JP4257127B2 - 磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

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た磁気共鳴撮像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）方法および磁気共鳴撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は一般に，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信号に基づいて画像を再構成したり，スペクトルデータを得る装置である。ＭＲＩ装置で周波数エンコーディングと位相エンコーディングを用いる標準的な方法によって二次元フーリエ変換画像（ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：２ＤＦＴ）を得る際には，周波数エンコード方向と位相エンコード方向でのデータ収集（サンプリング）に掛かる時間に差が生じる。周波数エンコード方向には，１回のエコー中（例えば，４〜２５ｍｓｅｃ）に２５６の信号が収集できる。一方，位相エンコード方向では１回の収集を行うのに約数秒から数分を要する。これはフーリエ変換を行うのに必要な完全なデータを得るにはｋ空間（ｋ−ｓｐａｃｅ）のすべてのラインが充填されなければならないためである。なお，本明細書中，フーリエ変換画像のことを単に画像という。
【０００３】
ところで，ほとんどの肉体的な体動（例えば呼吸運動，嚥下運動，心拍動など）は１００ｍｓｅｃ〜数ｓｅｃで行われる。これらは周波数エンコード方向の収集間隔よりゆっくりした動きなので，周波数エンコード方向は局所的にわずかなぼやけを生じる程度にとどまる。それに対して位相エンコード方向の収集間隔は，一般にほとんどの体動に要する時間と同程度かそれより長いため，位相エンコード方向での体動のアーチファクトはより顕著になる。例えば，周波数エンコード方向×位相エンコード方向＝２５６×２５６のＭＲ信号を収集（走査）するとした場合，フーリエ変換を行うのに必要な完全なデータを得るにはｋ空間のすべてのラインが充填されなければならず，１回の収集を行うのにおよそ数秒から数分を要する。このような状況では，肉体的な体動が行われる部位の走査を適切に行うことができない。
【０００４】
このような状況を改善する走査法として，（１）ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法，（２）同期法（ｇａｔｉｎｇ）などが知られている（例えば，非特許文献１参照。）。（１）ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法はｋ空間をＮｙｑｕｉｓｔの定理で要求されるサンプル密度以下の密度でサンプリングすることで撮像時間を短縮し，これによって動きのアーチファクトを減少させる手段である。（２）同期法（ｇａｔｉｎｇ）は周期的な動きをする対象について，その周期におけるある位相の画像のサンプリングを，周期的な動きと同期させて複数周期に亘って行うことで，この周期的な動きによるアーチファクトを除去する手段である。以下に簡潔に説明する。
【０００５】
（１）ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法
ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法は，撮像対象のＦＯＶの中心の一部分の画像を高時間分解能で撮像するのに用いられる走査法であり，部分ＦＯＶ法（ｐａｒｔｉａｌ−ＦＯＶ法）とも称される。ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法では，撮像対象の視野をＦＯＶ_Ｌ（例えば，２５６），ＦＯＶの中心の一部分の走査対象の視野をＦＯＶ_Ｓ（＜ＦＯＶ_Ｌ，例えば１２）とするとき，ＦＯＶの中心の対象の高時間分解能での画像化を目的とした走査においては，位相エンコード方向の走査間隔（Δｋｙ）＝１／ＦＯＶ_Ｓにて走査を行う走査法である。これにより，位相エンコード方向の走査間隔（Δｋｙ）＝１／ＦＯＶ_Ｌにて走査を行うときに比べて，実質的に走査時間をＦＯＶ_Ｓ／ＦＯＶ_Ｌ（例えば，１２／２５６）にすることができ，撮像対象のＦＯＶの中心の対象を高時間分解能で撮像することができる。
【０００６】
このようなｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法によれば，撮像対象のＦＯＶの中心の対象の画像化については，走査時間を短縮することができる。ただしこの場合には，一定の手順で外形部分を引いたりして再構成しないと，アーチファクトが出てしまう。すなわち，位相エンコード方向の走査間隔（Δｋｙ）＝１／ＦＯＶ_Ｓでサンプリングしたデータをそのままフーリエ変換すると，「折り返しアーチファクト（ｗｒａｐ−ａｒｏｕｎｄ ａｒｔｉｆａｃｔ）」が生じる。そこで，一定の手順で外形部分を引いて再構成し，アーチファクトの消去を行う。なお，位相エンコード方向を，全体のＦＯＶからＮｙｑｕｉｓｔの定理によって要請されるサンプリング密度よりも低いサンプリング密度でサンプリングする走査方法を部分ＦＯＶ法（ｐａｒｔｉａｌ−ＦＯＶ法／ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法）と称することもあり，また，部分ＦＯＶ法とそれに引き続く一連の再構成法をまとめて，部分ＦＯＶ法（ｐａｒｔｉａｌ−ＦＯＶ法／ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法）と称することもある。
