーケンスを含むパルスシーケンスで、この息止めを練習しておくことが望ましい。
【０１０８】
これにより、患者は「プ、プ、プ、…、プ」の息止め準備音と共に呼吸を整えることができ、この一連の準備音が終わった後の所定期間Ｔstart の間に息どめを２秒位保持することできる。撮影パルスシーケンスＳＱpre 、ＳＱima が終わると音が止むから、患者は再び息をすることができる。以下、「プ、プ、プ、…、プ」の息止め準備音の度に同様の息止めを繰り返す。
【０１０９】
したがって、本実施形態のＭＲＩ装置によっても、第２の実施形態と同一または同様の作用効果を得ることができる。加えて、間欠息止めの手法のバリエーションを広げることができ、患者が第２または第３のいずれの間欠息止めが適しているか（やり易いか）を練習などを通して見極めることで、さらに３Ｄ法のＥＣＧ同期撮影における息止めの確実化を図ることができる。
【０１１０】
前述した第２、３の実施形態では、ＭＴパルス列やＣＨＥＳＳパルスを印加する事前シーケンスを伴うパルスシーケンスに間欠息止め法を適用することを特徴としたが、これらの実施形態で実施する間欠息止め法は、３Ｄ撮影の他のパルスシーケンスに適用することも勿論可能である。
【０１１１】
第４の実施形態
続いて、本発明に係る間欠息止め法の１つの実施形態を図７〜８に基づき説明する。
【０１１２】
この実施形態では、３次元（３Ｄ）のＳＰＥＥＤ（Swap Phase Encode Extended Data）法と呼ばれる撮影を実施し、このＳＰＥＥＤ法に本発明の間欠息止め法を適用する。
例えば、３Ｄ撮影におけるスライスエンコード毎の繰り返し時間ＴＲの周期内にて、ＭＲ信号収集後の期間を自由に呼吸をする自由呼時間帯とし、この時間帯は上記音を発生させる。この音のパターンを予め被検者に知らせておくことが望ましい。最後の音を目安として、次の息止めを行ってもらうようにする。またダイナミック撮影において造影前と造影後で数回撮影するような場合には、自由呼吸の時間帯を傾斜磁場印加に伴う音で知らせる。これにより、被検者は音という分かり易い指示媒体を通して、また、一定間隔で鳴る音のリズムに乗って（呼吸を合わせて）次の息止めを準備できるため、間欠息止めを確実に実行可能になる。さらに、自動音声を併用することもでき、その場合にもかかる音の数が役に立つので、被検者の間欠息止めが容易になる。
【０１１３】
このＳＰＥＥＤ法は、例えば論文「JMRI, Miyazaki.m.et al., 98 March/April 」で報告されているように、位相方向を変えてデータ収集する２Ｄや３Ｄの撮像法である。３ＤのＳＰＥＥＤ法による撮像のときには、スライスエンコード方向は固定した状態で、位相エンコード方向を変えて複数回、画像データを収集することを特徴とする。そして、画像データを処理する段階で、位相エンコード方向の組毎に３次元原データを画像再構成し、複数組の３次元画像データを相互に、画素毎に合成して最終的な１組の３次元画像データに生成する。
【０１１４】
ここでは、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複数回のスキャンが実行される。図７に、ホスト計算機６およびシーケンサ５によって指令されるスキャンの概要を示す。
【０１１５】
このスキャンでは、位相エンコード方向を変えるＳＰＥＥＤ法に加えて、心電同期法および間欠息止め法が採用されている。心電同期の同期タイミングを決める遅延時間ＴD は、データ収集期間が最適な時間帯となるように事前に適宜に設定されている。
【０１１６】
例えば、図８（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、ＲＬse1 ，ＨＦse1 ，ＲＬse2 ，ＨＦse2 ，…，ＲＬsen ，ＨＦsen の順序で各回のスキャンが２ｎ回（ｎは２以上の整数）、例えば「Fast Asymmetric ＳＥ」法で実施される。スキャンＲＬseまたはＨＦseは、ボリューム領域の３次元生データを提供する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心電同期のシングルスキャンを表す。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８（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）について第１、第２の心電同期スキャンが実施され、この２回の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る。
【０１１７】
このように胸腹部などを撮影する場合、呼吸性のアーチファクトを防止する観点から息止めは必須である。しかし、３次元撮影では、全体の撮像時間は長くなるので、１回の息止めは困難である。このため息止めは間欠的に実施される。しかも、この間欠息止め法は、息止め期間Ｔbhと自由呼吸期間Ｔsp（データ収集期間）の切り分けタイミングを傾斜磁場印加に伴う音で被験者に知らせる、ことを特徴としている。
【０１１８】
この切り分けのタイミングとして、例えば、図７の場合、スキャンＲＬｓｅ１とＨＦｓｅ１とを１組とし、この１組のスキャンを続ける間を息止め期間Ｔbhとする。そして、次のデータ収集までの空き期間（例えば、同図の場合、スキャンＨＦｓｅ１とＲＬｓｅ２との間の期間）を自由呼吸期間Ｔspとして、この呼吸期間Ｔspを傾斜磁場印加による息止め準備音で被験者に知らせる。この息止め準備音は、前述の実施形態と同様に、Ｘ軸、Ｙ軸、および／またはＺ軸方向に音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdを印加することで発生させる。このパルス列Ｇsd，…，Ｇsdに拠る息止め準備音は、例えば、「ピッ、ピッ、ピッ、…、ピッ」といった一定間隔で断続的に鳴る音である。
【０１１９】
息止め準備音の大きさや音色は、傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdの各パルス波形のパラメータを調整することで適宜に制御される。また、息止め準備音の間隔、すなわち自由呼吸期間Ｔspの間に発生する印加音の数は、被験者の自然体での呼吸間隔（呼吸ペース）を事前にチェックしておいて、その呼吸間隔に合わせることが特に望ましい。
【０１２０】
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た３次元生データの１組で、また位相エンコード方向が上下方向に設定された３次元生データの別の１組でそれぞれ個別に実施される。再構成された両方の３次元画像データは画素毎に合成されて１組の３次元画像データに生成される。例えば、各スライスエンコード毎に、位相エンコード方向の異なる２フレームのデータ間のＭＩＰ処理がなされ、最終的な３次元のＭＲＡデータに生成される。この合成処理は、画素毎の加算処理や加算平均処理であってもよい。
【０１２１】
このように本実施形態によれば、心電同期スキャンを行うときの同期タイミング（上述した遅延時間ＴD ）が予め最適化されるので、診断部位を流れる血流などのエンティティが発生するエコー信号が最も高くなる状態でスキャンが実施される。血流速度が相対的に遅くなったり、フローボイド現象に因ってエコー信号の強度が相対的に低下または殆ど零となる状態を確実に回避できる。最適化された同期タイミングで安定した、高描出能のＭＲＡ像を提供することができる。また高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使用すると、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。
【０１２２】
また、本実施形態によれば、位相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。この合成画像は位相エンコード方向の変更に拠って、とくに、Ｔ2 時間の短めな血流の描出能に優れている。この理由は、位相エンコード方向の画素値の強調（ぼけ）の効果を積極的に利用し、この強調効果を得た画像を複数枚合成することにある。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がない。血流の方向性の情報確保に優れ、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。
【０１２３】
さらに、本実施形態の間欠息止め法によれば、傾斜磁場パルスの印加に伴う音により息止め期間／自由呼吸期間を被験者に知らせるので、以下のように種々の利点が得られる。
【０１２４】
第１に、撮影用に使用するパルスシーケンスに、音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdを付加するだけで済むから、ハード的に格別な装備を必要とせず、また音発生制御の処理も容易である。とくに、撮影用のパルスシーケンスやＥＣＧ信号との同期を容易にとることができる。
【０１２５】
第２に、音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdのパラメータを制御して、息止め準備音の音色、強さ、間隔（数）などを容易に調整できる。とくに事前に、被験者の自然呼吸ペースに合わせた間隔音に設定しておくことができ、その場合、呼吸のペースを確保し易く、また、自由呼吸期間の次に来る息止め期間の開始タイミングを把握し易くなる。つまり、自由呼吸期間では「ピッ、ピッ、ピッ、…、ピッ」の息止め準備音に合わせて呼吸をしておいて、予め知らされている最後の数（または、それまでとは異なる音色の音）の音と共に息止めに入ることができる。このように、被験者にとって単純で分かり易い音の指示で息止めを準備できるので、息止め開始の目安が立て易く、息止め期間に確実にかつ容易に入ることができる。
【０１２６】
この息止めの確実化によって、当然に、呼吸性の体動に拠るアーチファクトを減らすことができる。
【０１２７】
一方、自動音声を併用する場合でも、息止め準備音の数で自由呼吸期間（すなわち、息止め開始タイミング）を知らせることができるので、被験者にとって間欠息止めが容易になる。
【０１２８】
第３に、オペレータの息止め指令に関わる労力が著しく軽減し、操作能率や装置の運用能率の向上に寄与するとともに、間欠息止めがうまくいかないことに起因した撮影のやり直しが少なくなり、患者スループットの改善される。
【０１２９】
第５の実施形態
本発明に係る間欠息止め法の別の実施形態を図９に基づき説明する。
【０１３０】
