JP6430130B2

JP6430130B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP6430130B2
Application number: JP2014047986A
Authority: JP
Inventors: 杉浦　聡; 聡杉浦
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2014-03-11
Filing date: 2014-03-11
Publication date: 2018-11-28
Anticipated expiration: 2034-03-11
Also published as: JP2015171432A

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージングは、対象原子核スピンの集団が磁場中に置かれたときに、その固有の磁気モーメントと存在磁場強度とに応じた特定の周波数（共鳴周波数）で回転する高周波磁場に共鳴し、その緩和過程で信号（磁気共鳴信号）を発生する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を取得する方法である。このような磁気共鳴イメージングにおいて、例えば、呼吸や心拍などの被検体の周期的な動きに同期させて撮像を行う手法がある。

Parienty et al.，"Renal Artery Stenosis Evaluation in Chronic Kidney Disease"，Radiology，Volume 259，Number 2，pp.592-601，2011

本発明が解決しようとする課題は、被検体の周期的な動きの周期が変動した場合でも、良好な画質を得ることができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、検出部と、実行部とを備える。検出部は、被検体の周期的な動きを示す同期信号を検出する。実行部は、前記同期信号に同期させて、前記被検体の関心領域に第１のＲＦパルスを印加した後に待ち時間が経過した時点で信号収集用の第２のＲＦパルスを用いたデータ収集を行うパルスシーケンスを実行する。また、実行部は、前記同期信号が検出されるごとに、第１の回で第１のＲＦパルスが印加されてから前記第１の回の次の第２の回で第１のＲＦパルスが印加されるまでの期間に対応する時間を計測し、計測した時間及び撮像の種類に応じて、略同一のコントラストの画像が得られるように、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を設定する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置の構成例を示す図である。図２は、パルスシーケンスの繰り返し周期による縦磁化の大きさの変化を示す図である。図３は、反転パルスが印加される前後の縦磁化の大きさを示す図である。図４は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の詳細な構成例を示す図である。図５は、本実施形態に係るＭＲＩ装置による撮像の処理手順を示す図（１）である。図６は、本実施形態に係るＭＲＩ装置による撮像の処理手順を示す図（２）である。

以下、図面を参照して、実施形態に係るＭＲＩ装置について説明する。

（実施形態）
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。同図に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦ（Radio Frequency）コイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、呼吸センサ１０、及び計算機システム２０を備える。

静磁場磁石１は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。

ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。

傾斜磁場電源３は、計算機システム２０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル２に電流を供給する装置である。

寝台４は、被検体Ｓが載置される天板４ａを備えた装置であり、後述する寝台制御部５による制御のもと、天板４ａを、被検体Ｓが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御部５は、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信部７は、計算機システム２０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する装置である。例えば、送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部などを有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。これらの各部の動作の結果として、送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。

受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、上記の高周波磁場の影響によって被検体から放射されるＭＲ信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、ＭＲ信号を受信すると、そのＭＲ信号を受信部９へ出力する。

受信部９は、計算機システム２０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、受信ＲＦコイル８から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを計算機システム２０に送信する装置である。例えば、受信部９は、選択器や前段増幅器、位相検波器、アナログデジタル変換器などを有する。選択器は、受信ＲＦコイル８から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換器は、位相検波器から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することで、ＭＲ信号データを生成する。これらの各部の動作の結果として、受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２などを備える架台装置側に備えられていても良い。

呼吸センサ１０は、被検体Ｓの腹部に装着され、呼吸による被検体Ｓの周期的な動きを検出する。例えば、呼吸センサ１０は、呼吸による動きを空気圧として検出し、検出した空気圧を電気信号に変換して呼吸信号として出力する。呼吸センサ１０から出力された呼吸信号は、計算機システム２０に送られ、パルスシーケンスのタイミング設定や呼吸レベル又は呼吸周期の検出に用いられる。なお、ここでいう呼吸レベルは、呼吸深度である。

計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う装置であり、インタフェース部２１、データ収集部２２、データ処理部２３、記憶部２４、表示部２５、入力部２６及び制御部２７を有している。

インタフェース部２１は、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７及び受信部９に接続されており、これらの接続された各部と計算機システム２０との間で授受される信号の入出力を制御する処理部である。

データ収集部２２は、インタフェース部２１を介して、受信部９から送信されるＭＲ信号データを収集する処理部である。データ収集部２２は、ＭＲ信号データを収集すると、収集したＭＲ信号データを記憶部２４に記憶させる。

