JPWO2004080302A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、造影剤を用いたダイナミックＭＲＡ計測において、動脈相を含む複数の時相の撮像後に、簡易に（瞬時に）動脈相の計測データ（ｋ空間データ）を抽出してその画像を表示することを可能とする磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。そのために、ダイナミック計測を実行し、この際、各時相における時相評価値（例えばｋ空間の原点データ）をそれぞれ抽出し、該時相評価値が所定の閾値に到達した時相を含むデータセットを自動抽出する手段を設ける。

Description

本発明は、核磁気共鳴（以下ＮＭＲと略す）現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（以下ＭＲＩと略す）装置に関し、特にＧｄ−ＤＴＰＡ等のＴ１短縮型の造影剤を用いて血管系を描出する際に造影剤を含む血流動態の動脈相画像を容易に描出することが可能なＭＲＩ装置に関するものである。

磁気共鳴イメージング装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下単にスピンと略す）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示するものであり、特に、造影剤を用いて血管を高信号で描画するコントラストエンハンスドＭＲアンジオグラフィ（以下ＣＥ−ＭＲＡと略す）という撮像機能を有している。
例えば、肘静脈から造影剤を注入すれば、心臓を通って拍出された造影剤は、最初に動脈系を造影し、毛細血管を介して次に静脈系を造影する。病態の臨床診断においては、動脈系のみならず、静脈系の描出も必要な場合があり、ＣＥ−ＭＲＡの撮影を複数の時相に亘って連続的に行うことが望ましい場合もある。こうした撮像法をダイナミックＭＲＡ計測（以下ダイナミック計測と略す）と呼ぶ。
このダイナミック計測においては病態の診断精度を向上する上で時間分解能が重要となるが、位相エンコード数やスライスエンコード数によって規定される空間分解能又は信号雑音比（Ｓ／Ｎ）とトレードオフの関係にある。そのため、計測空間（以下ｋ空間と略す）を複数の領域に分割して、同一領域の計測データを複数の時相間で共有して、実質的に１回当たりの撮像時間を短縮する方法が特開２００２−１７７２４０号公報に開示されている。
しかし、ダイナミック計測においては、計測データ数（時相数）が多くなる。特に、３次元撮像の場合は、多数の計測データの中から診断に必要とされる動脈相（動脈が主として描出されている時相）を構成する３次元データのみを抽出する操作は煩雑で、撮像後に瞬時に動脈相の２次元投影像の作成及びレビュー（診断）ができないという課題がある。
上記特開２００２−１７７２４０号公報には、計測された複数の時系列データの中から、所望の動脈相の計測データを抽出する方法は開示されていない。

本発明の目的は、ダイナミック計測において、撮像後に簡易に（または瞬時に）、目的とする時相（例えば動脈相）を抽出し、その動脈相における２次元投影像の作成を可能とするＭＲＩ装置を提供することである。
上記目的を達成するために、本発明は以下の様に構成される。即ち、
ｋ空間をその原点を含み高頻度で計測される高頻度計測領域と原点を含まずに低頻度で計測される複数の低頻度計測領域とに分割し、前記高頻度計測領域の計測と該計測の合間の前記各低頻度計測領域の計測をそれぞれ繰り返してｋ空間データを計測する計測制御手段と、前記ｋ空間データを用いて画像再構成を行う信号処理手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えたＭＲＩ装置において、前記信号処理手段は、前記高頻度計測領域から時相評価値を取得し、該時相評価値が所定の閾値以上に到達した時相を求め、該時相を含む高頻度計測領域及び該高頻度計測領域に時間的に近接して計測された少なくとも一つの低頻度計測領域を画像再構成用セットとして選択し、該セットのｋ空間データを用いて前記画像再構成を行う。
これにより、ダイナミック計測において被検体の所望の時相が開始するタイミングを容易に取得することが出来るようになる。その結果、所望の時相を反映した画像を簡易且つ瞬時に取得することができるようになる。特に、造影ＭＲＡにおいて、複数の時相を含む多数の時系列計測データの中から目的とする動脈相のｋ空間データを簡易且つ瞬時に抽出して、その画像を表示することができる。
好ましい一実施態様によれば、前記画像再構成用セットを構成する低頻度計測領域の少なくとも一つは、該画像再構成用セットを構成する高頻度計測領域の直前又は直後に計測された計測領域とする。さらに、前記前記画像再構成用セットを構成する各計測領域の選択は、ｋ空間の全領域を含むように行われる。
これらによれば、所望の時相のコントラスト情報を持つ高頻度計測領域とそれに時間的に近接する低頻度計測領域のｋ空間データを用いることによって、所望の時相がより反映された画像を取得することができる。特に、造影ＭＲＡにおいては造影剤濃度が時間的に変動するために、造影剤濃度が高くなって血管が高信号に描出される動脈相のコントラストがより強く反映された画像を取得することが可能になる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記計測制御手段は、前記高頻度計測領域の計測期間が前記時相を含むように各計測領域の計測順序を制御する。より具体的には、前記信号処理手段は、前記時相評価値の時間的変化から前記時相のタイミングを予測し、前記計測制御手段は、前記予測されたタイミングに基づいて前記各計測領域の計測順序を制御する。
これらによれば、時相評価値の時間的変化に追従して各計測領域の計測順序を制御（変更）することができ、高頻度計測領域の計測期間が所望の時相を確実に含む様にすることができる。その結果、所望の時相をより強く反映した画像を取得することができる。特に、造影ＭＲＡにおいて、動脈相のコントラストが反映された画像を確実に取得することが可能になる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記信号処理手段は、前記繰り返し計測の後に前記時相を求める。
これによれば、ダイナミック計測の後にも、所望の時相の開始タイミングを確実且つ容易に取得することができ、その時相を反映した画像を容易に取得することができる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記時相評価値を、前記高頻度計測領域におけるｋ空間データの略ピーク値とする。又は、前記時相評価値を、前記高頻度計測領域におけるｋ空間原点を含む読み出し方向の１次元データをフーリエ変換した後の加算値とする。