この実施形態では、３Ｄ−ＭＲＣＰ（MR cholangiopancreatography ）のように３次元データを収集する撮影に、本発明の間欠息止め法を組み込んだ手法を提供する。この３次元撮影のときもスキャン時間が長くなるため、間欠的に息止めが必要である。とくに、Ｔ２の長いエンティティを描出するには、繰り返し時間を長く設定する必要があるので、１回の息止め期間の間に撮影することは困難である。
【０１３１】
そこで、図９に示す如く、スライスエンコード量ＳＥを変える度に、息止め期間Ｔbhと自由呼吸期間Ｔspとを繰り返させるものである。データ収集のためのパルスシーケンスを印加しているとき（息止め期間Ｔbh）以外の時間帯を自由呼吸期間Ｔspとし、この間欠的な期間Ｔspを、傾斜磁場パルスＧsd，…，Ｇsdの印加に拠る息止め準備音により被験者に知らせる。つまり、スライスエンコードＳＥ１のときのデータ収集期間を息止め期間Ｔbhにし、次のスライスエンコードＳＥ２までの繰り返し時間ＴＲ内の残りの時間帯を自由呼吸期間Ｔspとし、以下同様に繰り返す。
【０１３２】
傾斜磁場パルスＧsd，…，Ｇsdの印加に拠る息止め準備音の制御は、第４の実施形態のときと同様である。この制御は、撮影のためのパルスシーケンスと一緒に、ホスト計算機６およびシーケンサ５により実行される。
【０１３３】
このように間欠的に息止めして得た各スライスエンコード量に対応して収集した原データを１組として、演算ユニット１０は、これに３次元フーリエ変換を施して３次元画像データを得る。
【０１３４】
したがって、この実施形態によっても、前述した第４の実施形態のものと同等の作用効果を得ることができる。
【０１３５】
ところで、上述した第４、第５の実施形態では、ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を目的としていたが、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、本発明に係る撮影を好適に実施できる。
【０１３６】
また、本発明に係る間欠息止め法を適用できる撮影法は、これまでの実施形態で説明したものに限定されることはなく、ほかの多くの撮影にも同様に実施できる。例えば、ダイナミック撮影の場合、造影前と造影後で数回撮影することが要求されることが多いが、このときも自由呼吸の期間（つまり、息止め開始のタイミング）を前述した傾斜磁場パルスの印加に伴う準備音で被検者に知らせて間欠息止めを実施できる。また、segmented FFE 法による心臓撮影など、断続的な撮影を行う撮影法に、本発明の間欠息止め法を実施することができる。
【０１３７】
【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、非侵襲性の特性を生かして非造影のＭＲＡ画像を得ることができ、患者への精神的・体力的負担を著しく軽減させることができる。
【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の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図３】第１の実施形態に係るパルスシーケンスの詳細例を示す部分シーケンス図。
【図４】第１の実施形態の撮影領域を示す模式図。
【図５】第２の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図６】第３の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図７】第４の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を画像処理の工程とともに示す図。
【図８】第４の実施形態の撮影領域を示す模式図。
【図９】第５の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【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
１４ 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、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用して被検体内部の画像を非侵襲的に得る磁気共鳴（ＭＲ）イメージングに係り、とくに、１個の励起パルスに対して複数個のエコー信号を収集して組織／血流コントラスト像を得るときの分解能とエコー収集時間とを最適化させた磁気共鳴イメージングに関する。また、本発明は、そのような被検体内部の画像を生成するためのＭＲ信号の収集を２次元法または３次元法で行うときの患者の息止めに係り、とくに、息止めが容易になるようにセルフ・ナビゲーション（self-navigation ）する手法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを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技法である。これにより、人体の解剖学的な断面像を非侵襲的に得ることができるので、今や、医療現場においても、極めて有効な診断機器の１つになっている。とくに、骨に覆われた脳などの中枢神経系の診断機器として、既に広く活用されている。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、臨床的な有効性の高いイメージング法の１つとして、Ｔ2緩和（横緩和）現象を強調した画像を得るＴ2強調イメージング法が使用されている。このイメージング法では原子核スピンを励起する間隔ＴＲを長く設定する必要があるため、撮影時間が１０分程度と長くなり、患者の負担も大きい。そこで、単一の励起パルスに対して複数個のエコーデータ収集を行い、スキャン時間の短縮化を図ったＥＰＩ法や高速ＳＥ法が提案されている。
【０００４】
ＥＰＩ法は、読出し傾斜磁場をスイッチングさせて、フィールドエコーを連続的に生成する手法である。これによりシングルショット撮影が可能になった。
【０００５】
高速ＳＥ法は、単一の励起パルスの印加後にリフォーカスパルスを連続的に複数個印加してマルチエコーを生成することを特徴とする。これにより、ＥＰＩ法に比べて、撮影時間は長くなるものの、静磁場の不均一性の影響を受け難い等の利点がある。そこで、ショット数を増やし、実効ＴＥを短縮することで臨床的な有効性を向上させることができ、広く利用されている。
【０００６】
一方では、心血管系を描出するためには、ＥＣＧ信号などに拠る心時相との同期は不可欠であり、さらに、繰り返し時間ＴＲやエコー時間ＴＥを短縮したフィールドエコー系のパルスシーケンスを用いて撮影時間を短縮している。とくに、セグメント化したＦＦＥシーケンスは、時間効率を向上させることができるので、近年広く使用されている。このＦＦＥシーケンスでは、繰り返し時間ＴＲやエコー時間ＴＥを短縮するとコントラストが低下するので、これを補うため、ＭＴＣパルスや脂肪抑制パルスが使用されている。３次元（３Ｄ）撮影の場合、撮影時間が長くなることから、息止め撮影は事実上、不可能である。そこで、ＥＣＧ信号に同期した連続的な撮影が行われる。この場合に問題となるのが、呼吸性の心臓の移動である。この問題の解決策の１つとして、ナビゲータエコーによるデータ選択または補正による撮影が行われている。
【０００７】
一般に、Ｔ１強調像またはＰＤ強調像を高速に撮影したい場合、そのシーケンスとしてはフィールドエコー系のパルスシーケンスが極めて有効である。一方、病巣の検出能に優れたＴ２強調像を撮影したい場合、１回の核磁気励起に対して複数個のエコー信号を収集するパルスシーケンスが有効であり、データの収集効率を向上させることができる。とくに、ＥＰＩ法や高速ＳＥ法を適用することで、ＴＲやＴＥを延長したＴ２強調画像の撮影時間を短縮でき、また画像アーチファクトを低減できる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ＥＰＩ法や高速ＳＥ法を適用した従来のＴ２強調撮影法はマルチスライス法であるため、撮影部位に流入する血流が既に他のスライス撮影に伴うＲＦ励起に拠って信号飽和されてしまっている。このため、従来のＥＰＩ法や高速ＳＥ法に基づくＴ２強調撮影は、血流からのＭＲ信号値が低く、血流の描出には向いていなかった。
【０００９】
その一方で、Ｔ２強調撮影の３Ｄ化により、血流の遅い部位に対しては、血流のＴ２緩和時間が実質部よりも長いという特性を生かして、脈管系の撮影が可能であるという報告がなされている。しかし、この報告によっても、未だ、血流速度の如何に関わらず、血流と組織との十分なコントラストが得られていない。３Ｄ化などにより、単位時間当たりのスライス励起枚数が減少すると、高速ＳＥ法に係るＭＴ効果に因る筋肉、肝臓などからの信号低下が起こり難くなる。したがって、ＭＴ効果の影響を受け難い血液とのコントラストが低減する。
【００１０】
ところで、前述したように、３次元（３Ｄ）撮影の場合、撮影時間が長くなることから連続した息止め撮影は、通常、不可能である。従来、腹部の３ＤＭＲイメージングやＭＲアンギオグラフィを行う場合、呼吸に因る位置ずれアーチファクトを減らすために、間欠的な息止め法を併用することがある。この間欠息止め法は、被検者の協力により呼吸のタイミングを合わせる必要がある。このタイミングをとる手法として、呼吸同期を使用することがある。
【００１１】
しかし、それらの手法は、呼吸同期からの出力を患者にフィードバックする手段が無いことなどの理由によって、通常の臨床の現場にはなかなか普及しきれていない。このため、オペレータが呼吸の調整タイミングを被験者に現場でその都度指示することが必要であった。これはオペレータの操作上の負担増を招来する。また呼吸タイミングの取り方の失敗を起こし易い可能性が大で、画像の画質を低下させてしまうことがあった。
【００１２】
本発明は、このような従来技術が有する現状を打破するためになされたもので、その目的は、非侵襲性の特性を生かして臨床的に有効な非造影のＭＲＡ画像を提供することである。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上述した課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて１スライスエンコード量分のエコーデータを収集する動作を複数心拍毎に繰り返す３次元スキャンを行なうスキャン手段と、前記３次元スキャンにより得られたエコー信号に基づいて、ＭＲ造影剤を用いない前記被検体の関心領域の３次元血管画像を生成する画像化手段と、を備えることを特徴とするものである。