データ処理部２３は、記憶部２４に記憶されているＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｓ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する処理部である。

記憶部２４は、データ収集部２２によって収集されたＭＲ信号データや、データ処理部２３によって生成された画像データなどを、被検体Ｓごとに記憶する。例えば、記憶部２４は、ＲＡＭ（Random Access Memory）やフラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。

表示部２５は、制御部２７による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する装置である。例えば、表示部２５は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ等の出力デバイスである。

入力部２６は、操作者から各種操作や情報入力を受け付ける装置である。例えば、入力部２６は、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、キーボード等の入力デバイスである。

制御部２７は、操作者による指示に応じて、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、制御部２７は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro-Processing Unit）等の電子回路である。

例えば、制御部２７は、パルスシーケンスに関する各種パラメータのパラメータ値を撮像条件として入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示部２５に表示し、入力部２６を介して、撮像条件の入力を受け付ける。そして、制御部２７は、受け付けた撮像条件に従ってパルスシーケンス実行データを生成し、インタフェース部２１を介してパルスシーケンス実行データを傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９へ送信することで、ＭＲ信号データを収集するためのパルスシーケンスを実行する。なお、ここでいうパルスシーケンス実行データは、パルスシーケンスにおける処理手順を定義した情報であり、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９がＭＲ信号を検出するタイミングなどを定義した情報である。

以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。なお、図１に示す構成は一例であり、ＭＲＩ装置１００が有する各部の機能は適宜に統合又は分割されて構成されても良い。例えば、計算機システム２０のデータ収集部２２、データ処理部２３及び制御部２７が有する機能は、統合又は分割が可能な単位で、機能ごとに１つ又は複数の処理部として構成されても良い。また、例えば、計算機システム２０の制御部２７が有する機能は、パルスシーケンス実行データを生成する処理部と、パルスシーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を制御する処理部とに分割され、それぞれが並列に処理を実行することができるように構成されても良い。

そして、上述した構成のもと、ＭＲＩ装置１００は、被検体の周期的な動きを示す同期信号に同期させた撮像を行う。一般的に、ＭＲＩ装置では、画像再構成に必要なデータが複数回に分けて収集されることが多いが、その間に被検体が動いた場合には、異なる場所からデータが収集されることになり、再構成後の画像にアーティファクト（偽像）が生じるなど、画質が劣化する場合がある。このような画質劣化を抑制するために、被検体の呼吸や心拍、脈波をモニタし、これらに同期させた撮像がしばしば行われる。

一方、ＭＲＩ装置を用いて造影剤を使用せずに血管や臓器への血液供給状態を観察する方法として、反転（Inversion Recovery：ＩＲ）パルスなどを用いて血液中のスピンを磁気的にラベリングする撮像法がある。この撮像法は、ＡＳＬ(Arterial Spin Labeling)と呼ばれている。このような方法を用いて呼吸同期にて腎動脈を撮像する事例は、例えば、Takahashi et al.，“Non-Contrast-Enhanced Renal MRA using time-spatial labeling pulse (t-SLIP) with 3D balanced SSFP”，book of abstract，15^th annual meeting，ISMRM，2007などに記載されている。

この方法では、関心領域にＴａｇと呼ばれる反転パルスが印加され、一定の待ち時間（反転回復時間：ＴＩ）が経過した後に、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession：定常状態自由歳差運動）法によってデータ収集が行われる。関心領域内にある静止部のスピンの縦磁化は、反転パルスにて反転された後に組織のＴ₁回復時間の時定数で緩和し、ＴＩ時間後の縦磁化成分の絶対値は反転パルスを加えない場合よりも小さくなっている。一方、反転パルスが印加された領域の外から流入してくる血液のスピンは反転パルスの影響を受けていないので、もとの縦磁化が保存され、大きい信号を発生する。

この方法において、血管と背景とのコントラストをつけるには、背景の信号をいかに低下させるか、すなわちＴＩ時間後の静止部の縦磁化成分の絶対値をいかに小さく保つかが重要である。ここで、反転パルスからＴＩ時間後の縦磁化成分は、組織の縦緩和時間Ｔ₁と待ち時間ＴＩだけではなく、反転パルスが印加される時点での縦磁化成分に依存する。そして、その時点での縦磁化成分は、反転パルスの直前のパルスが印加された時刻から反転パルスが印加されるまでの時間によって変化する。