【０００７】
（２）同期法（ｇａｔｉｎｇ）
同期法（ｇａｔｉｎｇ）は，心電図や光電気パルスセンサを使い，画像データの収集をトリガして，動きによるアーチファクトを最小限にする技法である。すなわち，データ収集を生体の動きと同期させて同位相におけるデータを複数周期に亘って取得し，それらを集めたデータから画像を再構成することで，周期的動きによるアーチファクトを除去する手法である。同期法は，像の変化が周期的である部位，例えば心大血管や胸郭の動きにより発生するアーチファクトを抑制するのに有用である。
【０００８】
【非特許文献１】
ＭＲＩ「超」講義 著 アレン・Ｄ・エルスター，メディカル・サイエンス・インターナショナル発行
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
ところで，ＭＲＩ装置を用いて動いている対象を撮像する場合に，動きによるアーチファクトを除去する最も直截な方法は，撮像時間の短縮である。単にこれを実現するためであれば，上述のｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法による撮像時間の短縮で対処可能であるように思われる。しかし，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法は，外形部分が動かないという前提が必要であり，かつ外形部分の画像を得る手段が別個必要になるという点で，必ずしも有用ではない。例えば，被検体の心臓の弁の撮像を行う場合，この外形部分である心臓が動いており，この部分の画像を有効に得る手段がないため，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法によって心臓の弁を描出することはできない。
【００１０】
一方，上述の同期法（ｇａｔｉｎｇ）では広範囲の撮像を行うことも可能であるが，動きが周期的であるという前提が必要である。例えば，心臓の弁を撮像する場合，弁の動きは乱流の影響によって各心拍ごとに一定ではない（ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎ）。被検体が心臓の疾患を伴っているような場合は，このｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎが特に顕著である。このため，同期法で心臓の弁を撮像すると，各心拍ごとの位置が平均化されて弁がボケてしまい，弁の時間的な動きを追うことことはできない。同期法においては，ある位相のデータを複数周期に亘ってサンプリングするため，時間分解能は，見かけのものに過ぎないからである。このように像の変化が非周期的である走査対象の撮像には，同期法を採用することは適切ではない。
【００１１】
本発明は，従来の磁気共鳴撮像方法が有する上記問題点に鑑みてなされたものであり，本発明の目的は，非周期的動きをする対象と，周期的な動きをする対象とが混在するような撮像対象（例えば，心臓）を走査して画像を得るにあたり，非周期的動きをする対象については，撮像時間を短縮して高時間分解能で非周期的な動きを追うことを可能とするとともに，周期的な動きをする対象については，動きによるアーチファクトを除去した高空間分解能を維持した画像を得ることができ，ひいては被検体への負担を軽減することを可能とする，新規かつ改良された磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の観点によれば，上記課題を解決可能な磁気共鳴撮像方法（ＭＲＩ方法）が提供される。本発明の磁気共鳴撮像方法は，以下の各工程を含むことを特徴とする（請求項１）。
▲１▼被検体の撮像対象のうち像の変化が非周期的である第１の部位の画像化を目的として第１の走査法を用いて撮像する第１工程（ステップＳ１）
▲２▼被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的である第２の部位の画像化を目的として第２の走査法を用いて撮像する第２工程（ステップＳ３）
▲３▼第１工程で得られた第１の部位の画像と，第２工程で得られた第２の部位の画像とから，被検体の撮像対象の画像を再構成する第３工程（ステップＳ５）
【００１３】
かかる本発明の方法では，被検体の撮像対象を，非周期的な動きをする撮像対象と，周期的な動きをする撮像対象とに区分して，画像化を目的として別個の走査を行う。そして，それぞれの撮像対象について，適切な走査法にて走査を行うことで，撮像時間の短縮を図りつつ高時間分解能を有する画像を得ることができる。なお，像の変化が周期的であるとは，一定の周期でほぼ同一の像が現れることをいい，像の変化が非周期的であるとは，ほぼ同一の像が一定の周期では現れないことをいう。
【００１４】
そして，第１の部位の画像と第２の部位の画像とを用いて被検体の撮像対象の画像を再構成することによって，被検体の撮像対象全体に関して高空間分解能を有し，非周期的な動きをする部分については高時間分解能を有する画像を得ることができる。
