JPH1147115A - Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】Ｔ₂ 時間がＴ₂ ＝１００〜２００msと短めの組
織や血流などを撮像するとき、信号値を上げて良好なＳ
／Ｎを維持するとともに、様々な走行方向の情報を確保
して、描出能を向上させる。 【解決手段】エコー信号をフーリエ変換して画像化する
ＭＲＩ装置。被検体の同一撮像部位をエンコード方向を
変えて複数回スキャンして複数組のＭＲ原データを収集
するスキャン手段と、複数組のＭＲ原データを基に１組
の画像データを生成する生成手段とを備える。生成手段
は例えば、複数組のＭＲ原データをフレーム毎に実空間
の画像データに再構成する手段と、複数フレームの再構
成された画像データを１フレームの画像データに合成す
る手段とを備える。この合成は例えば加算処理または最
大値投影処理である。

Description

【発明の詳細な説明】

【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）装置およびＭＲ
（磁気共鳴）撮像方法に関する。

【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 ＝１
００〜２００ms）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装置およびＭＲ
撮像方法を提供する、ことである。

【００１１】本発明の別の目的は、とくにＴ₂ 時間がＴ
₂ ＝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、その１つの態様とし
て、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印加してエコー信号を収集し、
このエコー信号からＭＲ画像を得る装置であり、前記被
検体の同一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組のＭＲ原データを収集するス
キャン手段と、前記複数組のＭＲ原データを基に画像デ
ータを生成する生成手段と、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９
０°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
検体の同一撮像部位は、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、前記被検体の同一撮
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、前記被検体の心時相を表
す信号を検出する心時相検出手段を備え、前記スキャン
手段は、前記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めるタイミング決定手段
と、その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ていてもよい。この心
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、前記被検体の同一撮像部位は、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、前記被検体の同一撮像部位は、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印加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前記エコ
ー信号を収集するスキャンを実行するスキャン手段とを
備えることもできる。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備え、前記アルゴ
リズムは、前記被検体の同一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組のエコー信
号を収集し、この複数組のエコー信号から画像データを
生成するように作成したことを特徴とする。このアルゴ
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。

【００２６】一方、本発明に係るＭＲ撮像方法は、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
向の傾斜磁場を印加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ＭＲ撮像法において、前記被
検体の同一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組のＭＲ原データを収集するス
テップと、前記複数組のＭＲ原データを実空間の複数組
の画像データにそれぞれ再構成するステップと、前記複
数組の画像データから１組の画像データを合成するステ
ップと、を含むことを特徴とする。位相エンコード方向
を様々な方向に変えることで、それらの位相エンコード
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法を提供できる。

【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Ｇ_S 、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_E 、お
よび読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_R
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１
２、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、ＦＳ
Ｅ（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（ＭＩ
Ｐ）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Ｓ
１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８
Ｒ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Ｔ
ｗ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るている。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 ＝１００〜２
００ｍｓ）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 ＞２００
０ｍｓ）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-tab
le 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, 9-2
4, 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 ＝２４０
ｍｓ、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 A
symmetric ＳＥ法（ＴＥeff ＝１２０ｍｓ，ＥＴＳ＝５
ｍｓ，ショット数＝１，ＳＴ（スライス厚）＝３０ｍ
ｍ，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.(MR
M) 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Ｓ１
３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Ｓ１
６）。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Ｓ１
８−１〜４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，Ｓ２
１）。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，Ｓ４
ｂ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
せてることができる。

【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，…，Ｒ
Ｌsen ，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ＲＬ
１，ＲＬ２，ＲＬ３，ＲＬ４，ＨＦ１，ＨＦ２，ＨＦ
３，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Ｍ
ＲＡ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
置およびＭＲ撮像方法によれば、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 ＝１００〜２０
０ms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 (22)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 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印加してエコー信号
   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、 前記被検体の同一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組のＭＲ原データを収集
   するスキャン手段と、前記複数組のＭＲ原データを基に
   画像データを生成する生成手段と、を備えたことを特徴
   とするＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】 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たＭＲＩ装置。
3. 【請求項３】 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ＭＲＩ装置。
4. 【請求項４】 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Ｍ
   ＲＩ装置。
5. 【請求項５】 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Ｍ
   ＲＩ装置。
6. 【請求項６】 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ＭＲ
   Ｉ装置。
7. 【請求項７】 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
   原データを得る手段であるＭＲＩ装置。
8. 【請求項８】 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原データを得る手段であるＭＲＩ
   装置。
9. 【請求項９】 請求項１記載の発明において、 前記被検体の同一撮像部位は、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。
10. 【請求項１０】 請求項１記載の発明において、 前記被検体の同一撮像部位は、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。
11. 【請求項１１】 請求項１記載の発明において、 前記被検体の同一撮像部位は、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Ｍ
    ＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 請求項１記載の発明において、 前記被検体の心時相を表す信号を検出する心時相検出手
    段を備え、 前記スキャン手段は、前記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めるタイミン
    グ決定手段と、その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ＭＲＩ装
    置。
13. 【請求項１３】 請求項１２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。
14. 【請求項１４】 請求項１３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。
15. 【請求項１５】 請求項１４記載の発明において、 前記被検体の同一撮像部位は、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。
16. 【請求項１６】 請求項１５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。
17. 【請求項１７】 請求項１４記載の発明において、 前記被検体の同一撮像部位は、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Ｍ
    ＲＩ装置。
18. 【請求項１８】 請求項１７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。
19. 【請求項１９】 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。
20. 【請求項２０】 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印加してエコー信
    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前記エ
    コー信号を収集するスキャンを実行するスキャン手段と
    を備えるＭＲＩ装置。
21. 【請求項２１】 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備
    え、 前記アルゴリズムは、前記被検体の同一撮像部位を前記
    位相エンコード方向を変えて複数回スキャンして複数組
    のエコー信号を収集し、この複数組のエコー信号から画
    像データを生成するように作成したことを特徴とするＭ
    ＲＩ装置。
22. 【請求項２２】 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印加してエコー信
    号を収集し、このエコー信号からＭＲ画像を得るＭＲ撮
    像法において、 前記被検体の同一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組のＭＲ原データを収集
    するステップと、前記複数組のＭＲ原データを実空間の
    複数組の画像データにそれぞれ再構成するステップと、
    前記複数組の画像データから１組の画像データを合成す
    るステップと、を含むことを特徴とするＭＲ撮像方法。