図２は、パルスシーケンスの繰り返し周期による縦磁化の大きさの変化を示す図である。図２の（ａ）は、想定した繰り返し周期Ｔｒｅｐでパルスシーケンスが実行された場合の縦磁化の大きさの変化を示している。図２の（ａ）に示すように、組織のＴ₁時間が既知であれば、反転パルスからデータ収集までの待ち時間であるＴＩを適切に設定することによってデータ収集時の縦磁化成分を０（ゼロ）に近づけることが可能であり、この成分の信号を抑制することができる。

しかし、例えば、被検体の呼吸に同期させた撮像では、被検体の呼吸周期が一定でないため、パルスシーケンスが繰り返される間隔が変動する。例えば、図２の（ｂ）に示すように、呼吸周期が想定していた時間よりも延長した場合には、２つ目の反転パルスが印加される直前の縦磁化成分Ｍ₀ ^-は、Ｍ₀に向かってより長い時間回復する結果、大きい値となる。そして、待ち時間ＴＩが経過した時刻における縦磁化の絶対値Ｍ₀（ＴＩ）は、図２の（ａ）の場合よりも大きくなる。これにより、静止部の信号抑制が不十分になる。

このような不都合を解消するために、呼吸同期撮像に際して、例えば、呼吸のタイミングをガイドする音声を被検体に聞かせて呼吸周期を一定に保ち、パルスシーケンスの繰り返し周期をできるだけ一定にする方法がある（例えば、Parienty et al.，“Renal Artery Stenosis Evaluation in Chronic Kidney Disease”，Radiology，Volume 259，Number 2，pp.592-601，2011を参照）。

しかしながら、この方法においても、撮像の全期間において、必ずしも被検体が音声のガイドに従って呼吸を行えるとは限らない。撮像の途中で被検体が音声ガイドに従って呼吸ができなくなった場合には、撮像が被検体の呼吸に同期していることから、パルスシーケンスの繰り返し周期Ｔｒｅｐが変動する。そのため、図２を用いて説明した理由により、所望のコントラストすなわち画質を得ることができない。

このような課題を解決するために、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、撮像中に被検体Ｓの呼吸や心拍などの周期に関連する量を計測し、周期の変動に応じて、コントラストが略一定になるような撮像パラメータを計算し直してパルスシーケンスに動的に適用することによって、画質を一定に保つことができる。

ここで、前述した反転パルスによって不要な信号を抑制しながらデータ収集が繰り返し行われる場合の縦磁化の挙動について、さらに詳細に説明する。

図３は、反転パルスが印加される前後の縦磁化の大きさを示す図である。例えば、図３に示すように、平衡状態の縦磁化の大きさをＭ₀、組織の縦緩和時間をＴ₁、反転パルスＩＲが印加される直前の縦磁化の大きさをＭ₁、反転パルスＩＲのフリップ角をαとすると、反転パルスＩＲが印加される時刻を０とした場合の時刻ｔにおける縦磁化の大きさＭ_Z（ｔ）は、以下の式（１）で表される。

Ｍ_Z（ｔ）＝βＭ₁＋（Ｍ₀−βＭ₁）（１−ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ₁））
＝Ｍ₀｛１−（１−β・Ｍ₁／Ｍ₀）・ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ₁）｝・・・（１）

ここで、β＝ｃｏｓαであり、反転パルスＩＲのフリップ角αが１８０°である場合は、β＝−１である。

また、背景信号の縦磁化の大きさが０になる時刻をｔ_nullとすると、時刻ｔ_nullは、式（１）でＭ_Z（ｔ）＝０として、以下の式（２）で表される。

ｔ_null＝Ｔ₁・ｌｎ（１−β・Ｍ₁／Ｍ₀）・・・（２）

ここで、反転パルスＩＲが印加される直前の縦磁化の大きさＭ₁は、それ以前に印加されたＲＦパルスによる縦磁化の状態によって決まる。例えば、前回のデータ収集ＡＣＱが完了した時点で対象物質の縦磁化がほぼ０になっていると仮定すると、その後、縦磁化は、反転パルスＩＲが印加されるまでの間に組織の縦緩和時間Ｔ₁で回復する。したがって、前回のデータ収集ＡＣＱが完了してから今回の反転パルスＩＲが印加されるまでの時間をＴｒｅｃとすると、今回の反転パルスＩＲが印加される直前の縦磁化の大きさＭ₁は、以下の式（３）で表される。