【００１５】
上記本発明において，撮像対象の像の変化に応じて走査を行うタイミングを例えば以下のように定めることができる。すなわち，被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的な第２の部位に着目すると，例えば，まず，第２の部位の第１周期のみにて，第１の部位の画像化を目的として走査（第１工程）を行う。第１工程では，像の変化が非周期的である第１の部位の画像化を目的として走査するため，リアルタイム性が要求されるからである。次いで，第２の部位の第２周期以降の複数の周期において，第２の部位の画像化を目的として走査（第２工程）を行う。第２工程では，第２の部位の像の変化が周期的であるため，複数の周期のデータを利用することにより高空間分解能を維持した画像を得ることを目的とするからである（請求項２）。
【００１６】
被検体の撮像対象のうち像の変化が非周期的である第１の部位の画像化を目的として走査する第１の走査法としては，例えば，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法がある（請求項３）。ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法によれば，撮像時間の短縮化を図ることができるので，像の変化が非周期的な第１の部位であってもリアルタイムに高時間分解能を有する画像を得ることが可能である。
【００１７】
また，被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的である第２の部位を走査する第２の走査法としては，例えば，同期法（ｇａｔｉｎｇ）がある（請求項４）。同期法（ｇａｔｉｎｇ）によれば，像の変化が周期的である撮像対象に適用して高空間分解能を維持した画像を得ることができるので，像の変化が周期的な第２の部位に対する走査法として最も効果的であり，第２の部位の，高空間分解能を有する画像を得ることが可能である。
【００１８】
さらに，上記第２工程は，第２の部位の撮像に際し，周期の同一位相におけるデータを複数周期に亘ってサンプリングしたことによって生じる，第１の部位もしくは第２の部位の像の周期間での時間的変化に起因するアーチファクトを除去する工程（ステップＳ４）を含むようにしてもよい（請求項５）。このアーチファクトの除去には，例えばローパスフィルタなどのフィルタ手段を用いることができる。
【００１９】
以上説明した本発明の磁気共鳴撮像方法は，被検体の心臓（特に，心臓の弁）の検査を行うときに有用である。すなわち，被検体の撮像対象が心臓であり，第１の部位が心臓の弁近傍であり，第２の部位が心臓の外形部分であるときに有用である（請求項６）。ここで，心臓の外形部分とは，心臓の弁（特に，心臓の左右の弁のうち検査対象となる方の弁）近傍以外の心筋，心膜，縦隔，胸郭等の部分をいう。
【００２０】
また，本発明の第２の観点によれば，上記課題を解決可能な磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ装置）が提供される。本発明の磁気共鳴撮像装置は，以下の各構成要素を含むことを特徴とする（請求項７）。
▲１▼被検体の撮像対象のうち像の変化が非周期的である第１の部位の画像化を目的として第１の走査法を用いて撮像する第１走査手段
▲２▼被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的である第２の部位の画像化を目的として第２の走査法を用いて撮像する第２走査手段
▲３▼第１工程で得られた第１の部位の画像と，第２工程で得られた第２の部位の画像とから，被検体の撮像対象の画像を再構成する再構成手段
▲４▼第１走査手段，第２走査手段，および再構成手段を制御する制御手段（１０４）
【００２１】
かかる本発明の磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ装置）によれば，上記優れた効果を有する本発明の第１の観点にかかる磁気共鳴撮像方法（ＭＲＩ方法）を容易に実現可能である。すなわち，上記第１工程を第１走査手段により実現可能であり，上記第２工程を第２走査手段により実現可能であり，上記第３工程を再構成手段により実現可能である。なお例えば，第１，第２走査手段に別個のコイルを用いるなど，それぞれ独立した個別の装置としてもよい（請求項１２）。具体的には，第１の部位（例えば，心臓の弁）を走査する第１の走査手段には心臓カテーテルの先端にコイルをつけたカテーテルコイルを，また，第２の部位（例えば，心臓の外形部分）を走査する第２の走査手段にはサーフェスコイルを用いることができる。あるいは，走査手段として共通する装置構成要素については，第１，第２の走査手段で共用するようにしてもよい。
【００２２】
第１の走査手段による第１の走査法としては，例えば，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法がある（請求項８）。ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法によれば，撮像時間の短縮化を図ることができるので，像の変化が非周期的な第１の部位であってもリアルタイムに高空間分解能を有する画像を得ることが可能である。
【００２３】