【００１８】
本発明のＭＲＩ装置の１つの側面によれば、被検体のスピンにＭＴ効果を起こさせるＭＴパルスを印加する事前シーケンスと、この事前シーケンスの後に実行され且つ励起ＲＦ磁場に拠る１回のスピン（核磁気）励起に対して複数個のエコー信号を発生させるＳＥ系のデータ収集シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する手段を備え、前記画像化手段は、前記パルスシーケンスの実行に伴い発生する前記複数個のエコー信号を収集して画像化する手段とを備えるものである。
【００１９】
好適には、前記ＭＴパルスはパルス列を成す複数個のＭＴパルスから成り、この複数個のＭＴパルスの個数、その各ＭＴパルスに与えるフリップ角、およびその各ＭＴパルスに与えるオフ・レゾナンス周波数のパラメータの内、少なくとも１つのパラメータを変更可能な構成とすることである。
【００２０】
さらに好適には、前記事前シーケンスは、前記ＭＴパルスの後に印加され且つ前記被検体の脂肪からのエコー信号の収集を抑制する脂肪抑制パルスを含むことである。
【００２１】
また、前記事前シーケンスは、前記脂肪抑制パルスの後に印加され且つスピンの位相をディフェーズする傾斜磁場スポイラを含むようにしてもよい。
【００２２】
さらに、前記ＭＴパルスおよび脂肪抑制パルスを形成するＲＦパルスの少なくとも一方は、スライス選択的またはスライス非選択的に印加されるようにしてもよい。
【００２３】
さらには、前記被検体のＥＣＧ信号に同期して前記パルスシーケンスを開始させるＥＣＧ同期手段と、前記被検体に前記ＥＣＧ信号に従う間欠的な息止めを指令する息止め指令手段とを備えることができる。好適には、息止め指令手段は、前記パルスシーケンスに時系列的に組み込まれるとともに傾斜磁場の印加に伴う音を発生させる音発生用パルスを傾斜磁場コイルに与える手段である。
【００２４】
これらの構成に基づくシングルショット化によって、位相エンコード方向のモーションアーチファクトを有効に低減でき、且つ、スライスエンコード方向のアーチファクトを間欠的な息止めとＥＣＧ同期との組み合わせにより抑制できる。したがって、高い分解能の３Ｄ画像を撮影することがきる。また、Ｔ２強調による高い組織コントラストに、ＭＴパルスによる心筋などからの信号抑制や脂肪抑制を組み合わせることで、血流信号と心筋、心壁との組織コントラストを大幅に改善し、有効な心臓イメージングが可能になる。
【００２５】
また、本発明に係るＭＲＩ装置の別の側面によれば、前記スキャン手段の３次元スキャンは、前記被検体の脂肪からのエコー信号を抑制する脂肪抑制パルスの後に実行されるように構成したものである。
【００２６】
好適には、前記スキャン手段の３次元スキャンは、スピン位相分散用の傾斜磁場スポイラを含むパルスシーケンスである。
【００２７】
さらに好適には、前記スキャン手段の３次元スキャンは、遅延時間に対してｋ空間の中心付近から撮影開始を行なうように構成したものである。
【００２８】
また、前記スキャン手段は、ＥＣＧ同期に対する遅延時間を任意の値に設定するものである。
【００２９】
さらに、前記画像化手段は、位相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合成画像を得るように構成したものである。
またさらに、前記画像化手段は、前記３次元画像のデータから最大値投影処理を実施する構成としたものである。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面を参照して説明する。
【００３１】
第１の実施形態
第１の実施形態を図１〜図４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。
【００３２】
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の心電信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００３３】
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１Ｓが設けられている。このシムコイル１Ｓ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。
【００３４】
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５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。
【００３５】
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、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としての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。
【００３６】
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は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘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が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００３７】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ５（システムコントローラともいう）、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は予め記憶されたソフトウエア手順により、シーケンサ５にスキャン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。
【００３８】
本発明に係るＭＲＩ装置の基本的な特徴は、ＥＣＧ（心電）同期法に従い、さらに個数およびフリップ角を可変できるＭＴパルスを付加した、３Ｄ法または２Ｄ厚切り法に拠る、シングルショット（励起）の高速ＳＥ法を基礎とするパルスシーケンスを用いることである。ＭＴパルスは、撮影目的に応じたＭＴ効果に基づくＭＴコントラストを画像に付けることを目的として印加され、組織と血液との有効な組織コントラストを与える手段として機能する。このパルスシーケンスが最も好適な撮影部位は心臓の血管系の描出である。例えば心臓などの腹部臓器が撮影され、Ｔ２強調コントラスト像が得られる。この画像によれば、心筋と血液との組織コントラストが従来のＦＥ系パルスシーケンスで得られる組織コントラストと同等に保持され、かつ、高い空間分解能が得られる。
【００３９】
これを実現するため、第１の実施形態のＭＲＩ装置の場合、ホスト計算機６およびシーケンサ５は共働して、図２および図３に示す、心臓血管系の描出に適したパルスシーケンスに基づくスキャンを実施する。このパルスシーケンスは、最初に実行する事前シーケンスＳＱpre と、この後に実行するイメージング用のデータ収集シーケンスＳＱacq とで構成される。この処理は、ホスト計算機６が図示しない所定のメインプログラムを実行していく中でコンピュータ制御により実施される。このスキャンにより収集されたＭＲ信号は、演算ユニット１０により所定の再構成ルーチンに基づき処理され、さらに血管系を強調するためのＭＩＰ（最大値投影）像が作成される。パルスシーケンスについては後述する。
【００４０】
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８Ｒおよび受信器８Ｔ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は必要に応じて、上述したタイミング制御をＥＣＧ信号のＲ波に同期したトリガパルスに応じて実施し、心電同期を行えるようになっている。
【００４１】
このパルスシーケンスの一部を成すデータ収集シーケンスＳＱacq （図２、３参照）としては、例えば、フーリエ変換法を適用した２次元（２Ｄ）厚切り法または３次元（３Ｄ）法を採用できる。また、そのパルス列の形態としては、基本的に、１回のスピン励起に対して複数個のエコー信号を収集可能なＳＥ系のものを採用できる。例えば、高速ＳＥ法（２Ｄ法または３Ｄ法）、１回または複数回の励起で１スライス分または１スライスエンコード分のデータ収集をする、ハーフフーリエ法を併用したFast ＳＥ法（Fast ＡＳＥ（Asymmtric Spin Echo ）法とも呼ばれる）（２Ｄ法または３Ｄ法）、ＳＥ系のＥＰＩ(Echo Planar Ima- ging) 法、ハイブリッドＥＰＩ法など、各種のパルス列を採用できる。
【００４２】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータをシーケンサ５を介して受けてフーリエ空間（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ようになっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理をも実施できるようになっている。
【００４３】
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、演算処理が施された画像データなど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、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００４４】
音声発生器１４は、必要に応じて、シーケンサ５またはホスト計算機６から指令があったときに、撮像中の息止め開始および／または息止め終了のメッセージを音声、音響などにより発することができる。なお、この音声発生器に代えて、光発生器を備え、例えば光の点滅信号により息止めを指令するようにしてもよい。またなお、本発明に係る他の実施形態では、この息止めを告知するための他の手段として、制御された傾斜磁場パルスの印加に伴ってガントリから発せられる音を使用する方法を採用している。
【００４５】