Ｍ₁＝Ｍ₀（１−ｅｘｐ（−Ｔｒｅｃ／Ｔ₁））・・・（３）

そして、上記式（３）を式（２）に代入すると、以下の式（４）が得られる。

ｔ_null＝Ｔ₁・ｌｎ（１−β・（１−ｅｘｐ（−Ｔｒｅｃ／Ｔ₁））・・・（４）

ここで、反転パルスＩＲから今回のデータ収集までの待ち時間をＴＩとすると、ＴＩが背景信号の縦磁化の大きさが０になる時刻ｔ_nullである場合に、背景信号の抑制効果が最も大きくなり、ＴＩがそれ以外の時間である場合に、背景信号の抑制効果が不十分となる。

式（４）によれば、時刻ｔ_nullは、前回のデータ収集が完了してから今回のＲＦパルスが印加されるまでの時間Ｔｒｅｃによって変化することがわかる。呼吸や心拍などに同期した撮像では、Ｔｒｅｃは呼吸や心拍などの周期に従って変動するので、撮像時間を通して固定のＴＩを使用すると、周期が一定でない場合には背景信号の抑制が不十分となる。

このようなことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、パルスシーケンスの実行中にＴｒｅｃを計測し、これに基づいて、ＲＦパルスが印加される直前の縦磁化の大きさを求め、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間ＴＩを都度計算して、動的にデータ収集のタイミングを制御する。これにより、繰り返し時間の変動によりＴｒｅｃが変化した場合でも、常に略一定の信号抑制効果を得ることができる。

以下では、ＭＲＩ装置１００の構成について詳細に説明する。なお、本実施形態では、関心領域に印加されるＲＦパルスが反転パルスであり、呼吸信号に同期させて、反転パルスによって背景信号を抑制しながらデータ収集を繰り返し行う場合の例を説明する。

図４は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の詳細な構成例を示す図である。なお、図４では、図１に示した構成のうち、傾斜磁場電源３、送信部７、受信部９、呼吸センサ１０、及び計算機システム２０を示しており、計算機システム２０については、インタフェース部２１及び制御部２７を示している。

図４に示すように、制御部２７は、検出部２７ａと、実行部２７ｂとを有する。

検出部２７ａは、被検体Ｓの周期的な動きを示す同期信号を検出する。例えば、検出部２７ａは、同期信号として、呼吸センサ１０から出力される呼吸信号を検出する。

実行部２７ｂは、検出部２７ａによって検出される同期信号に同期させて、被検体Ｓの関心領域にＲＦパルスを印加した後に待ち時間が経過した時点でデータ収集を行うパルスシーケンスを実行する。具体的には、実行部２７ｂは、検出部２７ａによって同期信号が検出されるごとに、前述したパルスシーケンス実行データを生成し、インタフェース部２１を介して、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９へ送信する。

ここで、実行部２７ｂは、同期信号が検出されるごとに、前回のＲＦパルスが印加されてから今回のＲＦパルスが印加されるまでの期間に対応する時間を計測し、計測した時間に応じて、略同一のコントラストの画像が得られるように、今回のパルスシーケンスに関するパラメータを設定する。例えば、実行部２７ｂは、呼吸信号が検出されるごとに、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加されるまでの期間に対応する時間を計測して、今回のパルスシーケンスのパラメータを設定する。

また、実行部２７ｂは、前回のＲＦパルスが印加されてから今回のＲＦパルスが印加されるまでの期間に対応する時間として、前回のデータ収集が完了してから今回のＲＦパルスが印加されるまでの時間を計測する。例えば、実行部２７ｂは、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加されるまでの期間に対応する時間として、前回のデータ収集が完了してから今回の反転パルスが印加されるまでの時間Ｔｒｅｃを計測する。なお、ここでは、同期信号が検出されたタイミングとほぼ同時に反転パルスが印加されることとし、実行部２７ｂは、Ｔｒｅｃとして、前回のデータ収集が完了してから今回の同期信号が検出されるまでの時間を計測することとする。

そして、実行部２７ｂは、計測した時間Ｔｒｅｃに基づいて、前回のＲＦパルスが印加されてから今回のＲＦパルスが印加される直前までに回復するスピンの縦磁化の大きさに応じて、今回のＲＦパルスによって反転した縦磁化が０（ゼロ）に回復した時点でデータ収集が行われるように、パルスシーケンスに関するパラメータを設定する。例えば、実行部２７ｂは、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加される直前までに回復する縦磁化の大きさに応じて、データ収集の開始時刻に背景信号がほぼ０になるように、パルスシーケンスに関するパラメータを設定する。