また，第２の走査手段による第２の走査法としては，例えば，同期法（ｇａｔｉｎｇ）がある（請求項９）。同期法（ｇａｔｉｎｇ）によれば，像の変化が周期的である撮像対象に適用して高空間分解能を維持した画像を得ることができるので，像の変化が周期的な第２の部位に対する走査法として最も効果的であり，第２の部位の高空間分解能を有する画像を得ることが可能である。
【００２４】
さらに第２の走査手段は，第２の部位の撮像に際し，複数周期に亘ってサンプリングしたことによって生じる，第１の部位もしくは第２の部位の像の時間的変化に起因するアーチファクトを除去する手段（例えばローパスフィルタなど）を備えるようにしてもよい（請求項１０）。
【００２５】
また，制御手段は，ＣＰＵ（中央演算処理），通信手段，記憶手段などを含む汎用のコンピュータを利用することが可能である。この記憶手段には，第１の部位の画像および第２の部位の画像を保持することが可能である（請求項１１）。各工程で得られた画像を保持しておくことができ，それを用いて，被検体の撮像対象の画像を再構成することが容易に行える。
【００２６】
また，本発明の他の観点によれば，コンピュータを，上記制御装置として機能させるためのプログラムと，そのプログラムを記録した，コンピュータにより読み取り可能な記録媒体が提供される。ここで，プログラムはいかなるプログラム言語により記述されていてもよい。また，記録媒体としては，例えば，ＣＤ−ＲＯＭ，ＤＶＤ−ＲＯＭ，フロッピーディスク（ＦＤ：Ｆｌｏｐｐｙ Ｄｉｓｋ）など，プログラムを記録可能な記録媒体として現在一般に用いられている記録媒体，あるいは将来用いられるいかなる記録媒体をも採用することができる。
【００２７】
なお上記において，括弧書きで記した工程（ステップ）および構成要素は，理解を容易にするため，後述の実施形態における対応する工程（ステップ）および構成要素を記したに過ぎず，本発明がこれに限定されるものではない。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下に添付図面を参照しながら，本発明にかかる磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置の好適な実施の形態について詳細に説明する。なお，本明細書および図面において，実質的に同一の機能構成を有する構成要素については，同一の符号を付することにより重複説明を省略する。
【００２９】
まず，本実施の形態にかかる磁気共鳴撮像方法（以下，ＭＲＩ方法という。）を適用可能な磁気共鳴撮像装置（以下，ＭＲＩ装置という。）について説明する。
【００３０】
（ＭＲＩ装置１０１）
図１は，本実施の形態にかかるＭＲＩ装置の概略構成を示す説明図である。
ＭＲＩ装置１０１は，図１に示したように，ガントリー１０２を備え，ガントリー１０２内に例えば１．５Ｔ（テスラ：ｔｅｓｌａ）程度の強力な磁場（磁束密度）を与えて撮像を行う。磁場の発生したガントリー１０２内に被検体１０３を図１に示す左方向もしくは右方向にスライドして移動させることにより，被検体１０３の生体組織を構成する原子核からの情報を取得し少なくとも３次元の断層画像を生成する。なお，上記テスラ（Ｔ）は，ＳＩ単位系で示すと，ニュートン／アンペア−メータ（ｎｅｗｔｏｎ／ａｍｐｅｒｅ−ｍｅｔｅｒ）となる。なお，本実施の形態にかかるＭＲＩ装置１０１は，３次元断層画像を生成する場合を例に挙げて説明するが，かかる例に限定されず，例えば，２次元断層画像を生成する場合，２次元断層画像および３次元断層画像を生成する場合などであっても実施することが可能である。
【００３１】
（制御装置１０４）
制御装置１０４は，少なくともＣＰＵ（中央演算処理部），通信部，記憶部とから構成されており，一般的にはコンピュータである。通信部は，例えば，ＡＤＳＬ（Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｕｂｓｃｒｉｂｅｒ Ｌｉｎｅ），ＩＳＤＮ（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｅｒｖｉｃｅｓ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｎｅｔｗｏｒｋ）などにより通信するためのモデム，ＴＡ（ターミナルアダプタ），ＤＳＵ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｅｒｖｉｃｅ Ｕｎｉｔ）などを例示することができる。
【００３２】
記憶部は，例えば，ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ），ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ），またはＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）などを例示することができる。記憶部には，上記ＭＲＩ装置１０１により生成された画像（イメージ）などを，一時的にあるいは所定期間保持しておくことができる。記憶部に画像を保持しておくことにより，画像の分析や各種画像処理などを容易に行うことができる。
【００３３】
さらに制御装置１０４は，表示部１０６を備える。表示部１０６は，ＣＲＴディスプレイ，液晶ディスプレイなどが例示され，例えば，ＭＲＩ装置１０１により撮像された被検体１０３の断層画像などを表示する。なお，本実施の形態にかかる表示部１０６は，デスクトップ型の場合を例に挙げて説明したが，かかる例に限定されず，例えば，ゴーグル型ディスプレイなどの場合であっても実施可能である。