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、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値に同期したトリガーパルスを心電同期信号としてシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部によるトリガーパルスは、パルスシーケンスの実行開始タイミングを所定時間、遅延させる信号として利用される。これにより、心電同期タイミングを血流の安定した時期に適切に設定でき、この設定同期タイミングに拠る心電同期スキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。
【００４６】
続いて、本実施形態で実行されるパルスシーケンスを図２、３に基づき説明する。
【００４７】
図２に示すように、パルスシーケンスは、ＥＣＧ信号中のＲ波（基準波）に同期したトリガ信号から所定時間遅延させてＭＲ信号収集用の本スキャンとしてのデータ収集シーケンスを開始する心電同期法に基づくパルス列である。具体的には、本スキャンの前に実行される事前シーケンスＳＱpre と、この後に実行されるＭＲ信号収集用のデータ収集シーケンスＳＱacq （本スキャン）とから成る。データ収集シーケンスＳＱacq の開始タイミングがＲ波から所定時間遅延させて、１心拍中の最適期間でデータ収集が行われる。
【００４８】
事前シーケンスＳＱpre は、ＭＴ（magnetization transfer）効果を起こさせるＭＴパルス列ＰＴmtと、脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制（脂肪抑制）するＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）パルスＰchess と、位相分散用の傾斜磁場スポイラＳＰｓ，ＳＰｒ，ＳＰｅとを含む。
【００４９】
ＭＴパルス列ＰＴmtは、図３にその詳細を示す如く、複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn と、このパルスＭＴ1 〜ＭＴn と並行して印加される複数個のスライス選択的用の傾斜磁場パルスＧS とを備える。この複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn は、多重ＭＴパルス（muliple MT pulse) を実現するパルス列であり、ここでは各パルスが間断無く連続して印加されるようになっているが、各パルス間に微小時間Δｔの待機時間を設定してもよい。
【００５０】
このＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn と並行して、各傾斜磁場パルスＧS も間断無く連続的にオン、オフして印加されるようになっている。この複数個の傾斜磁場パルスＧS は連続的に印加する、すなわち途中でオン、オフしない１個のパルスとして印加してもよい。この傾斜磁場パルスＧS は、一例として、図４に示すように、撮影ボリューム領域Ｒima に流入する、撮影目的の血流Ｂとは反対側の励起領域Ｒexがオフ・レゾナンス（off resonance ）で励起されるように、その極性が設定されている。これは、撮影ボリューム領域Ｒima に流入する撮影目的の血流Ｂを事前に励起させること無く、フレッシュな血流Ｂの流入を期待するためである。
【００５１】
各ＭＴパルスは、例えば、所望の周波数オフセット値を有するＲＦ信号をｓｉｎｃ関数で変調して形成される励起ＲＦパルスである。ＲＦパルスの印加数、つまりＭＴパルスの印加数は複数ｎ個（例えば１０個）であり、各ＭＴパルスに与えられたフリップ角度は従来のＭＴパルスで用いられる大きな値（５００°〜１０００°）よりも小さい分割値（例えば９０°〜１００°程度）に設定される。ＭＴパルス列のＲＦパルス数並びにその各パルスのフリップ角及びオフ・レゾナンス周波数は、コンピュータ等による自動計算や手計算によって、任意に変更・設定できるようになっている。
【００５２】
このＲＦパルスおよびスライス用傾斜磁場ＧS のｎ組を順次印加した後で、脂肪抑制用のＣＨＥＳＳパルスＰchess が印加される。ＣＨＥＳＳパルスＰchess は、τ長を水のプロトンスピンと脂肪のプロトンスピンの化学シフト分に相当するように設定したｓｉｎｃ関数を所定ＲＦ信号で変調したＲＦパルスである。
【００５３】
ＣＨＥＳＳパルスＰchess を印加した後、最後にまとめて、スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向においてスピン位相分散（ディフェーズ）用の傾斜磁場スポイラＳＰｓ，ＳＰｐ，ＳＰｒが同時に印加される。
【００５４】
この実施形態で撮影対象としている部位は、胸部の血管系である。この部位を撮影するには、ＥＣＧ同期法と繰り返し時間ＴＲ＝１０００msec以上を確保する必要があるＴ２強調撮影とを併用し、その心電同期を最低でも２心拍以上行う必要がある。このため、撮影が長くなるのを防止して撮影の時間効率を上げるために、画像データ収集シーケンスＳＱacq は、３次元法または２次元厚切り法に基づく、ハーフフーリエ法を併用したシングルショット高速ＳＥ法で形成してある。２次元厚切り法とは、スライス厚が３０〜６０ｍｍ程度で、マルチスライス＝１〜３（すなわち、スライス枚数が少なく、ＭＴ効果が１枚スライス程度に帰着できる場合）を言う。
【００５５】
しかも、このシングルショットの高速ＳＥ法において、隣り合うリフォーカスＲＦパルスの時間間隔、すなわちエコー信号の時間間隔ＥＴＳ（Echo Train Space）を、ＥＴＳ＝５ｍｓ程度に短縮して設定してある。
【００５６】
続いて、本実施形態の動作を説明する。
【００５７】
このＭＲＩ装置が起動すると、ホスト計算機６およびシーケンサ５は図示しない所定メインプログラムを実行する中で、図２に示すスキャンシーケンスを実行する。このシーケンスの実行に拠るパルス印加は、シーケンサ５の制御の元、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ及びＲＦコイル７を介して実施される。
【００５８】
ホスト計算機６およびシーケンサ５は、ＥＣＧ同期のトリガーパルスの入力を監視している。トリガーパルスが入力すると、シーケンサ５は、本スキャンとしてのデータ収集シーケンスＳＱacq が所定時間ＴD （例えば３００〜５００msec）遅延できるように合わせた適宜な時間だけ待機する。上記遅延時間ＴD は、心臓から吐出される血流が拡張中期になって、その流れが比較的安定した状態でイメージングに入れるように適宜な値に設定される。
【００５９】
上記の適宜な待機時間が経過すると、シーケンサ５は、図２および図３に示すパルスシーケンスの実行を指令する。なお、ホスト計算機６は、このパルスシーケンスの実行時間範囲をカバーするに十分な範囲で、トリガーパルスに応答して息止めを音声発生器１４を介して患者に指令する。
【００６０】
パルスシーケンスが開始されると、最初に、ＭＴパルス列ＰＴmtを成す複数個のＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn が所定強度および極性のスライス用傾斜磁場パルスＧS と共に、励起領域Ｒexにスライス選択的に順次印加される。各ＭＴパルスの周波数帯域は撮影部位に対して所定値の周波数オフセット値を有する。つまり、この複数個に分割されたＭＴパルスＭＴ1 〜ＭＴn は撮影ボリューム領域Ｒima に対してはオフ・レゾナンス（off resonance ）の励起となる。これにより、撮影ボリューム領域Ｒima の実質部および血液のスピンは、小刻みに分けられたＭＴ効果を受けることになる。
【００６１】
このＭＴ効果は、撮影ボリューム領域Ｒima で静止している実質部にとっては、個々のＭＴパルスの和として効くので、全体のＭＴ効果は１個の大きなフリップ角（例えば１０００°）を印加したときと殆ど変わらない。つまり、ＭＴ効果は大きく、後に収集されるエコー信号の強度が著しく低下する。これに対し、撮影ボリューム領域Ｒima を流れている血液（血流）にとっては、ＭＴパルスを分割化することで、全体のＭＴ効果が大幅に緩和される。このため、流れている血液からのエコー信号強度はそれほど低下しないことになる。また、ＭＴパルスをスライス選択的に印加する励起領域Ｒexとは反対側から流入する血流Ｂ（図４参照）は、殆どＭＴ効果を受けていないフレッシュな血流である。
【００６２】
このＭＴパルス列ＰＴmtの印加が終わると、シーケンサ５はＣＨＥＳＳパルスＰchess の印加を指令する。これにより、撮影ボリューム領域Ｒima を含む領域に脂肪抑制のためのＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）パルスが印加される。このＣＨＥＳＳパルスにより脂肪のプロトンのみが共鳴する。
【００６３】
この後、引き続き、スライス方向、読出し方向、および位相エンコード方向の３方向において傾斜磁場スポイラＳＰs , ＳＰr, ＳＰe がエンドスポイラとして印加される。このため、複数個の分割化ＭＴパルスおよびＣＨＥＳＳパルスの励起によって横磁化に残っているスピンは、その後に印加されるスポイラＳＰs ，ＳＰr ，およびＳＰe によって各方向において十分に分散されることで飽和する。これにより、脂肪プロトンからの信号を実効的にゼロにした状態にできる。このため、その後のデータ収集シーケンスとの間でスピン位相の干渉を排除でき、疑似エコーの発生を防止することができる。なお、このスポイラは任意の１方向または２方向のみに印加するようにしてもよい。
【００６４】
この事前シーケンスＳＱpre が終わる時刻で、前述した所定遅延時間ＴD が経過するので、シーケンサ５は直ちにデータ収集シーケンスＳＱacq の実行を開始する。前述したように、このシーケンスＳＱacq は、ハーフフーリエ法を併用したシングルショットの高速ＳＥ法が３次元（３Ｄ）法で実施される。この高速ＳＥ法によって、スライス用傾斜磁場ＧS の変更に拠る各スライスエンコード量ＧE2に対し、複数個のリフォーカスＲＦパルスに応答した複数のエコー信号が収集される。つまり、１ショットで１スライスエンコード量に対応したエコー信号が収集される。
【００６５】
なお、ここで言う「３Ｄのシングルショット」とは、１回の励起で３Ｄ画像を構成するのに必要な全データを収集するという意味だけではなく、１スライスエンコード量に対応する全データ（ここではハーフフーリエ法を併用しているので、１スライスエンコード量に対応する全位相エンコードデータではない）を１回の励起で収集するという意味でも用いている。
【００６６】