これらによれば、被検体の時相をより良く反映したＳ／Ｎの良い信号値を時相評価値とすることによって、被検体の時相を確実且つ容易に認識できるようになる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記閾値は、前記時相評価値のベースライン値の１．８倍以上とする。あるいは、前記閾値は、前記時相評価値の最大値の８０％以上とする。
これらによれば、特に造影ＭＲＡにおいて、ダイナミック計測中に蓄積された複数の時相を含む多数の時系列計測データの中から、ダイナミック計測後に目的とする動脈相のｋ空間データを簡易且つ瞬時に抽出して、その画像を表示することができる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記表示手段は、前記時相評価値を時系列的に表示する。そして、前記時系列的に表示された時相評価値を結んでそれらの時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線を表示する。また、前記閾値を設定する手段を備える。また、前記時相を指定する手段を備え、前記信号処理手段は、前記指定された時相に最寄りの高頻度計測領域を選択する。また、前記時相評価値の表示と時間軸を同一にして前記各計測領域の計測順序と計測期間を表示し、この表示を画像再構成用のセットとして選択できる手段を備える。その際、前記選択された各計測領域の表示を選択されなかった他の計測領域の表示と異ならせる。
これらによれば、時相評価値の時間的変化を通して被検体の状態（時相）を容易に認識することができる。そして、表示画面上において、閾値の設定と変更、所望の時相の開始タイミングの指定と変更、及び画像再構成用計測領域セットの直接指定を容易に行うことができ、これらが反映された画像を容易に取得することができる。特に造影ＭＲＡにおいて、動脈相の開始タイミングの微調整、又は直接画像再構成用計測領域セットの指定ができることは、より確実に動脈相の状態を反映した画像を取得する意味で、診断上特に有用である。
また、好ましい一実施態様によれば、前記ｋ空間データは、前記被検体内に注入された造影剤の濃度情報が反映されたデータであり、前記画像は前記被検体の血管像を含み、前記時相は動脈が前記造影剤によって描出される時相とする。
これにより、造影を用いたダイナミックＭＲＡ計測において、血管の動脈相を確実にとらえた画像を容易に取得することができる様になる。
また、好ましい一実施態様によれば、前記ｋ空間はスライスエンコード方向と位相エンコード方向と読み出し方向から成る３次元空間であり、前記ｋ空間の分割は読み出し方向に平行な平面による分割とする。この場合は、前記画像処理は、３次元再構成後に２次元平面に投影処理を行う。あるいは、前記ｋ空間は読み出し方向と位相エンコード方向から成る２次元空間であり、前記ｋ空間の分割は読み出し方向に平行な直線による分割とする。
これらにより、造影を用いた２次元又は３次元のダイナミック計測においても、所望の時相を確実にとらえた画像を簡易且つ瞬時に取得することができる様になる。特に造影ＭＲＡにおいて、動脈相の２次元又は３次元血管像を容易に取得できるようになる。

図１は３次元ｋ空間の分割例を示す図である。図１ａは、読み出し方向（Ｋｘ）とスライスエンコード方向（ｋｚ）で規定される面Ｋｘ−ｋｚで、３次元ｋ空間を原点を含む高頻度計測領域Ｂとそれ以外の低頻度計測領域Ａ，Ｃに分けた場合をＫｘ＝０平面の様子で示した図である。図１ｂは、読み出し方向（Ｋｘ）と位相エンコード方向（Ｋｙ）で規定される面Ｋｘ−Ｋｙで、３次元ｋ空間を原点を含む高頻度計測領域Ｂとそれ以外の低頻度計測領域Ａ，Ｃに分けた場合をＫｘ＝０平面の様子で示した図である。図２は３次元ダイナミック計測による時相評価値をプロットしてその時間的変化の様子を示したグラフと、分割された各計測領域の計測順序の表示例を示した図である。（ａ）は所定の計測順序で各計測領域を計測した場合の例を示す図である。（ｂ）は時相評価値の変化に対応して各計測領域の計測順序を変更した一例を示す図である。（ｃ）は時相評価値の変化に対応して各計測領域の計測順序を変更した他の例である。図３はダイナミック計測をした後に、計測された結果と画像を表示した一例を示す図である。図３ａは、図２（ｂ）に示した様な各計測領域の計測順序で取得された時相評価値のプロット及びその信号強度変化曲線のグラフと、そのグラフと時間軸を共通にして各計測領域の計測順序及び計測期間を表示した例を示す図である。図３ｂは、図３ａのグラフと、選択された動脈相の投影画像と、ｋ空間の領域分割の様子を一つの画面上に組み合わせて表示した例を示す図である。図４は第１の実施形態の処理フローを示す図である。図５はダイナミック計測の後に、計測された時相評価値の時間的変化の様子と、分割された各計測領域の計測順序の一例を示した図である。図５ａは、時相評価値をプロットしてその時間的変化の様子を示したグラフと、分割された各計測領域の計測順序の表示例を示す図である。図５ｂは、図５ａのグラフと、選択された動脈相の投影画像と、ｋ空間の領域分割の様子を一つの画面上に組み合わせて表示した例を示す図である。図６は高頻度計測領域の計測期間が動脈相の開始タイミングからずれた場合を示す図である。図７は第２の実施形態の処理フローを示す図である。図８は本発明及び従来の核磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。図９は本発明で用いる３次元グラディエントエコー系のパルスシーケンス図である。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。
最初に本発明が適用されたＭＲＩ装置の全体構成について、図８に示すブロック図に基づいて説明する。
図８に示すＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図８に示すように、静磁場発生系２と、磁場勾配発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８と、操作部２５を備えて成る。
上記静磁場発生系２は、被検体１の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
磁場勾配発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を設定することができる。
シーケンサ４は、上記被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び磁場勾配発生系３並びに受信系６に送るようになっている。
送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成り、上記高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命令にしたがって変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が上記被検体１に照射されるようになっている。