【００３４】
本実施の形態にかかるＭＲＩ装置１０１は以上のように構成されている。
次いで，ＭＲＩ装置１０１による被検体１０３の撮像について説明する。
【００３５】
本実施の形態において，ＭＲＩ装置１０１が実行可能な走査法には，少なくとも以下のものがある。
（１）ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法
（２）同期法（ｇａｔｉｎｇ）
これら走査法について，図２および図３を参照しながら以下に説明する。
【００３６】
（１）ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法
図２は，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法の説明図である。ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法は，撮像対象のＦＯＶの中心の一部分の画像を高時間分解能で撮像するのに用いられる走査法であり，部分ＦＯＶ法（ｐａｒｔｉａｌ−ＦＯＶ法）とも称される。ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法では，撮像対象の視野をＦＯＶ_Ｌ（例えば，２５６），ＦＯＶの中心の一部分の走査対象の視野をＦＯＶ_Ｓ（＜ＦＯＶ_Ｌ，例えば１２）とするとき，ＦＯＶの中心の対象の高時間分解能での画像化を目的とした走査においては，位相エンコード方向の走査間隔（Δｋｙ）＝１／ＦＯＶ_Ｓにて走査を行う走査法である。これにより，位相エンコード方向の走査間隔（Δｋｙ）＝１／ＦＯＶ_Ｌにて走査を行うときに比べて，実質的に走査時間をＦＯＶ_Ｓ／ＦＯＶ_Ｌ（例えば，１２／２５６）にすることができ，撮像対象のＦＯＶの中心の対象を高時間分解能で撮像することができる。
【００３７】
このようなｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法によれば，位相エンコード方向を一定の間隔で走査することにより，走査時間を短縮することができる。ただしこの場合には，一定の手順で外形部分を引いたりして再構成しないと，アーチファクトが出てしまう。すなわち，普通に周波数エンコード方向に沿ってサンプリング（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ Ｓａｍｐｌｉｎｇ）すると「折り返しアーチファクト（ｗｒａｐ−ａｒｏｕｎｄ ａｒｔｉｆａｃｔ）」が生じる。
【００３８】
折り返しアーチファクト（ｗｒａｐ−ａｒｏｕｎｄ ａｒｔｉｆａｃｔ）は，別名ａｌｉａｓｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔともいい，撮像対象が設定した撮像視野（ＦＯＶ）よりも大きいときに起こる。この折り返しアーチファクトを排除する最も単純な方法は，その方向において撮像対象が完全に入る大きさまでＦＯＶを大きくすることである。しかし，この解決法には，ＦＯＶを大きくすれば空間分解能が低下するという短所が伴い，空間分解能を保つには位相エンコードのステップ数を増やさなければならない。すなわち，折り返しアーチファクトを排除すると結果的に撮像時間が延長することになる。
【００３９】
そこで，別の方法で得た既知の外形部分のデータを，ｋ空間上で差し引くことで，この折れ返しアーチファクトを除去した中心部分の画像を得ることができる。外形部分を引くことによって，仮想的に，撮像対象がＦＯＶ_Ｓ内のみにある状況を作り出すことができるからである。なお，位相エンコード方向を一定の間隔で走査することのみを部分ＦＯＶ法（ｐａｒｔｉａｌ−ＦＯＶ法）と称し，部分ＦＯＶとそれに引き続く一連の再構成法をまとめて，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法と称することもある。
【００４０】
このように，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法では，ｋ空間のサンプリング密度を下げることにより，走査時間の短縮を図るものである。走査時間は，サンプリング密度により左右されるが，例えば２５６×２５６の画像の撮像に２秒かかる場合（ＴＲ＝８ｍｓ）に，２５６×１６の中心部のみの画像化を目的として走査した場合は，１２８ｍｓでこれを撮像するできる。これにより，例えば１分間に６０回程度の心拍を行う心臓のうち非周期的な動きをする弁近傍などの部位であっても，１２８ｍｓという高時間分解能を有する画像を得ることができる。また，心臓の外形分を得た上で連続して撮像を行えば，リアルタイムの撮像も可能となる。
【００４１】
（２）同期法（ｇａｔｉｎｇ）
図３は，同期法（ｇａｔｉｎｇ）の説明図である。
同期法（ｇａｔｉｎｇ）は，心電図や光電気パルスセンサを使い，画像データの収集をトリガして，生体の動きと同期させて同位相のデータを複数周期に亘って取得し，動きによるアーチファクトを最小限にする技法である。さらに例えば，同位相の複数セットのデータを平均化することにより像の時間的変化に起因するアーチファクトを除去することも可能である。
【００４２】