ここで、実行部２７ｂは、パルスシーケンスに関するパラメータとして、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間を設定する。例えば、実行部２７ｂは、反転パルスからデータ収集までの待ち時間ＴＩを設定する。

図５及び６は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００による撮像の処理手順を示す図である。図５は、ＭＲＩ装置１００による撮像の処理手順を示すフローチャートであり、図６は、ＭＲＩ装置１００による撮像の処理手順を示すタイミングチャートである。なお、図５に示すステップＳ０〜Ｓ１２の処理は、それぞれ図６に示すタイミングＳ０〜Ｓ１２と対応する。

図５及び６に示すように、ＭＲＩ装置１００では、撮像が開始されると（ステップＳ０，Ｙｅｓ）、検出部２７ａが、パルスシーケンスを実行するための同期信号を待つ（ステップＳ１）。ここで、同期信号は、例えば、呼吸センサ１０によって計測された被検体Ｓの腹部の変位を電気信号に変換して得られる呼吸レベル信号に対して閾値処理を施した結果のパルス信号等である。

そして、検出部２７ａによって同期信号が検出されると（ステップＳ１，Ｙｅｓ）、実行部２７ｂが、最初の反転パルスＩＲ１を印加する（ステップＳ２）。また、実行部２７ｂは、反転パルスＩＲ１を印加した後に、対象組織の縦緩和時間Ｔ₁に基づいてあらかじめ設定されている最初の待ち時間であるＴＩ₀が経過するのを待つ（ステップＳ３）。

ここで、ＴＩ₀は、最初の反転パルスＩＲ１が印加された時点では縦磁化は平衡状態にあるので、式（２）のＭ₁をＭ₀で置き換えることで求められる。すなわち、反転パルスＩＲ１のフリップ角αが１８０°である場合には、ＴＩ₀は、以下の式（５）で求められる。

ＴＩ₀＝Ｔ₁・ｌｎ２・・・（５）

そして、実行部２７ｂは、ＴＩ₀時間が経過した後に（ステップＳ３，Ｙｅｓ）、最初のデータ収集ＡＣＱ１を行う（ステップＳ４）。また、実行部２７ｂは、データ収集ＡＣＱ１が終了した時点で、次の同期信号が検出されるまでの時間Ｔｒｅｃの計測を開始する（ステップＳ５）。

その後、検出部２７ａによって次の同期信号が検出されると（ステップＳ６，Ｙｅｓ）、実行部２７ｂは、その時点でＴｒｅｃの計測を終了する（ステップＳ７）。そして、実行部２７ｂは、計測されたＴｒｅｃに基づいて、式（４）によりｔ_nullを計算し、計算したｔ_nullを次の待ち時間ＴＩとして設定する（ステップＳ８）。

ここで、さらに、実行部２７ｂは、次の反転パルスＩＲ２を印加する（ステップＳ９）。その後、実行部２７ｂは、設定されたＴＩが経過した後に（ステップＳ１０，Ｙｅｓ）、次のデータ収集ＡＣＱ２を行う（ステップＳ１１）。そして、実行部２７ｂは、データ収集ＡＣＱ２が終了すると、画像を再構成するために必要な全てのデータ収集が完了したか否かを判定する（ステップＳ１２）。

ここで、全てのデータ収集が完了していない場合には（ステップＳ１２，Ｎｏ）、実行部２７ｂは、次のＴＩを求めるために、次の同期信号が検出されるまでの時間Ｔｒｅｃの計測を開始する（ステップＳ５）。その後、実行部２７ｂは、予定された全てのデータ収集が完了するまで、ステップＳ５からステップＳ１２までの処理を繰り返す。そして、全てのデータ収集が完了した場合に（ステップＳ１２，Ｙｅｓ）、データ処理部２３が、収集されたデータに対して再構成処理を施して画像を生成する（ステップＳ１３）。

上述した実施形態によれば、被検体の呼吸周期が変動して、反転パルスの印加直前における縦磁化の大きさが変化した場合でも、それに応じてデータ収集時の縦磁化の絶対値が最小になるため、所望のコントラストすなわち画質を得ることが可能になる。

以上、１つの実施形態について説明したが、上記実施形態で説明したＭＲＩ装置１００は、図１及び３に示した基本的な構成を変えずに、その一部を変形して実施することが可能である。以下では、上記実施形態に係るいくつかの変形例について説明する。