受信系６は、被検体１の生体組織における原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成り、上記送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有し、受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。
操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記信号処理系７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４から成る。この操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。
なお、図８において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生系２の磁場空間内に設置されている。
次に本発明のＭＲＩ装置には、パルスシーケンスとして、ダイナミック計測を行うためのパルスシーケンス、具体的には繰り返し時間ＴＲが短いグラディエントエコー系パルスシーケンスが含まれている。これらのパルスシーケンスは、プログラムとして例えば磁気ディスク１８に記憶されており、必要に応じて、ＣＰＵ８内に読み込まれて実行される。以下、ダイナミック計測を行うためのパルスシーケンスを詳細に説明する。
図９は、３次元ダイナミック計測に使用されるパルスシーケンスの一例で、公知のグラディエントエコー系のパルスシーケンスである。図９では、Ｘ，Ｙ、Ｚ方向をそれぞれ読み出し方向、位相エンコード方向、スライス方向としている。まずＲＦパルス９０１を照射すると同時に撮像領域を選択する傾斜磁場９０２を印加して目的血管を含む撮影領域を励起する。次に、スライスエンコード傾斜磁場９０３及び位相エンコード傾斜磁場９０４を印加し、さらに読み出し傾斜磁場９０５を印加してエコー信号９０６を計測する。エコー信号９０６の計測後には、スライスエンコード傾斜磁場９０３と位相エンコード傾斜磁場９０４の印加量をゼロに戻す様にそれぞれリワインド傾斜磁場９０７，９０８を印加する。また、スポイラー傾斜磁場９０９を印加して、横磁化をその位相を大きく分散させることによって消失させている。
ＲＦパルス照射９０１から次のＲＦパルス照射までの過程を短ＴＲ、例えば、数ｍｓ〜数１０ｍｓの繰り返し時間で繰り返す。３次元計測ではＴＲ毎にスライスエンコード又は位相エンコードの異なるエコー信号を計測し、２次元計測ではスライスエンコードは印加せずに位相エンコードのみ異なるエコー信号を計測する。例えば、スライスエンコード数をＮｓ、位相エンコード数をＮｐとすると、３次元計測では、通常、Ｎｓ×Ｎｐの繰り返しで目的血管を含む３次元領域（３次元ボリューム領域又はスラブ領域）についての３次元データを得る。２次元計測では、通常、Ｎｐの繰り返しで目的血管を含む２次元領域についての２次元データを得る。
ダイナミック計測では、このような２次元又は３次元データを得る計測を繰り返して、時系列データを得る。このようなダイナミック計測における１回の撮像時間は、２次元計測の場合は繰り返し時間ＴＲと位相エンコード数を乗じた時間となり、３次元計測の場合は繰り返し時間ＴＲに位相エンコード数及びスライスエンコード数を乗じた時間となる。したがって、空間分解能を向上させるためには位相エンコード数やスライスエンコード数を大きくすることが望ましいが、そのようにすると撮像時間が長くなるので時間分解能は低下する。すなわち基本的に空間分解能と時間分解能はトレードオフの関係にある。
そこで、本発明のＭＲＩ装置では、さらにｋ空間を複数の領域に分割して、同一領域の計測データを複数の時相間で共用することにより、１回当たりの撮像時間を実質的に短縮する。これは例えば特開２００２−１７７２４０号公報に開示されている公知の技術である。具体的には、一度の撮像でｋ空間の全データを計測するのではなく、ｋ空間をその原点を含む低空間周波数領域（高頻度計測領域）と原点を含まない複数の高空間周波数領域（低頻度計測領域）に分割し、分割した計測領域を単位として、高頻度計測領域が低頻度計測領域より高い頻度で計測されるように、計測領域毎の計測順序を制御する。そして、低頻度計測領域の計測データについては、複数の時相間で共用するか、または、異なる時相で計測された同じ低頻度計測領域の計測データを使って補間によって所望の時相の低頻度計測領域の計測データを生成する。これらにより、一回当たりの撮像時間を実質的に短縮する。
実際に計測された、又は、補間により生成された各計測領域の計測データは、例えば磁気ディスク１８に記憶され、その後に必要に応じてＣＰＵ８内に読み込まれて画像再構成等に使用される。
この技術によれば、各撮像においてスライスエンコード又は位相エンコードの全数を実行しないために、各撮像時間が短縮されてダイナミック計測の時間分解能を向上することができると共に、診断に重要なコントラストを決定するｋ空間の中心領域（低空間周波領域）については、高頻度に計測されることによって時間分解能が向上するために、造影剤濃度の時間的変化を確実に捉えることができるようになる。
図１に、３次元ｋ空間の領域分割の一例を示す。図１ａは、読み出し方向（Ｋｘ）とスライスエンコード方向（ｋｚ）で規定される面Ｋｘ−ｋｚで、３次元ｋ空間を原点を含む低空間周波数領域Ｂ（高頻度計測領域）とそれ以外の高空間周波数領域Ａ，Ｃ（低頻度計測領域）に分けた場合をＫｘ＝０平面の様子で示したものである。計測は高頻度計測領域Ｂを、低頻度計測領域Ａ，Ｃに比べて高頻度で計測する。ただし、ｋ空間の分割はこの例に限定されない。例えば、読み出し方向（Ｋｘ）と位相エンコード方向（Ｋｙ）で規定される面Ｋｘ−Ｋｙで分割しても良い。図１ｂはこのように分割した場合のＫｘ＝０平面の様子を示したものである。或いは、特開２００２−１７７２４０号公報に開示されているように、より精緻に分割してもよい。要は、高頻度計測領域として原点を含む領域と低頻度計測領域として原点を含まない領域とに分割すれば良い。さらに各低頻度計測領域をそれぞれ独立して更に細かく２以上に分割しても良い。
第１の実施形態
次に、本発明を適用したＭＲＩ装置の第１の実施形態を説明する。本実施形態は、ダイナミック計測を行って複数の時相のｋ空間データを計測するに際して、時系列的に計測される各計測領域の計測順序を制御して（つまり随時変更して）、高頻度計測領域の計測期間が動脈相（動脈が主として描出されている時相）を含むようにする形態である。
図２に第１の実施形態の一実施例を示す。図２は、前述のＭＲＩ装置を用いた３次元ダイナミック計測による時相評価値の時間的変化の様子と、分割された各計測領域の計測順序の一例を示したものである。