図３に示したように，符号▲１▼，▲２▼，▲３▼，・・・のタイミングにおいて走査を行い，画像データを収集する。これら▲１▼，▲２▼，▲３▼，・・・のタイミングにおける走査対象のデータは完全に同一ではないものの，同位相のデータであるため，走査対象の特徴として近似するものである。そこで，▲１▼，▲２▼，▲３▼，・・・のタイミングで走査対象のデータを分けて収集し，これらをこれらのデータを集めることで，その位相の画像を得るのに必要な１セットのデータを得ることができ，像の時間的変化に起因するアーチファクトを除去することが可能である。さらに複数セットのデータを得た上で平均等のローパスフィルタの作用を有する操作を行うことで，像の時間的変化に起因するアーチファクトをさらに除去することも可能である。
【００４３】
このような同期法（ｇａｔｉｎｇ）によれば，像の変化が周期的である部位，例えば心大血管や胸郭の動きにより発生するアーチファクトを抑制するのに有用であり，動きによるアーチファクト（偽像アーチファクト）を最小限にすることができる。
【００４４】
偽像アーチファクト（ｇｈｏｓｔ ａｒｔｉｆａｃｔ）は，ＦＯＶ内の被検体の位置や信号強度が規則的にまたは周期的に変化したり動いたりするとき，位相エンコード方向に必ず起きてくるものである。この偽像アーチファクトの，被検体側の原因としては，動脈血や脳脊髄液の拍動，心拍動，呼吸運動が重要である。これらの偽像アーチファクトは周期的な動きが大きいほど，また動いている臓器の信号強度が高いほど強くなる。心拍動や呼吸の同期法（ｇａｔｉｎｇ）は，心大血管や胸郭の動きにより発生する偽像アーチファクトを抑制するのに有用である。
【００４５】
このように同期法（ｇａｔｉｎｇ）は，心大血管や胸郭の動きにより発生するアーチファクトを抑制するのに有用である。しかしながら，例えば心臓の弁近傍などのように，非周期的な動きをする部位には，この同期法を用いて走査を行うことは適切でないと言える。
【００４６】
以上，本実施の形態にかかるＭＲＩ装置１０１について説明した。
次いで，図４〜図９を参照しながら，上記ＭＲＩ装置１０１を用いた本実施の形態にかかるＭＲＩ方法について説明する。
【００４７】
図１に示したように，上述のＭＲＩ装置１０１に被検体１０３が横たわっている状態にあるものとする。本実施の形態では，被検体１０３の撮像対象として，心臓を撮像する場合について説明する。心臓を，弁近傍の部位とそれ以外の部位（外形部分）とに区分して考えると，心臓の弁近傍は，像の変化が非周期的である。すなわち，心臓の弁の動きは心拍ごとに一定しておらず（ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎ），特に被検体１０３が心臓の疾患を伴っているような場合，このｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎは顕著である。一方，心臓の外形部分は，像の変化が周期的である。すなわち，心臓の外形部分は，一定の周期でほぼ同一の像が現れる。本実施の形態にかかるＭＲＩ方法は，このような像の変化が非周期的である部分と周期的な部分とが混在する部位に適用することが好適である。
【００４８】
図４は，被検体１０３の心臓波形を示す説明図である。
この図４に示した一例では，心臓の拍動を表すパルスが３つ描かれている。心拍数を６０回／分とし，パルス間隔を１秒として説明する。まず，符号Ｔ１で示した第１周期（時間０秒〜１秒）においては，後述するように，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法により心臓の弁近傍の画像化を目的とした走査を行う。次いで，符号Ｔ２で示した第２周期以降（時間２秒〜）においては，後述するように，同期法（ｇａｔｉｎｇ）により心臓の外形部分の画像化を目的としたの走査を行う。以下，順に説明する。
【００４９】
図５は，以下に説明する撮像方法により得られる心臓の全体画像を示す説明図である。この図５に示した画像を得るために，図６に示したステップＳ１〜Ｓ５の各工程を行う。なお，図５および後述の図７〜図９において，説明の便宜上，心臓の弁近傍の枠を符号Ｃで示し，心臓の外形部分を含む全体画像の枠を符号Ｅで示すが，これら枠Ｃ，Ｅは実際の画像に現れるものではない。
【００５０】
図６は，本実施の形態にかかるＭＲＩ方法を示す流れ図である。
以下，図６を参照しながら順に説明する。
【００５１】
（ステップＳ１）弁近傍の撮像
まず，図４に示した心臓波形の第１周期Ｔ１において，被検体１０３の心臓の弁近傍の画像化を目的とした撮像を行う（ステップＳ１）。
ここでの走査法としては，上述のｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法を採用する。すなわち，心臓の弁近傍の部分を測定する場合，弁の動きは心拍ごとに一定しておらず（ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎ），特に被検体１０３が心臓の疾患を伴っているような場合，このｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎは顕著である。そこで，ステップＳ１では，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法を採用する。
【００５２】
（ステップＳ２）弁近傍の画像の再構成