この１スライスエンコード分のエコー信号は各エコー毎に順次、高周波コイル７を介して受信器８Ｒに送られる。このエコー信号は、受信器８Ｒでデジタルデータに処理され、演算ユニット１０に順次格納される。
【００６７】
この１スライスエンコード量に対応した全エコー信号の収集は、３００〜５００msec程度で完了する。この１スライスエンコード分のパルスシーケンスは図２に示すように１心拍内で完了するように設定することが望ましい。
【００６８】
この後、シーケンサ５は、複数心拍の間、シーケンスを実行せずに待機する。そして、再び例えば３心拍目のＲ波に伴うトリガーパルスが入力すると、シーケンサ５は上述したと同じパルスシーケンスを実行させるとともに、ホスト計算機６は息止めを平行して指令する。これにより、繰り返し時間ＴＲは３Ｒ−Ｒ分となり、通常、ＴＲ＝３０００msec程度は確保できるので、Ｔ２強調撮影が可能になる。
【００６９】
この一連のＥＣＧ同期撮影を例えば３Ｒ−Ｒ毎のＲ波に順次呼応して複数回行うことで、撮影ボリューム領域Ｒima の３次元画像データが得られ、このデータが演算ユニット１０のメモリに設定された３次元フーリエ空間に配置される。このデータ収集が完了した時点で、演算ユニット１０はホスト計算機６から画像再構成が指令される。これに応答して、演算ユニット１０は３次元フーリエ変換を実施し、３次元フーリエ空間上に配置されたエコーデータを実空間の画像データに再構成する。さらに、演算ユニット１０は、画像化の一つとして、この実空間の３次元画像データをＭＩＰ処理に付し、２次元のＭＲ像を作成する。これらの３次元画像データおよび２次元ＭＲ像データは、必要に応じて、記憶ユニット１１に格納されるとともに、表示器１２に表示される。
【００７０】
この本実施形態のＭＲＩ装置で撮影される、例えば胸部（血管系）のＭＲ像は以下の種々の有利さおよび特徴を有する。
【００７１】
（１） まず、ハーフフーリエ法を併用した高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンスをＥＣＧ同期で実施し、かつ、繰り返し時間（励起間隔）ＴＲを１０００ｍsec 以上確保したので、臨床的に有効なＴ２強調コントラスト像を確実に得ることができる。
【００７２】
（２） このＴ２強調コントラスト像を得るにあたって、１ショット化することで、十分な長さの繰り返し時間ＴＲを確保しつつも、撮影時間の長時間化を回避することができる。
【００７３】
（３） また、このＴ２強調像のデータ収集では、ＥＣＧ同期の時間間隔が比較的長くなるので、繰り返し時間ＴＲにおけるデータ収集シーケンスの期間が有意に短縮されている。これに伴って、間欠的な息止めを適宜な手段で知らせることができるから、ＥＣＧ同期法に息止め法を併用でき、呼吸性の心臓の位置移動に伴うアーチファクトの発生を的確に回避できる。
【００７４】
（４） さらに、３Ｄ法の１ショット化（１スライスエンコードに対応するデータ収集を１ショットで行うという意味での１ショット化）と共にエコー間隔を短縮し、励起スラブを厚くすることで、血流信号の低下を抑制し、かつ、モーションアーチファクトを低減できる。
【００７５】
（５） さらに、複数個に分割された短いＭＴパルスに拠って、流れている又はタンブリング（tumbling）している血流へのＭＴ効果の効き方が低減する一方で、実質部（静止部）には複数の分割ＭＴパルスの和として働いた分の信号値低減効果があるので、実質部と血液との十分なコントラストを確保できる。
【００７６】
（６） さらに、３Ｄ法（スライス枚数の少ない、或いはシングルスライスの２Ｄ法を含む）を採用しているため、マルチスライス撮影を実施しなくても済み、したがって、ＴＲ毎の励起回数を減らすことができ、マルチスライス撮影を高速ＳＥ法で実施するときに特有のＭＴ効果に因る心筋組織、肝臓などの実質部の信号の極端な低下を回避できる。心臓の組織コントラストを向上させて血流を描出するには、ＭＴ効果を付けることが有効であることは周知である。本実施形態では、複数個に分割したＭＴパルスを小刻みに印加するので、ＭＴ効果のトータルの量を制御でき、従って、適宜且つ有効な組織コントラストに制御できる。
【００７７】
（７） また、ＦＥ系のパルスシーケンスを用いる撮影では、総データ収集時間を短縮するためには繰り返し時間ＴＲの短縮が必須であり、ＥＣＧ同期法によるゲート毎にセグメント化する手法が用いられていたが、本実施形態に基づく高速ＳＥ法に拠るＴ２強調撮影ではスキャン時間を極端に延長することなしに、繰り返し時間ＴＲを長く設定することができる。このため、Ｒ波に応答したトリガパルスから心臓の画像化に適した拡張期までの待機時間（３００〜６００ｍｓ）を有効に利用して息止め指令を行ったり、ＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスを印加できる。つまり、これらの事前シーケンスＳＱpre の実行に何等、時間的制約を受けなくて済む。このため、ＳＡＲ（ＲＦ被爆）の最大値やＲＦパルスの最大振幅を上げる必要が無く、ＭＴパルス数、そのフリップ角、およびその個数をそれぞれ独立に設定して画像コントラストを高い自由度で改善できる。所望のＭＴ効果を最小限のＳＡＲで得ることができる。
【００７８】
（８） 傾斜磁場スポイラはＭＴパルス列およびＣＨＥＳＳパルスの最後にまとめて１回だけ印加するようにしているため、事前シーケンス全体の時間短縮を図ることができる。これにより、パルス長を短縮させた（分割した）ＭＴパルスによっても確実なＭＴ効果を発揮させることもできる。
【００７９】
（９） ＭＴパルスを印加する際、スライス用傾斜磁場パルスの極性を制御し、流入する血流とは反対側の励起領域Ｒexをオフ・レゾナンスで励起する。これにより、ＭＴパルスによって撮影ボリューム領域Ｒima 内のスピンが励起されず、ＭＴ効果を起こすのみである。これにより、目的とした血流はそのスピンが励起されていないフレッシュな状態で撮影ボリューム領域Ｒima に流入するから、その血流からの信号値が高く、実質部／血流のコントラストを向上させることができる。
【００８０】
（１０） さらに、リフォーカスＲＦパルスの時間間隔を短縮しているので、従来の高速ＳＥ法で問題となっていた血流信号の抜けやモーメントアーチファクトを著しく低減させることができる。このリフォーカスＲＦパルスの時間間隔短縮に伴って、
ａ）データ収集ウインドウを短縮することで臓器の動きや体動の影響を低減し、アーチファクトを低減する、
ｂ）隣り合うリフォーカスＲＦパルスの間に流出する血液量を低減でき、血液からの信号が上がる、
ｃ）Ｔ２緩和による画像のボケを改善でき、画像の分解能が向上する、
ｄ）コントラストを決定するｋ空間の位相エンコード方向の中心付近におけるエコー時間ＴＥの変化量を抑えことで、同一のＴＥのＳＥ法による画像コントラストと同等またはこれに近い画像コントラストになる、
などの別の効果も得られる。
【００８１】
（１１） さらに、本実施形態のＭＲＩ装置は、３Ｄ法におけるエコー間隔ＥＴＳの適正値を提供できる。２Ｄ法においてもリフォーカスＲＦパルス相互間の時間間隔を短縮して血管系の描出能を向上させることが知られてはいた。本発明者が行った実験などから得た知見によれば、３Ｄ法の場合、２Ｄ法で用いられていたエコー間隔をそのまま適用したのでは血管系を描出することは殆ど困難であった。３Ｄ法では、エコー間隔の長短は、胸部（血管系）の描出能に非常に敏感に反映することが分かった。
とくに、従来の高速ＳＥ法で用いていたエコー間隔１０〜１５ｍｓを心臓などに適用しても、動きに因る画像のぶれが大きく、これを８ｍｓ程度まで短くすることで、使用に耐える得る胸部の画像化が可能になった。詳しくは、エコー間隔を５ｍｓ程度まで短縮すると、画像の安定性も向上した。この理由として考えられることは、上述した種々の議論に加えて、エコー間隔を短縮することで、総データ収集時間が心拍の間の心静止期に収まることが考えられる。
一方、ＥＴＳを長めにとればデータ収集ウインドウを長くとることができ、したがって狭帯域のデータ収集が可能となるので、撮影対象に応じてエコー間隔を調整することで適切な撮影を実現することもできる。例えば、胸部から離れた撮影領域ではエコー間隔を１０〜１５ｍｓ程度あるいはそれ以上に設定することで高診断能のＭＲ画像を得ることができる。
【００８２】
（１２） また、位相エンコードＰＥ方向のマトリクスサイズを増やした場合でも、ハーフフーリエ法の適用によりデータ収集は、目的とする遅延時間ＴD に対してｋ空間の中心付近から撮影開始することで、画像のぶれを最小限に止めることができる。
【００８３】
（１３） また特に、３Ｄ法若しくは２Ｄ厚切りスライス法に適用することで、データ収集効率はそれほど期待できないものの、マルチスライス撮影における隣接スライスに対する励起パルスに因る血流信号の飽和現象を回避することができる。
【００８４】
（１４） また、ＥＣＧ同期に関する遅延時間ＴD の設定値を任意に変更・制御でき、この変更・制御を正確に反映したＭＲ像を生成できる。このため、患者個々の磁気的特性の固体差に応じて適宜な遅延時間ＴD を設定できる。
【００８５】
（１５） さらに、この実施形態のＭＲ像はＭＲ造影剤を使用するものでないから、通常のＭＲイメージングの非侵襲性の特性を生かしたものとなる。このため、造影剤を使用したＭＲＡ像の撮影に比べて、患者の精神的、体力的負担が著しく少なくて済む。
【００８６】
なお、上記実施形態において、ＣＨＥＳＳパルスの印加は省略し、事前シーケンスとしては、複数個のＭＴパルスから成るＭＴパルス列のみを印加するようにしてもよい。
【００８７】
さらに、ＭＴパルス列を、スライス用傾斜磁場を伴わずに、スライス非選択的に印加し、また脂肪抑制用のＣＨＥＳＳパルスを、スライス用傾斜磁場と共にスライス選択的に印加するようにしてもよい。
【００８８】
さらに、ＭＴパルス列のＭＴパルスまたはＣＨＥＳＳパルスを成すＲＦパルスに、画像化範囲を考慮したスライス用傾斜磁場を加えるようにしてもよい。
【００８９】
また、音声による息止め期間の指令の代わりに、光の点滅信号を使用してもよい。
【００９０】
また、なお、データ収集シーケンスＳＱacg の最適時間帯化を図るための遅延時間の設定は、事前シーケンスＳＱpre までの遅延時間を設定することで対処してもよい。
【００９１】
第２の実施の形態
本発明の第２の実施形態を図５に基づき説明する。この実施形態の係るＭＲＩ装置はとくに、息止めのタイミングを患者に知らせる画期的な手法に関する。
【００９２】
なお、本実施形態以降の実施形態において、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置と同一または同等の構成要素には同一の符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【００９３】