ここで、時相評価値とは、高頻度計測領域のｋ空間原点データ又はこの原点データを含む読み出し方向（Ｋｘ）の１次元エコーデータを１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）した後の加算値を意味し、両者は数学的に等価である。理想的にはｋ空間原点データは、計測されるエコーデータの中で最大値即ちエコー中心値となるが、例えば渦電流の影響のために、エコーデータの最大位置とｋ空間原点が若干ずれる場合がある。その場合には、ｋ空間原点の近傍を探索してエコーデータの最大値を取得してエコー中心値の代用とするか、又はこの最大値とその近傍のエコーデータから補間によりエコー中心値を推定して求める。以下、特に明記しない限り、時相評価値はこのようにして取得された値とする。
最初に、３次元ダイナミック計測を開始する前に、ダイナミック計測のための初期設定を行う。パルスシーケンスは、図９に示すような公知のグラディエントエコー系のパルスシーケンスを使用する。またｋ空間の分割は、例えば図１ａに示す様に、読み出し方向（Ｋｘ）とスライスエンコード方向（ｋｚ）で規定される面Ｋｘ−ｋｚで３次元ｋ空間を原点を含む高頻度計測領域Ｂと原点を含まない低頻度計測領域Ａ，Ｃの３つの領域に分割する。
初期設定の後にパルスシーケンスを起動してダイナミック計測を開始し、任意の時刻から造影剤を被検体の所定血管、例えば肘静脈から注入する。各計測領域の計測順序は、動脈相の開始タイミング１２０を考慮しない場合は、（ａ）に示す様にＡ（１５１）→Ｂ（１５２）→Ｃ（１５３）→Ｂ（１５４）→Ａ（１５５）→Ｂ（１５６）→Ｃ（１５７）→Ｂ（１５８）→Ａ（１５９）→Ｂ（１６０）→…と規則的にすることができる。この場合、時相評価値１１０，１１１，１１２，１１４，１１６…が取得され、後述する動脈相を含む計測領域の選択方法によって、例えば［Ｃ（１５７），Ｂ（１５８），Ａ（１５９）］が画像再構成用セットとして選択され、それらのｋ空間データが抽出されて画像再構成される。この様な計測順序であれば、高頻度計測領域Ｂを低頻度計測領域Ａ，Ｃの２倍の頻度で計測し、且つ、各低頻度計測領域が均等に計測される。
なお、画像再構成処理が間に合えば、ダイナミック計測の進行に同期して再構成画像をリアルタイム表示しても良い。
しかし、Ｂ（１５６）の時相評価値１１２がＢ（１５４）の時相評価値１１１に対して上昇し始めているので、時相評価値１１２を取得した時点で、それ以前のＢ（１５２）の時相評価値１１０及びＢ（１５４）の時相評価値１１１等と合わせて計算することにより、その後に計測される高頻度計測領域Ｂから取得される時相評価値の値が閾値α（１０１）に到達するタイミング１２０、つまり動脈相の開始タイミング１２０を予測することができる。この予測されたタイミング１２０がその後に計測される高頻度計測領域Ｂの計測期間に含まれるようにＢ（１５６）以後の各計測領域の計測順序を制御（つまり随時変更）する。
例えば、図２（ｂ）に示す様に、高頻度計測領域Ｂ（１５６）の計測の直後に動脈相の開始タイミング１２０に合わせて再度高頻度計測領域Ｂ（１７０）を計測するように計測順序を変更する。その後はＢ（１５６）の直前が低頻度計測領域Ａ（１５５）であることを考慮して他方の低頻度計測領域Ｃ（１７１）を計測する。これ以後は、（ａ）と同じ順序パターンで各計測領域Ｂ（１７２），Ａ（１７３）…を順次計測していく。従って、時相評価値１１２の後に実際に計測される時相評価値は１１３，１１５…となり、計測されるはずであった時相評価値１１４，１１６は実際には計測されないことになる。そして、Ｂ（１７０）を中心に時間的に最寄りのＡ（１５５）とＣ（１７１）、つまり［Ａ（１５５），Ｂ（１７０），Ｃ（１７１）］を画像再構成用セットとして選択し、それらのｋ空間データを抽出して動脈相の開始タイミング１２０における画像が再構成される。
或いは、図２（ｃ）に示す様に、図２（ｂ）においてＢ（１７０），Ｃ（１７１）と計測されたので、Ｂ（１７０）に対する時間間隔がＡ（１５５）と同じＡ（１８０）をＣ（１７１）の後に計測し、以後図２（ａ）と同じパターンで各計測領域Ｂ（１８１）…を順次計測していく。従って、時相評価値１１２の後に実際に計測される時相評価値は１１３，１１６…となり、計測されるはずであった時相評価値１１４は実際には計測されないことになる。そして、［Ｂ（１７０），Ｃ（１７１），Ａ（１８０）］を画像再構成用セットとして選択し、それらのｋ空間データを抽出して動脈相の開始タイミング１２０における画像が再構成される。
ここで、時相評価値の値が閾値α（１０１）に到達するタイミング１２０の予測は、例えば、その時点までに計測された時相評価値からスプライン補間等により、計測された時相評価値の時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線（Ｔｉｍｅ−Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ−Ｃｕｒｖｅ）ＴＩＣ１０４を求め、それを外挿して閾値α（１０１）に到達するタイミング１２０を求めることによって予測することができる。
つまり、計測された高頻度計測領域の計測データから時相評価値を取得し、その取得された時相評価値を加味して信号強度変化曲線１０４を更新し、更新された信号強度変化曲線１０４に基づいてタイミング１２０を予測し、その予測に基づいてそれ以後の各計測領域の計測順序を制御して、その後に計測される高頻度計測領域の計測期間が予測されたタイミング１２０を含むように様にする。この予測とその予測に基づいた計測順序の制御を、実際に閾値α（１０１）以上の値を持つ時相評価値が取得されるまで繰り返す。
また、閾値α（１０１）の値は、時相評価値の値が上昇し始める以前に得られた時相評価値のベースライン値の１．８倍以上とすることが好ましい。例えば、図２（ａ）では、時相評価値１１０及びそれより前に得られた時相評価値の平均をベースライン値とし、その１．８倍の値を閾値α（１０１）とすることができる。
これらタイミング１２０の予測及び閾値設定の処理は、プログラムとして例えば磁気ディスク１８に記憶され、同じく磁気ディスク１８に記憶された必要なデータと共にＣＰＵ８内に読み込まれて処理される。処理結果であるタイミング１２０の予測値及び閾値は、例えば磁気ディスク１８に記憶されてその後の上記処理に使用される。