（変形例１）
まず、上記実施形態では、前回のデータ収集が完了した時点で対象物質の縦磁化がほぼ０になっていると仮定したが、実際には、データ収集の期間中にも縦緩和は起こり、さらに、データ収集のためのＲＦパルスの印加によって縦磁化の大きさは変化する。上記実施形態では、簡便のために、こられデータ収集の時間とその間のＲＦパルスの影響については省略したが、データ収集中の縦磁化の変化も、ＲＦパルスのタイミングとフリップ角は決まっているので、式（１）により順次計算することが可能であり、これにより、さらに高い精度で所望のｔ_nullを計算することができる。

例えば、ＲＦパルス印加のタイミングとフリップ角は、パススシーケンスの実行前にすでに決まっているか、パルスシーケンスの実行中に計算機システムにより求められる。その場合には、実行部２７ｂは、ＲＦパルスの印加に従って、パルスシーケンス実行中の任意の時刻の縦磁化の大きさを式（１）式により順番に計算し、それに基づいて、その後のパルスシーケンスのパラメータを動的に変更して実行する。

（変形例２）
また、上記実施形態では、簡便化のために、同期信号が検出されたタイミングとほぼ同時に反転パルスが印加されることとしたが、例えば、同期信号検出されてから所定の遅延時間が経過した時点でＲＦパルスを印加する撮像が行われる場合もある。この場合には、実行部２７ｂは、前回のデータ収集が完了してから今回の同期信号が検出されるまでの時間を計測し、計測した時間に遅延時間を加えた時間に応じて、パルスシーケンスに関するパラメータを設定する。

例えば、呼吸レベルがあらかじめ設定された閾値を超えてからデータ収集の開始までに一定の遅延時間Ｔｄを設け、呼吸による変位が最小になる呼気の状態でデータ収集が行われる場合がある。この場合には、反転パルスまでにＴｄの時間だけ余計に縦緩和が起こるので、実行部２７ｂは、（４）式にてｔ_nullを計算する場合に、計測されたＴｒｅｃにＴｄを加えた値をＴｒｅｃとする。

（変形例３）
また、上記実施形態では、簡便化のために、データ収集の開始時刻に背景信号がほぼ０になるように、反転パルスからデータ収集までの待ち時間ＴＩを設定することとしたが、データ収集の中で背景信号をほぼ０にする時刻は開始時刻に限られない。例えば、データ収集の中では、コントラストにより大きな影響を与える低周波成分の信号、すなわち、ｋ空間の中心に近いデータを収集するタイミングで、背景信号がほぼ０になることが望ましい。しかし、ｋ空間の中心に近いデータを収集するタイミングは、必ずしもデータ収集の開始時点であるとは限らない。

そこで、例えば、実行部２７ｂは、縦磁化が今回のＲＦパルスによって反転した後に０（ゼロ）まで回復した時点でｋ空間の中心に対応するデータ収集が行われるように、パルスシーケンスに関するパラメータを設定しても良い。この場合には、例えば、実行部２７ｂは、データ収集の開始時刻からｋ空間中心に近いデータを収集する時刻までの時間を式（４）によって得られるｔ_nullから減じた値を算出し、その値をＴＩとして設定する。

（変形例４）
また、上記実施形態では、呼吸周期に応じて変化する時間Ｔｒｅｃの計測をデータ収集が終了した時点で開始することとしたが、実施形態はこれに限られない。すなわち、上記実施形態では、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加されるまでの期間に対応する時間として、前回のデータ収集が完了してから今回の反転パルスが印加されるまでの時間Ｔｒｅｃを計測することとしたが、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加されるまでの期間に対応する時間は、これに限られない。

例えば、実行部２７ｂは、前回の反転パルスが印加されてから今回の反転パルスが印加されるまでの期間に対応する時間として、前回の同期信号が検出されてから今回の同期信号が検出されるまでの時間Ｔｒｅｐを計測しても良い。この場合には、例えば、実行部２７ｂは、計測したＴｒｅｐから、あらかじめ決められたデータ収集時間、及び、計算したＴＩ、さらに、前述した遅延時間がある場合にはＴｄをそれぞれ引くことによって、Ｔｒｅｃを求める。

（変形例５）
また、上記実施形態では、被検体Ｓの腹部に装着された呼吸センサ１０から出力される呼吸信号を用いた呼吸同期撮像において静止部の信号を反転パルスにより抑制する場合に、反転パルスからデータ収集までの待ち時間を撮像中に計算して動的に変更する例について説明したが、実施形態はこれに限られない。