上記ステップＳ１では，ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法を採用しているため，心臓の弁近傍の高時間分解能を有する画像を得ることができる。さらに，本実施の形態では，ｋ空間上で，（ステップＳ３）によって得られたＦＯＶの外形部分のデータを引いて画像を再構成する（ステップＳ２）。図７は，このようなステップＳ１，Ｓ２でのｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法による心臓の弁近傍の撮像画像を示している。このステップＳ１，Ｓ２で得られる画像は，図７に示したように，心臓の弁近傍（枠Ｃの内側領域）は高時間分解能を有し，心臓の外形部分のない画像である。
【００５３】
（ステップＳ３）外形部分の撮像
次いで，図４に示した心臓波形の第２周期以降Ｔ２において，被検体１０３の心臓の外形部分の撮像を行う（ステップＳ３）。
ここでの走査法としては，同期法（ｇａｔｉｎｇ）を採用する。すなわち，心臓の外形部分を走査する場合，外形部分は周期的に拍動している。そこで，同期法（ｇａｔｉｎｇ）を採用することができる。
【００５４】
（ステップＳ５）外形部分の画像のフィルタリング
上記ステップＳ３では，同期法（ｇａｔｉｎｇ）を採用しているため，心臓の高空間分解能を維持した画像を得ることができる。さらに，本実施の形態では，例えばローパスフィルタなどのフィルタ手段を用いて，複数周期に亘ってサンプリングしたことによって生じる，第１の部位もしくは第２の部位の像の時間的変化に起因するアーチファクトを除去することもできる。図８は，このステップＳ３での心臓の外形部分の走査を行った結果得られる撮像画像を示している。このステップＳ３，Ｓ４で得られる画像は，図８に示したように，周期的な動きを有する心臓の外形部分（枠Ｃの外側かつ枠Ｅの内側領域）は高空間分解能を維持し，非周期的な動きを有する心臓の弁部分（枠Ｃの内側領域）は，時間分解能が低いゆえにぼやけた画像となる。
【００５５】
以上の各ステップにおいて，次の２種類の画像を得ることができた。
▲１▼心臓の弁近傍の，高時間分解能を有し，心臓の外形部分のない画像（図７）
▲２▼心臓の外形部分の，高空間分解能を有し，心臓の弁部分は時間分解能が低いゆえにぼやけた画像（図８）
【００５６】
（ステップＳ５）心臓の画像の再構成
本実施の形態では，上記図７および図８に示した２つの画像を利用して，被検体１０３の心臓の画像を再構成する（ステップＳ５）。被検体１０３の心臓の画像の再構成について，図９を参照しながら説明する。
【００５７】
図９（ａ）は，上記図７に示した画像に対応するものであり，心臓の弁近傍は高時間分解能を有し，心臓の外形部分のない画像である。また，図９（ｂ）は，上記図８に示した画像に対応するものであり，高空間分解能を有し，心臓の弁部分は時間分解能が低いゆえにぼやけた画像である。そこで，図９（ａ）の心臓の弁近傍の画像と，図９（ｂ）の心臓の外形部分の画像とを組み合わせることにより，図９（ｃ）に示した心臓全体について高空間分解能を有し，必要な弁の部分については高時間分解能を有する画像を再構成することができる。
【００５８】
以上説明したように，本実施の形態によれば，像の変化が非周期的である弁近傍と，像の変化が周期的である外形部分とが混在する心臓を走査して画像を得るにあたり，心臓全体について高空間分解能を有し，必要な弁の部分については高時間分解能を有する画像を得ることができる。これによって，弁膜症の診断に最も必要な，弁の動きを追うことが可能となる。
【００５９】
さらにまた，本実施の形態を利用して，高空間分解能および高時間分解能を維持した心臓の連続画像を得ることが可能である。すなわち，心臓の弁の動きや心筋の動きを評価するためには，連続画像で動きを追っていく必要がある。この点，本実施の形態によれば，一枚一枚の画像の空間分解能を高い水準に維持したまま，弁の部分については，高い時間分解能を有する画像を得ることが可能である。
【００６０】
以上，添付図面を参照しながら本発明にかかる磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置の好適な実施形態について説明したが，本発明はかかる例に限定されない。当業者であれば，特許請求の範囲に記載された技術的思想の範疇内において各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり，それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
【００６１】
例えば，上記実施形態においては，ＭＲＩ装置は，２次元断層画像を生成する場合を例に挙げて説明したが，かかる例に限定されず，例えば，３次元断層画像を生成する場合，２次元断層画像および３次元断層画像を生成する場合などであっても実施することが可能である。
【００６２】
また，上記実施形態においては，周波数エンコードと位相エンコードとに分けて，デカルト座標上の格子点を直線状にスキャンしてサンプリングする「デカルトサンプリング」について説明したが，本発明はこれに限定されない。例えば，螺旋状にサンプリングする「スパイラルサンプリング」や，放射状にサンプリングする「ラディアルサンプリング」でサンプリングを行う場合であっても，同様に本発明を適用可能である。
【００６３】