次に、上記ダイナミック計測が終了した後の動脈相の決定について図３に基づいて説明する。図３は、図２と同じ条件でダイナミック計測をした後に、計測された結果と画像を表示した一例である。図３ａは、図２（ｂ）に示した様な各計測領域の計測順序で取得された時相評価値のプロット及びその信号強度変化曲線１０４のグラフ２０１と、そのグラフ２０１と時間軸を共通にして各計測領域の計測順序及び計測期間を表示した例を示したものである。各計測領域は長方形で示され、その時間軸方向（水平方向）の長さが計測期間を意味する。一方、信号強度方向（垂直方向）の長さは特に意味は無いが見やすい適当な長さであればよい。また、図３ｂは、図３ａのグラフ２０１と、選択された動脈相の投影画像と、ｋ空間の領域分割の様子を一つの画面上に組み合わせて、例えばディスプレイ２０に表示した一例を示したものである。
この図３ａのグラフ２０１において、複数の時相の中から、時相評価値がダイナミック計測中に計算された閾値α（１０１）に到達したタイミング１２０の時相を動脈相とみなし、その時相に計測された高頻度計測領域Ｂ（１７０）と、この高頻度計測領域Ｂ（１７０）に時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域Ａ（１５５），Ｃ（１７１）が選択される。選択されたことを明示的に示すために、例えば図３ａ，ｂに示す様に選択された計測領域の長方形を太枠で表示する。
なお、閾値α（１０１）に到達したタイミング１２０の時相を含む高頻度計測領域が存在しない場合は、以下に説明するグラフ２０１上で直接閾値α（１０１）又はタイミング１２０を変更又は指定することにより、或いは後述する第２の実施形態の説明で詳述する閾値α（１０１）に到達したタイミング１２０に最寄りの高頻度計測領域を選択することにより、最適な高頻度計測領域とそれに時間的に近接する低頻度計測領域を選択することができる。
そして、選択された計測領域の画像再構成用セット［Ａ（１５５），Ｂ（１７０），Ｃ（１７１）］のｋ空間データを、例えば磁気ディスク１８に記憶された計測データから抽出してフーリエ変換により３次元画像データを得、さらに投影処理を行うことで、図３ｂの左下に示すように、撮像後に目的とする動脈相の２次元投影血管像をディスプレイ２０に表示する。この動脈相の画像は、造影剤により動脈全体が高信号に描出されたものとなる。
ここで、投影処理は、例えば投影軸上にある信号値の最大のものを血管とみなすＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理等の公知の投影法を採用して行うことができる。これらの画像再構成処理はプログラムとしては、例えば磁気ディスク１８に記憶されており、同じく磁気ディスク１８に記憶された画像再構成に必要なｋ空間データと共にＣＰＵ８内に読み込まれて実行される。実行結果である再構成画像は例えば磁気ディスク１８に保存される。
なお、図３ｂの右下には、このダイナミック計測で採用されたｋ空間の分割の様子を示している。これは図１ａと同一である。
表示された血管像に満足出来ない場合は、ディスプレイ２０上で閾値α（１０１）を直接変更するか、又は、直接動脈相の開始タイミング１２０を指定する事によって、それらに適合する計測領域を選択することができる。或いは、直接画像再構成用の計測領域のセットを指定することもできる。そして、それら選択された計測領域のｋ空間データを抽出して血管像を再構成して表示する。
例えば、閾値α（１０１）をディスプレイ２０に表示されたグラフ２０１上で直接変更する場合は、閾値α（１０１）を表す点線１０３をトラックボール又はマウス２３で所望の位置まで直接上下させることにより閾値α（１０１）を変更することができる。或いは、直接閾値α（１０１）をキーボード２４により入力して設定することも可能である。そして、変更された閾値α（１０１）と信号強度変化曲線１０４との交点の時刻を動脈相の開始タイミング１２０とみなして、そのタイミング１２０に最寄りの高頻度計測領域Ｂと該高頻度計測領域Ｂに時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域Ａ，Ｃを選択して、それらのｋ空間データを抽出して画像再構成を行い、得られた投影血管像をディスプレイ２０に表示する。この閾値α（１０１）の変更とそれに基づいた血管像の再構成及び表示を、表示された血管像に満足するまで繰り返す。
この具体例を図３に基づいて説明すると、閾値α（１０１）を表す点線１０３をトラックボール又はマウス２３で例えば時相評価値１１５の位置まで上昇させると、動脈相の開始タイミング１２０は時相評価値１１５が取得されたタイミングと同一となる。従ってこの時相を含む高頻度計測領域Ｂ（１７２）とこれに時間的に近接する低頻度計測領域Ｃ（１７１）とＡ（１７３）を画像再構成用セットとし選択することになる。
或いは、直接動脈相の開始タイミング１２０をディスプレイ２０に表示されたグラフ２０１上で指定する場合は、グラフ２０１の時間軸上又は信号強度変化曲線１０４上で所望の点をトラックボール又はマウス２３で指定することにより、その指定点に対応する時刻を動脈相のタイミング１２０とすることができる。そして、指定されたタイミング１２０に最寄りの高頻度計測領域Ｂと該高頻度計測領域Ｂに時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域Ａ，Ｃを選択する。このタイミング指定の後から画像表示までの各処理は、上記閾値α（１０１）を変更する場合と同様である。この直接動脈相のタイミング１２０を指定する場合も、タイミング１２０の指定とそれに基づいた血管像の再構成及び表示を、表示された血管像に満足するまで繰り返すことができる。
この具体例を図３に基づいて説明すると、例えば時相評価値１１２の付近を動脈相のタイミング１２０としてトラックボール又はマウス２３で指定すると、その指定されたタイミング１２０に最寄りの高頻度計測領域はＢ（１５６）となり、Ｂ（１５６）に時間的に近接する低頻度計測領域としてＡ（１５５）とＣ（１７１）が画像再構成用セットして選択される。
或いは、直接画像再構成用の計測領域のセットを、例えばディスプレイ２０に表示された各計測領域の長方形をトラックボール又はマウス２３で選択することにより指定することができる。この選択の後から画像表示までの各処理は、上記閾値α（１０１）を変更する場合と同様である。
この具体例を図３に基づいて説明すると、画像再構成用セットとして例えば［Ａ（１５５），Ｂ（１７０），Ｃ（１７１）］の長方形をトラックボール又はマウス２３で選択する。同じタイプの計測領域が複数選択された場合は、例えばそれらのｋ空間データの平均をその計測領域のｋ空間データとするとこができる。
なお、上記実施例の説明では、画像再構成用に選択される計測領域のセットとして、動脈相の開始タイミング１２０をその計測期間に含む高頻度計測領域と合わせてｋ空間全体を埋める複数の低頻度計測領域のセットとした。これが最良の画像再構成用セットであるが、動脈相の開始タイミング１２０を含む高頻度計測領域と少なくとも一つの低頻度計測領域を画像再構成用セットの最小限セットとすることもできる。