例えば、撮像を同期させる同期信号は、呼吸センサ１０から出力される呼吸信号に限られない。例えば、検出部２７ａは、同期信号として、被検体Ｓの腹部に設定された領域から収集されたデータに基づくナビゲータ信号を検出しても良い。その場合には、例えば、実行部２７ｂが、ナビゲータ信号を収集するためのパルス列を含んだパルスシーケンスを実行することで、被検体の横隔膜付近に設定された領域からナビゲータ信号と呼ばれるＭＲ信号を収集する。そして、検出部２７ａが、収集されたナビゲータ信号を用いて横隔膜の頭尾方向の変位を測定することで、被検体の呼吸レベルを検出する。

このようなナビゲータ信号を検出する方法としては、例えば、Wang et al. “Navigator-Echo-based Real-Time Respiratory Gating and Triggering for Reduction of Respiration Effects in Tree-dimensional Coronary MR Angiography”，Radiology，1996，198：55-60に述べられている方法を用いることができる。この方法は、被検体の横隔膜付近からナビゲータエコーと呼ばれるＭＲ信号を収集し、横隔膜の頭尾方向の変位を測定した呼吸位置の検出を行うものである。

また、例えば、検出部２７ａは、同期信号として、被検体Ｓの心拍を検出する心電信号センサから出力される心電信号を検出しても良い。また、検出部２７ａは、同期信号として、被検体Ｓの脈拍を検出する脈波センサから出力される脈波信号を検出しても良い。

（変形例６）
また、上記実施形態では、関心領域に印加されるＲＦパルスが反転パルスである場合の例を説明したが、ＲＦパルスの種類はこれに限られない。例えば、ＲＦパルスは、水と脂肪の共鳴周波数の差を利用して脂肪の磁化のみを励起し、続いて横磁化を消失させた後に信号収集を行ういわゆるＣＨＥＳＳ（Chemical Shift Selective）法と呼ばれる撮像で用いられる脂肪抑制用のサチュレーションパルスでも良い。

（変形例７）
また、上記実施形態では、画質を確保するために動的に変更するパラメータとして、反転パルスからデータ収集までの待ち時間ＴＩを設定する場合の例を説明したが、変更対象のパラメータはこれに限られない。例えば、実行部２７ｂは、変更対象のパラメータとして、ＲＦパルスのフリップ角を設定しても良い。その場合には、実行部２７ｂは、検出部２７ａによって同期信号が検出されるごとに、計測したＴｒｅｃに基づいて、式（４）により、ｔ_nullの値があらかじめ撮像条件として設定された固定のＴＩとなるように、フリップ角αを算出する。

（変形例８）
また、上記実施形態及び変形例では、変更対象のパラメータとして、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間を設定する場合の例と、ＲＦパルスのフリップ角を設定する場合の例とを説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、実行部２７ｂは、変更対象のパラメータとして、撮像の種類に応じて、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間、及び、ＲＦパルスのフリップ角の少なくとも一方を設定するようにしても良い。

例えば、ＡＳＬにより比較的広い範囲の関心領域における血管や血流を撮像する場合には、反転パルスからデータ収集までの待ち時間を変えてしまうと、関心領域の中で、撮像できない血管や血流が生じ得る。例えば、待ち時間が短く設定された場合には、待ち時間の間に血液が末梢部分に到達することができず、その部分の血管や血流を撮像できない場合がありうる。また、例えば、待ち時間が長く設定された場合には、関心領域における血液の上流部分からデータ収集を行うことができず、その部分の血管や血流を撮像できない場合がありうる。したがって、ＡＳＬによる撮像が行われる場合には、待ち時間を変更するのではなく、反転パルスのフリップ角を変更するのが望ましい。

この一方で、例えば、アディアバティックパルスを用いた撮像のように、ＲＦパルスのフリップ角が固定であり、フリップ角に対する設定の自由度が少ない場合もある。ここでいうアディアバティックパルスは、被検体の体内で高周波磁場の均一性が確保されない場合でも、特定領域の９０°励起や１８０°励起、スピンの１８０°反転などを空間的に均一に行うことができるパルスであり、断熱パルスとも呼ばれる。このように、ＲＦパルスのフリップ角に対する設定の自由度が少ない撮像が行われる場合には、フリップ角を変更するのではなく、待ち時間を変更するのが望ましい。