ＥＣＧ同期撮影において特に問題となることの１つに、ＥＣＧとは非同期に患者の呼吸性の体動が画質を低下させることである。従来知られている「Segmen- ted ＦＦＥ法」の場合、体動を検出する別の手段を用いて画質改善を図っている。本発明では、そのような体動検出手段に代えて、息止め法を採用して、呼吸性の体動の影響を抑える。
【００９４】
本発明において、Ｔ２強調の画像コントラストを確保するには、繰り返し時間ＴＲを２０００ｍｓ以上の値まで伸ばすことが前提となる。そこで、ＴＲ＝４０００〜１００００ｍｓと長めにとり、約４心拍から１０心拍毎にＥＣＧ同期が掛かるようにし、この同期の度に息止めを患者に実施してもらう。つまり、間欠的な息止め法を実施する。
【００９５】
これには１回毎の息止めのタイミングとその息止め期間が問題となる。息止めのタイミングをいかに的確に患者に告知するか、さらに、１回毎の息止め期間を最小限に止めることが求められる。最小限の息止め期間の一例として、エコー間隔が５ｍｓの場合、ＴＥ（実効ＴＥ）＝８０ｍｓ、位相エンコードＰＥ方向のマトリクスサイズ＝１６０とした場合、シングルショットのデータ収集時間は約 「８０＋５×８０＝４８０ｍｓ」となる。
【００９６】
ＥＣＧ信号のＲ波に同期したトリガーパルスから心臓画像化に適した拡張期まで待機している時間（前述した遅延時間）が３００〜６００ｍｓと長いため、この間に、前述したＭＴパルスやＣＨＥＳＳパルスの印加のほか、本実施形態では以下のように傾斜磁場の印加に伴う音響信号を積極的に使用した間欠息止め法を実施する。
【００９７】
また、本実施形態のＭＲＩ装置の別の側面によれば、被検体の間欠的な息止めに必要なタイミングを傾斜磁場の印加に伴う音によって知らせる息止め指令手段を備えたことを特徴とする。
好適には、前記パルスシーケンスは、前記ＭＲデータを収集するためのデータ収集シーケンスと、前記音を発生させるための傾斜磁場のパルス列とを含む。また、好適には、前記パルス列は、被検体の自由呼吸期間を知らせる時間帯に印加するようにできる。
このように、被検者に間欠息止めのタイミングを傾斜磁場の印加に伴う音で知らせるようにすることで、スピーカなどの格別な告知機構を新たに装備することなく、撮影用の一連のパルスシーケンスを実行する中で、オペレータの介添え無くして、被検者に息止めのタイミングを知らせることができる。傾斜磁場印加に伴う音の大きさ、数、およびその間隔を調整可能とし、とくに、撮影前に調べた被検者の自然状態での呼吸テンポに合わせて調整可能にすることが望ましい。オペレータの操作上の労力が少なくなることは勿論のこと、被検者は確実に間欠的な息止めタイミングを知ることができる。これにより、呼吸性の動きに起因したアーチファクトを大幅に減少可能になる。
本実施形態のＭＲＩ装置のホスト計算機６およびシーケンサ５は、図５に示すパルスシーケンス（間欠息止めシーケンスを含む）を実施する。同図に示すように、シーケンサ５はＲ波に同期したトリガーパルス（図示せず）が入力すると、これに応答して所定の待機時間の間に息止めを催促するパルス列ＢＨstartの印加を指令する。このパルス列ＢＨstartは、例えばＢ1〜Ｂ4の４個のパルスから成る。各パルスＢ1（〜Ｂ4）は、所定デューティ比Ｔdutyの矩形パルスをＮcycle繰り返すパルス波形を有し、このパルスがＢ1〜Ｂ4がｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、またはｚコイル３ｚからＸ軸方向、Ｙ軸方向、またはＺ軸方向の傾斜磁場パルスＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚとして印加される。
【００９８】
この傾斜磁場パルスの印加により、ｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、ｚコイル３ｚを保持しているガントリの構造体にパルス状の電磁力に拠る応力が加わる。この力は音響となって発生する。例えば、ガントリ内の患者には例えば「プ、プ、プ、プ」といった４個の間欠音が聞こえる。この音響の音量は傾斜磁場強度の調節で、音色はデューティ比Ｔdutyの調節で自在に制御できる。
【００９９】
この息止め催促音「プ、プ、プ、プ」の後には、直ちに、第１の実施形態と同一に設定されたパルスシーケンスＳＱpre およびＳＱima が実行され、１心拍が終了する。
【０１００】
そこで、約束事として、患者には「プ、プ、プ、プ」の音色の音が聞こえたら、直ちに息を１秒位（少しの間）止めて下さい。そして、音がしなくなったら息をして下さい。」と依頼しておく。特に、３Ｄ法の撮影には息止めタイミングがずれないようにすることが重要であるから、撮影前の適宜なときに、図５に示す間欠息止めシーケンスを含むパルスシーケンスで、この息止めを練習しておくことが望ましい。
【０１０１】
これにより、患者は遅くとも「プ、プ、プ、プ」と続く複数個の催促音の間に息止めを開始でき、その息止めの状態を少し保つ。上手にできる患者または上手にできるときは、最初の催促音「プ」または前半の数個の催促音で息止めを開始できる。遅くとも、全部の催促音「プ、プ、プ、プ」の間に息止めを開始できる。そして、「少しの間の息止め」が実施される。この間に、事前シーケンスＳＱpre およびデータ収集シーケンスＳＱima が自動的に且つ迅速に実行される。この２つの連続するシーケンスＳＱpre 、ＳＱima の期間中も、催促音「プ、プ、プ、プ」とは音色の異なる音響が聞こえる。患者はこの一連の音が聞こえなくなったら、息をする。実際には、催促音「プ、プ、プ、プ」の間に１秒位息止めをすれば用が足りることになる。息をしながら数拍経過すると、再び、催促音「プ、プ、プ、プ」が聞こえるから、上述した息止めを繰り返す。
【０１０２】
これにより、数心拍置きのＥＣＧ同期に殆ど完全にマッチした間欠的な息止めを実施できる。間欠的であるため、データ収集期間が多少長くても、楽に息止めできる。従って、呼吸性の体動に因るアーチファクトを防止できる。この間欠息止めに際し、特別に付加するハードウエアは必要無く、既存のもので足りるから実施が容易である。また、制御用コンピュータの指令に基づく音声出力による息止め指令などと異なり、撮影のパルスシーケンスとの同期を格別に意識した処理をする必要が無く、ソフトウエア処理の面でも容易に実施できる。このように、３Ｄ法のＥＣＧ同期撮影に好適な、従来には無い画期的な間欠息止め法を実施する機能を備えたＭＲＩ装置を提供することができる。当然に、第１の実施形態において得られた高速ＳＥ法に基づく様々な効果も併せて得ることができる。
【０１０３】
第３の実施の形態
本発明の第３の実施形態を図６に基づき説明する。この実施形態の係るＭＲＩ装置は、上述した間欠息止め法の別の構成に関する。
【０１０４】
本実施形態のＭＲＩ装置のホスト計算機６およびシーケンサ５は、図６に示すパルスシーケンス（間欠息止めシーケンスを含む）を実施する。同図に示すように、シーケンサ５はＲ波に同期したトリガーパルス（図示せず）が入力すると、その所定時間Ｔｘ後に、自由呼吸期間を知らせ、且つ、息止めを準備させるためのパルス列ＢＨtempo の印加を指令する。このパルス列ＢＨtempo は、例えばＣ1 〜Ｃ7 の７個のパルスから成り、ＴＲ時間内のデータ収集をしない空いている数心拍期間に渡り印加される。各パルスＣ1 （〜Ｃ7 ）は、所定デューティ比Ｔdutyの矩形パルスをＮcycle 繰り返すパルス波形を有し、このパルスがＣ1 〜Ｃ7 がｘコイル３ｘ、ｙコイル３ｙ、および／またはｚコイル３ｚからＸ軸方向、Ｙ軸方向、および／またはＺ軸方向の傾斜磁場パルスＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚとして印加される。
【０１０５】
この傾斜磁場パルスの印加により、前述と同様に、ガントリから音響が発生する。例えば、ガントリ内の患者には例えば「プ、プ、プ、…、プ」といった７個の間欠音が息止め準備音として聞こえる。この音響の音量は傾斜磁場強度の調節で、音色はデューティ比Ｔdutyの調節で自在に制御できる。
【０１０６】
この息止め準備音「プ、プ、プ、…、プ」の後には、所定期間Ｔstart だけ待機した後、第１の実施形態と同一に設定されたパルスシーケンスＳＱpre およびＳＱima が実行される。所定期間Ｔstart は、撮影のためのＲ波からの所定の待機時間Ｔｗと若干の余裕時間Ｔαとで形成される。
【０１０７】
そこで、約束事として、患者には「プ、プ、プ、…、プ」の音色の音が聞こえなくなったら、直ちに息を２秒位（少しの間）止め、何の音もしなくなったら息をして下さい。」と依頼しておく。この場合も第２の実施形態のときと同様に、撮影前に、図６に示す間欠息止めシーケンスを含むパルスシーケンスで、この息止めを練習しておくことが望ましい。
【０１０８】
これにより、患者は「プ、プ、プ、…、プ」の息止め準備音と共に呼吸を整えることができ、この一連の準備音が終わった後の所定期間Ｔstart の間に息どめを２秒位保持することできる。撮影パルスシーケンスＳＱpre 、ＳＱima が終わると音が止むから、患者は再び息をすることができる。以下、「プ、プ、プ、…、プ」の息止め準備音の度に同様の息止めを繰り返す。
【０１０９】
したがって、本実施形態のＭＲＩ装置によっても、第２の実施形態と同一または同様の作用効果を得ることができる。加えて、間欠息止めの手法のバリエーションを広げることができ、患者が第２または第３のいずれの間欠息止めが適しているか（やり易いか）を練習などを通して見極めることで、さらに３Ｄ法のＥＣＧ同期撮影における息止めの確実化を図ることができる。
【０１１０】
前述した第２、３の実施形態では、ＭＴパルス列やＣＨＥＳＳパルスを印加する事前シーケンスを伴うパルスシーケンスに間欠息止め法を適用することを特徴としたが、これらの実施形態で実施する間欠息止め法は、３Ｄ撮影の他のパルスシーケンスに適用することも勿論可能である。
【０１１１】
第４の実施形態
続いて、本発明に係る間欠息止め法の１つの実施形態を図７〜８に基づき説明する。
【０１１２】
この実施形態では、３次元（３Ｄ）のＳＰＥＥＤ（Swap Phase Encode Extended Data）法と呼ばれる撮影を実施し、このＳＰＥＥＤ法に本発明の間欠息止め法を適用する。