また，上記実施の形態においては，まず第１周期Ｔ１にて心臓の弁近傍の走査を行い，次いで第２周期以降Ｔ２において，心臓の外形部分の走査を行う場合について説明したが，本発明はこれに限定されず，Ｔ１，Ｔ２は任意の順序で走査することができる。例えば，まず，心臓の外形部分の走査を行い，このデータを用いて，次いで得られた心臓の弁近傍のデータの再構成を次々と行えば，弁の動きをリアルタイムで追うことができる。
【００６４】
また，心臓の外形部分のサンプリングは，連続した心拍から得る必要はなく，周波数エンコーディングに必要な数のデータが得られればどのようなタイミングでサンプリングしてもよい。
【００６５】
【発明の効果】
以上説明したように，本発明によれば，像の変化が非周期的である第１の部位と，像の変化が周期的である第２の部位とが混在するような被検体の撮像対象（例えば，心臓）を走査し，撮像対象の画像を得るにあたり，それぞれの撮像対象について，適切な走査法にて走査を行うことで，撮像時間の短縮を図りつつ，画像全体について高空間分解能を保ちつつ，ＦＯＶ中心の最も必要な部分については，高時間分解能を有する画像を得ることができ，ひいては被検体への負担を軽減することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩ装置の概略構成の一例を示す説明図である。
【図２】ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法の説明図であり，（ａ）はＦＯＶｓとＦＯＶＬの関係を示し，（ｂ）はΔｋｙ＝１／ＦＯＶｓで走査した状態を示している。
【図３】同期法（ｇａｔｉｎｇ）の説明図である。
【図４】被検体の心臓波形の一例を示す説明図である。
【図５】ＭＲＩ方法により得られる心臓の全体画像の一例を示す説明図である。
【図６】ＭＲＩ方法の一例を示す流れ図である。
【図７】ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法により走査を行って得た画像の一例を示す説明図である。
【図８】同期法（ｇａｔｉｎｇ）により走査を行って得た画像の一例を示す説明図である。
【図９】ｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法による心臓の画像の再構成を示す説明図であり，（ａ）は図７に対応するものであり，（ｂ）は図８に対応するものであり，（ｃ）は図５に対応するものである。
【符号の説明】
１０１ ＭＲＩ装置
１０２ ガントリー
１０３ 被検体
１０４ 制御装置
１０６ 表示部

Claims (6)

1. 被検体の撮像対象を走査して前記撮像対象の画像を得る磁気共鳴撮像装置の作動方法であって、
   前記被検体の撮像対象のうち像の変化が非周期的な小領域である第１の部位については、ｋ空間のサンプリング密度を下げて周期的変化の一周期内で高速走査をして第１の画像を取得し、
   前記被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的である前記第１の部位以外の第２の部位を同期法（ｇａｔｉｎｇ）を適用して周期的変化の複数周期に亘って撮像し、心拍の位相毎に画像を再構成して第２の画像を取得し、
   前記第１の画像と前記第２の画像とから、位相毎にｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法を適用して位相毎の合成画像を取得することを特徴とする磁気共鳴撮像装置の作動方法。
2. 前記第２の画像の取得は、
   前記第２の部位を複数回走査した際に生じる、前記第１の部位または前記第２の部位の像の時間的変化に起因するアーチファクトを除去する工程を含むことを特徴とする、請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置の作動方法。
3. 前記被検体の撮像対象は心臓であり、前記第１の部位は心臓の弁近傍であり、前記第２の部位は心臓の外形部分であることを特徴とする、請求項１または２のいずれかに記載の磁気共鳴撮像装置の作動方法。
4. 被検体の撮像対象を走査し、前記撮像対象の画像を得る磁気共鳴撮像装置であって、
   前記被検体の撮像対象のうち像の変化が非周期的な小領域である第１の部位については、ｋ空間のサンプリング密度を下げて周期的変化の一周期内で高速走査をして第１の画像を取得する第１画像取得手段と、
   前記被検体の撮像対象のうち像の変化が周期的である前記第１の部位以外の第２の部位を同期法（ｇａｔｉｎｇ）を適用して周期的変化の複数周期に亘って撮像し、心拍の位相毎に画像を再構成して第２の画像を取得する第２画像取得手段と、
   前記第１の画像と、前記第２の画像とから、位相毎にｒｅｄｕｃｅｄ−ＦＯＶ法を適用して位相毎の合成画像を取得する合成画像取得手段と、
   前記第１画像取得手段、第２画像取得手段、および前記合成画像取得手段を制御する制御手段と、
   を含むことを特徴とする、磁気共鳴撮像装置。
5. 前記制御手段は、前記第１の画像および前記第２の画像を保持する記憶手段を備えたことを特徴とする、請求項４に記載の磁気共鳴撮像装置。
6. 前記第１画像取得手段、前記第２画像取得手段に別個のコイルを用いることを特徴とする、請求項４または５のいずれかに記載の磁気共鳴撮像装置。

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