また、動脈相の開始タイミング１２０を含む高頻度計測領域を中心としてその周りに低頻度計測領域が時間的に対称に分布し、かつ、該高頻度計測領域に最寄りであること、つまり該高頻度計測領域の直前又は直後、或いは該高頻度計測領域と時間的に連続して計測された低頻度計測領域であることが好ましい。次善の選択としては、少なくとも一つの低頻度計測領域が該高頻度計測領域の直前又は直後に計測されたものであることが好ましい。止むを得ない場合は、画像再構成用セットとして選択される高頻度計測領域と低頻度計測領域の計測期間が時間的に連続していなくても良い。
以上の第１の実施形態の処理フローをまとめると図４の様に表すことができる。以下、各ステップの処理を詳細に説明する。最初に左側に表示された全体フローについて説明する。
ステップ４０１で、初期設定を行う。例えば、ｋ空間の分割と分割された各計測領域の計測順序の設定を行う。３次元ｋ空間の分割は、例えば図１ａに示す様に、読み出し方向（Ｋｘ）とスライスエンコード方向（ｋｚ）で規定される面Ｋｘ−ｋｚで３次元ｋ空間を原点を含む高頻度計測領域Ｂと原点を含まない低頻度計測領域Ａ，Ｃの３つの領域に分割する。また、各計測領域の計測順序の初期設定は、例えば図２（ａ）の様な所定の順序とすることができる。
ステップ４０２で、パルスシーケンスを起動してダイナミック計測を開始する。パルスシーケンスは、例えば図９に示す様なグラディエントエコー系のパルスシーケンスとする。
ステップ４０３で、任意の時刻で造影剤を被検体に注入して造影ＭＲＡを行う。
ステップ４０４で、ダイナミック計測の実体であるステップ４５１〜４６１を実施する。このステップの詳細は後述する。
ステップ４０５で、ステップ４０４のダイナミック計測終了後に、ステップ４０４内で計算・設定された閾値α（１０１）に基づいて、画像再構成用の動脈相データ（ｋ空間データ）を抽出する。詳細は後述の第２の実施形態及びステップ７０６で説明する。
ステップ４０６で、ステップ４０５で抽出されたｋ空間データに対してフーリエ変換を適用して画像再構成を行う。３次元再構成画像であれば、さらに所望の方向に投影（例えばＭＩＰ処理）して２次元投影像を得る。
ステップ４０７で、ステップ４０６で得られた画像を、例えばディスプレイ２０に表示し、その画像の読影を行う。
次に、図４の右側に表示されたステップ４０４のダイナミック計測の詳細フローについて説明する。
ステップ４５１で、ステップ４０１で設定された各計測領域を、同じくステップ４０１で初期設定された計測順序で順次計測する。
ステップ４５２で、ダイナミック計測の進行と同期して、時相評価値の取得とそれらのグラフ２０１上へのプロットを行う。つまり、ダイナミック計測の際に計測された各高頻度計測領域から時相評価値を取得し、それらをグラフ２０１上にプロットする。さらに、それらプロット点間を結んで、それらの時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線１０４を重ねて表示しても良い。
ステップ４５３で、時相評価値が上昇し始めたか否かをチェックする。上昇し始めなければ、ステップ４５１に戻って、ステップ４０１で初期設定された計測順序で各計測領域の計測を継続する。上昇し始めた場合は、ステップ４５４に移行する。
ステップ４５４で、上昇し始める前に取得された時相評価値から計算して閾値α（１０１）を設定する。閾値α（１０１）は、例えば前述の様に時相評価値のベースライン値の１．８倍とすることができる。
ステップ４５５で、時相評価値が閾値α（１０１）以上となったか否かをチェックする。閾値α（１０１）以上であれば、ステップ４６０に進み、未満であればステップ４５６に進む。
ステップ４５６で、取得された時相評価値から動脈相の開始タイミング１２０を予測する。予測の仕方は前述の通りである。
ステップ４５７で、ステップ４５６の予測されたタイミング１２０に基づいて、以後に計測される高頻度計測領域の計測期間がそのタイミング１２０を含む様に各計測領域の計測順序を変更する。変更制御の仕方は前述の通りである。
ステップ４５８で、ステップ４５７で変更された計測順序に従って、各計測領域を順次計測する。
ステップ４５９で、ステップ４５２と同じ様に、時相評価値の取得とそれらのグラフ２０１上へのプロットを行う。この後、ステップ４５５に戻る。
ステップ４６０で、取得した時相評価値が閾値α（１０１）以上となった以後で、残りのダイナミック計測を終了するまで、ステップ４０１で初期設定された、又はステップ４５７で変更された計測順序で各計測領域を継続して計測する。
ステップ４６１で、ダイナミック計測の終了を判断する。終了判断は、例えば時相評価値がピーク値の半値以下になった時、又は操作者の判断によって行うことができる。計測が終了したらステップ４０５に進む。終了しなければステップ４６０に戻る。
第２の実施形態
次に、本発明を適用したＭＲＩ装置の第２の実施形態を説明する。本実施形態は、ダイナミック計測を行って複数の時相のｋ空間データを計測した後に、所望の動脈相に最寄りの高頻度計測領域と該高頻度計測領域に時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域を選択する形態である。即ち、前述の第１の実施形態において、時相評価値を取得しながら動脈相の開始タイミングを予測することをせずに、各計測領域を所定の計測順序で順次計測し、ダイナミック計測を終了後に所望の動脈相を検出してその画像を取得する形態である。
図５に本実施形態の一実施例を示す。図２，３と同様に、前述のＭＲＩ装置を用いた３次元ダイナミック計測の後に、計測された時相評価値の時間的変化の様子と、分割された各計測領域の計測順序の一例を示したものである。
図５ａは、図１ａに示した様なｋ空間の領域分割によるダイナミック計測で、各計測領域を所定の計測順序で計測し、計測された高頻度計測領域から取得された時相評価値のプロット及びその信号強度変化曲線１０４のグラフ１０２と、そのグラフ１０２と時間軸を共通にして各計測領域の計測順序及び計測期間の表示例を示したものである。各計測領域の長方形の意味は図２，３と同様である。
また、図５ｂは、図５ａのグラフと、選択された動脈相の２次元投影画像と、ｋ空間の領域分割の様子を一つの画面上に組み合わせて、例えばディスプレイ２０に表示した一例を示したものである。
ここで、計測された各計測領域の計測データは、例えば磁気ディスク１８に記憶され、その後の画像再構成処理等の際にＣＰＵ８内に読み込まれて使用されることも、前述の第１の実施形態と同様である。