例えば、３Ｄ撮影におけるスライスエンコード毎の繰り返し時間ＴＲの周期内にて、ＭＲ信号収集後の期間を自由に呼吸をする自由呼時間帯とし、この時間帯は上記音を発生させる。この音のパターンを予め被検者に知らせておくことが望ましい。最後の音を目安として、次の息止めを行ってもらうようにする。またダイナミック撮影において造影前と造影後で数回撮影するような場合には、自由呼吸の時間帯を傾斜磁場印加に伴う音で知らせる。これにより、被検者は音という分かり易い指示媒体を通して、また、一定間隔で鳴る音のリズムに乗って（呼吸を合わせて）次の息止めを準備できるため、間欠息止めを確実に実行可能になる。さらに、自動音声を併用することもでき、その場合にもかかる音の数が役に立つので、被検者の間欠息止めが容易になる。
【０１１３】
このＳＰＥＥＤ法は、例えば論文「JMRI, Miyazaki.m.et al., 98 March/April 」で報告されているように、位相方向を変えてデータ収集する２Ｄや３Ｄの撮像法である。３ＤのＳＰＥＥＤ法による撮像のときには、スライスエンコード方向は固定した状態で、位相エンコード方向を変えて複数回、画像データを収集することを特徴とする。そして、画像データを処理する段階で、位相エンコード方向の組毎に３次元原データを画像再構成し、複数組の３次元画像データを相互に、画素毎に合成して最終的な１組の３次元画像データに生成する。
【０１１４】
ここでは、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複数回のスキャンが実行される。図７に、ホスト計算機６およびシーケンサ５によって指令されるスキャンの概要を示す。
【０１１５】
このスキャンでは、位相エンコード方向を変えるＳＰＥＥＤ法に加えて、心電同期法および間欠息止め法が採用されている。心電同期の同期タイミングを決める遅延時間ＴD は、データ収集期間が最適な時間帯となるように事前に適宜に設定されている。
【０１１６】
例えば、図８（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、ＲＬse1 ，ＨＦse1 ，ＲＬse2 ，ＨＦse2 ，…，ＲＬsen ，ＨＦsen の順序で各回のスキャンが２ｎ回（ｎは２以上の整数）、例えば「Fast Asymmetric ＳＥ」法で実施される。スキャンＲＬseまたはＨＦseは、ボリューム領域の３次元生データを提供する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心電同期のシングルスキャンを表す。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８（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）について第１、第２の心電同期スキャンが実施され、この２回の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る。
【０１１７】
このように胸腹部などを撮影する場合、呼吸性のアーチファクトを防止する観点から息止めは必須である。しかし、３次元撮影では、全体の撮像時間は長くなるので、１回の息止めは困難である。このため息止めは間欠的に実施される。しかも、この間欠息止め法は、息止め期間Ｔbhと自由呼吸期間Ｔsp（データ収集期間）の切り分けタイミングを傾斜磁場印加に伴う音で被験者に知らせる、ことを特徴としている。
【０１１８】
この切り分けのタイミングとして、例えば、図７の場合、スキャンＲＬｓｅ１とＨＦｓｅ１とを１組とし、この１組のスキャンを続ける間を息止め期間Ｔbhとする。そして、次のデータ収集までの空き期間（例えば、同図の場合、スキャンＨＦｓｅ１とＲＬｓｅ２との間の期間）を自由呼吸期間Ｔspとして、この呼吸期間Ｔspを傾斜磁場印加による息止め準備音で被験者に知らせる。この息止め準備音は、前述の実施形態と同様に、Ｘ軸、Ｙ軸、および／またはＺ軸方向に音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdを印加することで発生させる。このパルス列Ｇsd，…，Ｇsdに拠る息止め準備音は、例えば、「ピッ、ピッ、ピッ、…、ピッ」といった一定間隔で断続的に鳴る音である。
【０１１９】
息止め準備音の大きさや音色は、傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdの各パルス波形のパラメータを調整することで適宜に制御される。また、息止め準備音の間隔、すなわち自由呼吸期間Ｔspの間に発生する印加音の数は、被験者の自然体での呼吸間隔（呼吸ペース）を事前にチェックしておいて、その呼吸間隔に合わせることが特に望ましい。
【０１２０】
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た３次元生データの１組で、また位相エンコード方向が上下方向に設定された３次元生データの別の１組でそれぞれ個別に実施される。再構成された両方の３次元画像データは画素毎に合成されて１組の３次元画像データに生成される。例えば、各スライスエンコード毎に、位相エンコード方向の異なる２フレームのデータ間のＭＩＰ処理がなされ、最終的な３次元のＭＲＡデータに生成される。この合成処理は、画素毎の加算処理や加算平均処理であってもよい。
【０１２１】
このように本実施形態によれば、心電同期スキャンを行うときの同期タイミング（上述した遅延時間ＴD ）が予め最適化されるので、診断部位を流れる血流などのエンティティが発生するエコー信号が最も高くなる状態でスキャンが実施される。血流速度が相対的に遅くなったり、フローボイド現象に因ってエコー信号の強度が相対的に低下または殆ど零となる状態を確実に回避できる。最適化された同期タイミングで安定した、高描出能のＭＲＡ像を提供することができる。また高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使用すると、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。
【０１２２】
また、本実施形態によれば、位相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。この合成画像は位相エンコード方向の変更に拠って、とくに、Ｔ2 時間の短めな血流の描出能に優れている。この理由は、位相エンコード方向の画素値の強調（ぼけ）の効果を積極的に利用し、この強調効果を得た画像を複数枚合成することにある。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がない。血流の方向性の情報確保に優れ、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。
【０１２３】
さらに、本実施形態の間欠息止め法によれば、傾斜磁場パルスの印加に伴う音により息止め期間／自由呼吸期間を被験者に知らせるので、以下のように種々の利点が得られる。
【０１２４】
第１に、撮影用に使用するパルスシーケンスに、音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdを付加するだけで済むから、ハード的に格別な装備を必要とせず、また音発生制御の処理も容易である。とくに、撮影用のパルスシーケンスやＥＣＧ信号との同期を容易にとることができる。
【０１２５】
第２に、音発生用の傾斜磁場パルス列Ｇsd，…，Ｇsdのパラメータを制御して、息止め準備音の音色、強さ、間隔（数）などを容易に調整できる。とくに事前に、被験者の自然呼吸ペースに合わせた間隔音に設定しておくことができ、その場合、呼吸のペースを確保し易く、また、自由呼吸期間の次に来る息止め期間の開始タイミングを把握し易くなる。つまり、自由呼吸期間では「ピッ、ピッ、ピッ、…、ピッ」の息止め準備音に合わせて呼吸をしておいて、予め知らされている最後の数（または、それまでとは異なる音色の音）の音と共に息止めに入ることができる。このように、被験者にとって単純で分かり易い音の指示で息止めを準備できるので、息止め開始の目安が立て易く、息止め期間に確実にかつ容易に入ることができる。
【０１２６】
この息止めの確実化によって、当然に、呼吸性の体動に拠るアーチファクトを減らすことができる。
【０１２７】
一方、自動音声を併用する場合でも、息止め準備音の数で自由呼吸期間（すなわち、息止め開始タイミング）を知らせることができるので、被験者にとって間欠息止めが容易になる。
【０１２８】
第３に、オペレータの息止め指令に関わる労力が著しく軽減し、操作能率や装置の運用能率の向上に寄与するとともに、間欠息止めがうまくいかないことに起因した撮影のやり直しが少なくなり、患者スループットの改善される。
【０１２９】
第５の実施形態
本発明に係る間欠息止め法の別の実施形態を図９に基づき説明する。
【０１３０】
この実施形態では、３Ｄ−ＭＲＣＰ（MR cholangiopancreatography ）のように３次元データを収集する撮影に、本発明の間欠息止め法を組み込んだ手法を提供する。この３次元撮影のときもスキャン時間が長くなるため、間欠的に息止めが必要である。とくに、Ｔ２の長いエンティティを描出するには、繰り返し時間を長く設定する必要があるので、１回の息止め期間の間に撮影することは困難である。
【０１３１】
そこで、図９に示す如く、スライスエンコード量ＳＥを変える度に、息止め期間Ｔbhと自由呼吸期間Ｔspとを繰り返させるものである。データ収集のためのパルスシーケンスを印加しているとき（息止め期間Ｔbh）以外の時間帯を自由呼吸期間Ｔspとし、この間欠的な期間Ｔspを、傾斜磁場パルスＧsd，…，Ｇsdの印加に拠る息止め準備音により被験者に知らせる。つまり、スライスエンコードＳＥ１のときのデータ収集期間を息止め期間Ｔbhにし、次のスライスエンコードＳＥ２までの繰り返し時間ＴＲ内の残りの時間帯を自由呼吸期間Ｔspとし、以下同様に繰り返す。
【０１３２】
傾斜磁場パルスＧsd，…，Ｇsdの印加に拠る息止め準備音の制御は、第４の実施形態のときと同様である。この制御は、撮影のためのパルスシーケンスと一緒に、ホスト計算機６およびシーケンサ５により実行される。
【０１３３】
このように間欠的に息止めして得た各スライスエンコード量に対応して収集した原データを１組として、演算ユニット１０は、これに３次元フーリエ変換を施して３次元画像データを得る。
【０１３４】
したがって、この実施形態によっても、前述した第４の実施形態のものと同等の作用効果を得ることができる。
【０１３５】