そこで、例えば、実行部２７ｂは、撮像条件として設定された撮像の種類に応じて、あらかじめ撮像の種類ごとに対応付けられたパラメータを変更する。例えば、実行部２７ｂは、ＡＳＬのようにＲＦパルスからデータ収集までの時間によって影響を受ける撮像が行われる場合には、反転パルスのフリップ角を変更する。また、例えば、実行部２７ｂは、アディアバティックパルスを用いた撮像のようにＲＦパルスのフリップ角に対する設定の自由度が少ない撮像が行われる場合には、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間を変更する。

また、例えば、実行部２７ｂは、撮像の種類に応じて、ＲＦパルスからデータ収集までの待ち時間、及び、ＲＦパルスのフリップ角の両方を設定するようにしても良い。この場合には、例えば、実行部２７ｂは、撮像の種類ごとにあらかじめ決められた待ち時間の設定可能範囲及びフリップ角の設定可能範囲に基づいて、待ち時間及びフリップ角それぞれの値を設定可能範囲内となるように設定する。

例えば、実行部２７ｂは、いったんフリップ角αを１８０°として式（４）によりｔ_nullを計算し、計算したｔ_nullが待ち時間の設定可能範囲の上限値を超えていた場合には、その上限値をｔ_nullとして、再度、式（４）によりαを算出することで、待ち時間ＴＩ及びフリップ角αの両方を設定する。または、実行部２７ｂは、いったんｔ_nullを所定の値として式（４）によりフリップ角αを計算し、計算したαがフリップ角の設定可能範囲の上限値を超えていた場合には、その上限値をαとして、再度、式（４）によりｔ_nullを算出することで、待ち時間ＴＩ及びフリップ角αの両方を設定する。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、被検体の周期的な動きの周期が変動した場合でも、良好な画質を得ることができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置
２０計算機システム
２７制御部
２７ａ検出部
２７ｂ実行部

Claims

被検体の周期的な動きを示す同期信号を検出する検出部と、
前記同期信号に同期させて、前記被検体の関心領域に第１のＲＦパルスを印加した後に待ち時間が経過した時点で信号収集用の第２のＲＦパルスを用いたデータ収集を行うパルスシーケンスを実行する実行部とを備え、
前記実行部は、
前記同期信号が検出されるごとに、第１の回で第１のＲＦパルスが印加されてから前記第１の回の次の第２の回で第１のＲＦパルスが印加されるまでの期間に対応する時間を計測し、
計測した時間及び撮像の種類に応じて、略同一のコントラストの画像が得られるように、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記期間に対応する時間として、前記第１の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスのデータ収集が完了してから前記第２の回で第１のＲＦパルスが印加されるまでの時間を計測することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記期間に対応する時間として、前記第１の回で第１のＲＦパルスを同期させた同期信号が検出されてから前記第２の回で第１のＲＦパルスを同期させた同期信号が検出されるまでの時間を計測することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記同期信号が検出されてから所定の遅延時間が経過した時点で前記第１のＲＦパルスを印加する撮像が行われる場合に、前記第１の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスのデータ収集が完了してから前記第２の回で第１のＲＦパルスを同期させた同期信号が検出されるまでの時間を計測し、計測した時間に前記遅延時間を加えた時間に応じて、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記期間に対応する時間に基づいて、前記第１の回で第１のＲＦパルスが印加されてから前記第２の回で第１のＲＦパルスが印加される直前までに回復するスピンの縦磁化の大きさに応じて、前記第２の回で第１のＲＦパルスによって反転した縦磁化がゼロに回復した時点でデータ収集が行われるように、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を設定することを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記第２の回で縦磁化が前記第１のＲＦパルスによって反転した後にゼロまで回復した時点でｋ空間の中心に対応するデータ収集が行われるように、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を設定することを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記検出部は、前記同期信号として、前記被検体の呼吸を検出する呼吸センサから出力される呼吸信号、前記被検体の心拍を検出する心電信号センサから出力される心電信号、前記被検体の脈拍を検出する脈波センサから出力される脈波信号、及び、前記被検体の腹部に設定された領域から収集されたデータに基づくナビゲータ信号のうち少なくともいずれかを検出することを特徴とする請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間を設定することを特徴とする請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記第１のＲＦパルスのフリップ角を設定することを特徴とする請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記撮像の種類に応じて、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうちいずれかを変更する請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記実行部は、前記撮像の種類に応じて、前記第２の回で第１のＲＦパルスを印加するパルスシーケンスにおける前記待ち時間と前記第１のＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一方を、設定可能範囲内となるように設定する請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。