図２の場合と同様に、パルスシーケンスを起動してダイナミック計測を開始し、任意の時刻から造影剤を被検体の所定血管、例えば肘静脈から注入し、３次元ダイナミック計測を開始する。パルスシーケンスは、例えば図９に示すような公知のグラディエントエコー系のパルスシーケンスを使用する。またｋ空間の分割は、例えば図１ａに示す様に、読み出し方向（Ｋｘ）とスライスエンコード方向（ｋｚ）で規定される面Ｋｘ−ｋｚで３次元ｋ空間を原点を含む高頻度計測領域Ｂと原点を含まない低頻度計測領域Ａ，Ｃの３つの領域に分割する。しかし、本実施形態では各計測領域をダイナミック計測が終了するまで所定の順序で計測する。例えば、各領域の計測順序を、Ａ（５５１）→Ｂ（５５２）→Ｃ（５５３）→Ｂ（５５４）→Ａ（５５５）→Ｂ（５５６）→Ｃ（５５７）→Ｂ（５５８）→Ａ（５５９）→Ｂ（５６０）→…とすることができる。この場合には、時相評価値５０１，５０２，５０３，５０４，５０５…が取得される。この計測順序は、図２（ａ）と同様に、高頻度計測領域Ｂを低頻度計測領域Ａ，Ｃの２倍の頻度で計測し、且つ、各低頻度計測領域Ａ，Ｃが均等に計測されるようにしている。
また、高頻度計測領域を計測する毎にその時相評価値を取得してグラフ２０１上にプロットすると共に、それら時相評価値間を結んで、それらの時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線１０４を重ねて表示する。
そして、ダイナミック計測の終了後に時相評価値が閾値α（１０１）に到達したタイミング１２０の時相を求める。例えば磁気ディスク１８に記憶された複数の高頻度計測領域の計測データから時相評価値を取得し、各時相評価値の時間的変化を追跡してその時相評価値が閾値α（１０１）に到達するタイミング１２０の時相を求める。
図５ａでは、時相評価値が閾値α（１０１）に到達するタイミングの時相が高頻度計測領域Ｂ（５５７）から取得した時相評価値５０４の時相と一致していることから、該高頻度計測領域Ｂ（５５７）とそれに時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域Ａ（５５６），Ｃ（５５８）を選択して、［Ａ（５５６），Ｂ（５５７），Ｃ（５５８）］を画像再構成用セットとして、そのｋ空間データを抽出し、画像再構成を行って２次元投影像を表示する。
上記の図５ａの説明では、高頻度計測領域Ｂの計測期間が動脈相の開始タイミング１２０を含む場合を説明したが、多くの場合は多少ずれる。そのような場合は、動脈相の開始タイミング１２０の前後で、最もタイミング１２０に時間的に近い高頻度計測領域と該高頻度計測領域に時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域を画像再構成用セットとして選択する。動脈相の開始タイミング１２０以後から所望の計測領域の画像再構成用セットを選択するのが好適であるが、タイミング１２０の直前でも良い。これを図６に基づいて説明する。
図６は、動脈相の開始タイミング１２０を含む時相で計測された領域はＡ（６０７）であるため、それより後に計測された高頻度計測領域Ｂ（６０８）から取得した時相評価値６５４が閾値α（１０１）を初めて越えることになる。従って、［Ａ（６０７），Ｂ（６０８），Ｃ（６０９）］を画像再構成用セットとして選択する。或いは、動脈相の開始タイミング１２０の直前の時相評価値６５３の時相を選択すると、その時相評価値が取得された高頻度計測領域Ｂ（６０６）を中心に［Ｃ（６０５），Ｂ（６０６），Ａ（６０７）］を画像再構成用セットとして選択することもできる。そして選択された各計測領域のｋ空間データを例えば磁気ディスク１８に記憶された計測データから抽出し、画像再構成を行って２次元投影像を表示する。
この第２の実施形態の場合も、第１の実施形態の場合と同様に、ダイナミック計測終了後にグラフ２０１上で、閾値α（１０１）又は動脈相の開始タイミング１０２を直接変更又は指定して、その変更又は指定に合わせて計測領域を選択することもできる。或いは、直接画像再構成用の計測領域のセットを、例えばディスプレイ２０に表示された各計測領域の長方形をトラックボール又はマウス２３で選択することもできる。
以上の第２の実施形態の処理フローをまとめると図７の様に表すことができる。以下、各ステップの処理を詳細に説明する。
ステップ７０１で、初期設定を行う。例えば、ｋ空間の分割と分割された各計測領域の計測順序及び閾値α（１０１）の設定を行う。３次元ｋ空間の場合は、例えば、図１ａに示す様に分割する。各計測領域の計測順序の初期設定は、例えば図５ａの様な所定の順序を初期設定することができる。閾値α（１０１）の設定は、例えば、グラフ２０１の信号強度軸上で、閾値α（１０１）を表す点線１０３をトラックボール又はマウス２３で所望の位置まで直接上下させることにより行うことができる。或いは、直接閾値α（１０１）をキーボード２４により入力して設定することも可能である。
ステップ７０２で、ステップ４０２と同様に、パルスシーケンスを起動してダイナミック計測を開始する。パルスシーケンスは、例えば図９に示す様なグラディエントエコー系のパルスシーケンスとする。
ステップ７０３で、ダイナミック計測開始後の任意の時刻で造影剤を被検体に注入して造影ＭＲＡを行う。
ステップ７０４で、ダイナミック計測の進行と同期して、各高頻度計測領域から時相評価値を取得し、それらをグラフ２０１上にプロットする。さらに、それらプロット点間を結んで、それらの時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線１０４を重ねて表示しても良い。
ステップ７０５で、ダイナミック計測の終了を判断する。終了判断は、例えば時相評価値がピーク値の半値以下になった時、又は操作者の判断によって行うことができる。終了後はステップ７０６に進み、終了してなければステップ７０４に戻る。
ステップ７０６で、閾値α（１０１）に基づいて画像再構成用の動脈相データ（ｋ空間データ）を抽出する。つまり、時相評価値が閾値α（１０１）以上に到達したタイミング１２０の前後で、最もこのタイミング１２０に時間的に近い高頻度計測領域と該高頻度計測領域に時間的に近接してｋ空間のその他の領域を構成する低頻度計測領域を画像再構成用セットとして選択する。
ステップ７０７で、前述のステップ４０６と同様の画像再構成を行う。
ステップ７０９で、ステップ７０７で得られた画像をディスプレイに表示し、その画像の読影を行う。
以上は本発明の各実施形態を動脈相の主として３次元画像を抽出する場合を例にして説明したが、本発明はこれらの実施形態に限定されることはなく、動脈相以外の抽出にも適用可能である。例えば、静脈が高輝度に描出される静脈相の描出にも適用することができる。また、３次元計測のみならず２次元ダイナミック計測による２次元画像を取得する場合にも本発明を適用することができる。ただし、２次元の場合はスライスエンコードを行わない。
以上説明した様に本発明によれば、ダイナミック計測によって計測される時系列データから順次時相評価値を抽出してその時間変化を追跡することにより、簡易且つ瞬時に所望の時相の開始タイミングを取得して、その時相を含む画像を再構成して表示することができる。これにより、造影剤を用いたＭＲＡにおいて、複数の時相を含む多数の時系列計測データから目的とする動脈相のｋ空間データを簡易且つ瞬時に抽出して、その画像を表示することができる。