ところで、上述した第４、第５の実施形態では、ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を目的としていたが、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、本発明に係る撮影を好適に実施できる。
【０１３６】
また、本発明に係る間欠息止め法を適用できる撮影法は、これまでの実施形態で説明したものに限定されることはなく、ほかの多くの撮影にも同様に実施できる。例えば、ダイナミック撮影の場合、造影前と造影後で数回撮影することが要求されることが多いが、このときも自由呼吸の期間（つまり、息止め開始のタイミング）を前述した傾斜磁場パルスの印加に伴う準備音で被検者に知らせて間欠息止めを実施できる。また、segmented FFE 法による心臓撮影など、断続的な撮影を行う撮影法に、本発明の間欠息止め法を実施することができる。
【０１３７】
【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、非侵襲性の特性を生かして非造影のＭＲＡ画像を得ることができ、患者への精神的・体力的負担を著しく軽減させることができる。
【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の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図３】第１の実施形態に係るパルスシーケンスの詳細例を示す部分シーケンス図。
【図４】第１の実施形態の撮影領域を示す模式図。
【図５】第２の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図６】第３の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【図７】第４の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を画像処理の工程とともに示す図。
【図８】第４の実施形態の撮影領域を示す模式図。
【図９】第５の実施形態に係るパルスシーケンスの概要を示す図。
【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
１４ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
Claims (29)
- 被検体の心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて所定スライスエンコード量分のエコーデータを収集する動作を複数心拍毎に繰り返す３次元スキャンを行なうスキャン手段と、
前記３次元スキャンにより得られたエコー信号に基づいて、ＭＲ造影剤を用いない前記被検体の関心領域の３次元血管画像を生成する画像化手段と、
を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記被検体のスピンにＭＴ効果を起こさせるＭＴパルスを印加する事前シーケンスと、
この事前シーケンスの後に実行され且つ励起ＲＦ磁場に拠る１回のスピン励起に対して複数個のエコー信号を発生させるＳＥ系のデータ収集シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する手段とを備え、
前記画像化手段は、前記パルスシーケンスの実行に伴い発生する前記複数個のエコー信号を収集して画像化する手段であるＭＲＩ装置。 - 請求項２記載の発明において、前記ＭＴパルスはパルス列を成す複数個のＭＴパルスから成り、この複数個のＭＴパルスの個数、その各ＭＴパルスに与えるフリップ角、およびその各ＭＴパルスに与えるオフ・レゾナンス周波数のパラメータの内、少なくとも１つのパラメータを変更可能であるＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記事前シーケンスは、前記ＭＴパルスの後に印加され且つ前記被検体の脂肪からのエコー信号の収集を抑制する脂肪抑制パルスを含むＭＲＩ装置。
- 請求項４記載の発明において、前記事前シーケンスは、前記脂肪抑制パルスの後に印加され且つスピンの位相をディフェーズする傾斜磁場スポイラを含むＭＲＩ装置。
- 請求項４記載の発明において、前記ＭＴパルスおよび脂肪抑制パルスを形成するＲＦパルスの少なくとも一方は、スライス選択的またはスライス非選択的に印加されるＭＲＩ装置。
- 請求項４記載の発明において、前記ＭＴパルスおよび脂肪抑制パルスを形成するＲＦパルスの少なくとも一方は、画像化範囲を考慮したスライス用傾斜磁場とともに印加するＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記被検体のＥＣＧ信号に同期して前記パルスシーケンスを開始させるＥＣＧ同期手段と、前記被検体に前記ＥＣＧ信号に従う間欠的な息止めを指令する息止め指令手段とを備えるＭＲＩ装置。
- 請求項８記載の発明において、前記息止め指令手段は、前記パルスシーケンスに時系列的に組み込まれるとともに傾斜磁場の印加に伴う音を発生させる音発生用パルスを傾斜磁場コイルに与える手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項９記載の発明において、前記ＥＣＧ同期手段は、前記ＥＣＧ信号内の参照波のタイミングから所定遅延時間の後に前記パルスシーケンスを開始させるように構成した手段であり、前記息止め指令手段は、前記音発生用パルスを前記遅延時間の間に印加するように構成した手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項９記載の発明において、前記ＥＣＧ同期手段は、前記ＥＣＧ信号内の参照波から所定遅延時間の後に前記パルスシーケンスを開始させるように構成した手段であり、前記息止め指令手段は、間欠的に実行する２つの前記パルスシーケンスの合間であって前記ＥＣＧ信号内の参照波のタイミングから算出した時間帯に前記音発生用パルスを印加するように構成した手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項９記載の発明において、前記息止め指令手段は、前記傾斜磁場の印加に伴う音と、コンピュータ合成した音声信号、視覚信号などその他の媒体によるメーセージとを併用して間欠的な息止めを指令するように構成したＭＲＩ装置。
- 請求項９記載の発明において、前記息止め指令手段は、前記傾斜磁場のパルスのスイッチング周波数、その傾斜磁場の印加強度、その傾斜磁場のスイッチング継続時間、およびその傾斜磁場の印加個数の各パラメータの内、少なくとも１つのパラメータを変更可能な手段であるＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記データ収集シーケンスは、ハーフフーリエ法を用いた高速ＳＥ法に従うパルス列で形成されているＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記ＳＥ系のデータ収集シーケンスは複数個のリフォーカスＲＦパルスを含み、このリフォーカスＲＦパルス間の時間間隔は６ｍｓ以下の値に設定されているＭＲＩ装置。
- 請求項２記載の発明において、前記ＳＥ系のデータ収集シーケンスは、ＲＦパルスによるエコー間隔を８ｍｓ以下の値に設定されているＭＲＩ装置。
- 請求項１記載の発明において、
前記スキャン手段の３次元スキャンは、前記被検体の脂肪からのエコー信号を抑制する脂肪抑制パルスの後に実行されるように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項１記載の発明において、
前記スキャン手段の３次元スキャンは、スピン位相分散用の傾斜磁場スポイラを含むパルスシーケンスであるＭＲＩ装置。 - 請求項１記載の発明において、
前記スキャン手段の３次元スキャンは、遅延時間に対してｋ空間の中心付近から撮影開始を行なうように構成した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、ＥＣＧ同期に対する遅延時間を任意の値に設定するＭＲＩ装置。 - 請求項１記載の発明において、
前記画像化手段は、位相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合成画像を得るように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項１記載の発明において、
前記画像化手段は、前記３次元画像のデータから最大値投影処理を実施する構成とした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、前記所定スライスエンコード量分のエコーデータを、励起ＲＦ磁場に拠る１回のスピン励起に対して複数個のエコー信号を発生させるＳＥ系のデータ収集シーケンスで収集するように構成した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、１回の励起パルスの印加後にリフォーカスパルスを複数個印加して複数個のエコー信号を発生させる動作を、１スライスエンコード量毎に行うように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項２３または２４記載の発明において、
前記スキャン手段は、前記所定スライスエンコード量分のエコーデータを、ハーフフーリエ法を用いたＳＥ系のデータ収集シーケンスで収集するように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項２３または２４記載の発明において、
前記複数個のエコー信号の間隔は、８ｍｓ以下の値に設定されるように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項２３または２４記載の発明において、
前記複数個のエコー信号の間隔は、５ｍｓ以下の値に設定されるように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項１、２３、２４および２５のいずれか１項に記載の発明において、
前記スキャン手段は、１スライスエンコード分のエコーデータを１心拍内に収集するように構成したＭＲＩ装置。 - 請求項１、２３、２４、２５および２８のいずれか１項に記載の発明において、
前記スキャン手段は、各所定スライスエンコードにおいて前記遅延の時間でｋ空間の中 心付近からデータ収集を開始するように構成したＭＲＩ装置。
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