Claims (21)

1. ｋ空間をその原点を含み高頻度で計測される高頻度計測領域と原点を含まずに低頻度で計測される複数の低頻度計測領域とに分割し、前記高頻度計測領域の計測と該計測の合間の前記各低頻度計測領域の計測をそれぞれ繰り返してｋ空間データを計測する計測制御手段と、前記ｋ空間データを用いて画像再構成を行う信号処理手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記信号処理手段は、前記高頻度計測領域から時相評価値を取得し、該時相評価値が所定の閾値以上に到達した時相を求め、該時相を含む高頻度計測領域及び該高頻度計測領域に時間的に近接して計測された少なくとも一つの低頻度計測領域を画像再構成用セットとして選択し、該セットのｋ空間データを用いて前記画像再構成を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記画像再構成用セットを構成する低頻度計測領域の少なくとも一つは、該画像再構成用セットを構成する高頻度計測領域の直前又は直後に計測された計測領域であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記前記画像再構成用セットを構成する各計測領域の選択は、ｋ空間の全領域を含むように行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、前記高頻度計測領域の計測期間が前記時相を含むように各計測領域の計測順序を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記信号処理手段は、前記時相評価値の時間的変化から前記時相のタイミングを予測し、前記計測制御手段は、前記予測されたタイミングに基づいて前記各計測領域の計測順序を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記信号処理手段は、前記繰り返し計測の後に前記時相を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記時相評価値は、前記高頻度計測領域におけるｋ空間データの略ピーク値であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記時相評価値は、前記高頻度計測領域におけるｋ空間原点を含む読み出し方向の１次元データをフーリエ変換した後の加算値であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記閾値は、前記時相評価値のベースライン値の１．８倍以上であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記閾値は、前記時相評価値の最大値の８０％以上であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記時相評価値を時系列的に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記時系列的に表示された時相評価値を結んでそれらの時間的変化を近似して表す信号強度変化曲線を表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記閾値を設定する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記時相を指定する手段を備え、前記信号処理手段は、前記指定された時相に最寄りの高頻度計測領域を選択することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
15. 請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記時相評価値の表示と時間軸を同一にして前記各計測領域の計測順序と計測期間を表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記画像再構成用セットを構成する各計測領域を選択できる手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
17. 請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示手段は、前記選択された各計測領域の表示を選択されなかった他の計測領域の表示と異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
18. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記ｋ空間データは、前記被検体内に注入された造影剤の濃度情報が反映されたデータであり、前記画像は前記被検体の血管像を含み、前記時相は動脈が前記造影剤によって描出される時相であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
19. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記ｋ空間はスライスエンコード方向と位相エンコード方向と読み出し方向から成る３次元空間であり、前記ｋ空間の分割は読み出し方向に平行な平面による分割であることを特徴とする磁気共鳴イメージグ装置。
20. 請求項１９に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記画像処理は、３次元再構成後に２次元平面に投影処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
21. ｋ空間をその原点を含み高頻度で計測される高頻度計測領域と原点を含まずに低頻度で計測される複数の低頻度計測領域に分割するステップと、前記高頻度計測領域の計測と該計測の合間の前記各低頻度計測領域の計測をそれぞれ繰り返して複数のｋ空間データの計測を行う計測制御ステップと、前記ｋ空間データを用いて画像再構成を行うステップと、得られた画像を表示するステップとを備えた磁気共鳴イメージング方法において、
    前記計測制御ステップは、前記高頻度計測領域から時相評価値を取得するステップと、該時相評価値が所定の閾値以上に到達した時相を求めるステップと、該時相を含む高頻度計測領域及び該高頻度計測領域に時間的に近接して計測された少なくとも一つの低頻度計測領域を画像再構成用セットとして選択するステップと、該セットのｋ空間データを用いて前記画像再構成を行うステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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