WO2012102338A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びそれを用いた血管撮像方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びそれを用いた血管撮像方法 Download PDF

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resonance imaging
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延之 吉澤
眞次 黒川
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, and more particularly to an MRI apparatus that acquires a three-dimensional blood vessel image of a subject without using a contrast agent.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • Non-contrast angiographic imaging it is desirable to perform electrocardiographic imaging in order to improve the ability to depict arteries or veins.
  • a certain delay time is triggered by a signal (for example, R wave) obtained from the heart beat.
  • the echo signal is acquired. Specifically, echo signals are acquired only during the diastole or systole of the heart.
  • Non-Patent Document 1 proposes a technique for performing imaging while changing the delay time in the expansion period in real time. According to this technique, it is possible to prevent deterioration in image quality due to fluctuations in delay time, but it is impossible to solve the above-described problem due to fluctuations in diastole or systole.
  • a multi-echo system sequence is generally used, and one of phase encoding and slice encoding is fixed and the step of collecting echo signals while changing the other is performed by changing one encoding. Repeat while. For this reason, the influence of T2 attenuation appears in either the phase encoding direction or the slice encoding direction.
  • an MRA image blurred in the phase encoding direction or slice encoding direction may be present, which may hinder diagnosis.
  • Non-Patent Document 2 discloses an imaging technique for sampling three-dimensional k-space data into a circle or an ellipse instead of sampling into a rectangle as a three-dimensional imaging technique. Note that rectangular sampling is sampling along a locus parallel to one coordinate axis in k-space, and is called orthogonal sampling.
  • the present invention relates to the above-described conventional non-contrast 3D angiographic imaging problem, that is, the problem of image quality degradation and extension of the measurement time due to changes in the diastole or systole of the heart, and the image quality of the blood vessel to be depicted is a gradient magnetic field.
  • An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of obtaining a good blood vessel image.
  • the MRI apparatus samples a circular or elliptical contour in a plane orthogonal to the readout direction of the three-dimensional k-space data as an imaging sequence (hereinafter abbreviated as circular sampling).
  • circular sampling In addition to adopting an imaging sequence that performs synchronous imaging based on body movement information, depending on the imaging parameters including the delay time and signal acquisition time, the sampling trajectory and the number of sampling points of circular sampling, echo if it is a multi-echo system sequence Control the number of trains.
  • the circular (elliptical) sampling of the present invention is a kind of non-orthogonal sampling compared to orthogonal sampling.
  • the MRI apparatus of the present invention includes an imaging unit including a static magnetic field generation unit, a gradient magnetic field generation unit, a high-frequency magnetic field generation unit, and a magnetic resonance signal reception unit, and measurement control for controlling the operation of the imaging unit according to an imaging sequence.
  • the imaging sequence includes a blood vessel imaging sequence that samples a surface orthogonal to the readout direction of the three-dimensional k-space into a circle or an ellipse, and the measurement control unit includes body motion information to be examined.
  • the operation of the imaging sequence is controlled using a synchronization signal based thereon, and the circular or elliptical sampling is controlled according to the delay time from the synchronization signal and the signal acquisition time.
  • the measurement control unit controls the sampling trajectory and / or the number of sampling points of the circular or elliptical sampling.
  • the measurement control unit includes a calculation unit that calculates the delay time and the signal acquisition time, and the calculation unit is based on body motion information of an examination target during imaging.
  • the delay time and the signal acquisition time are updated, and the circular or elliptical sampling is controlled according to the updated delay time and signal acquisition time.
  • a parameter setting unit configured to set the parameters of the imaging sequence
  • the measurement control unit has the circular or elliptical shape according to the parameters set in the parameter setting unit.
  • the sampling trajectory of sampling is controlled to minimize the signal intensity change between data adjacent in the sampling direction.
  • the blood vessel imaging method of the present invention executes a blood vessel imaging sequence that samples a surface orthogonal to the readout direction of the three-dimensional k-space as a circular or elliptical shape as an imaging sequence.
  • the circular or elliptical sampling is controlled according to a delay time from the synchronization signal and a signal acquisition time using a synchronization signal based thereon.
  • the present invention adopts circular sampling for blood vessel imaging, and changes the sampling locus and the number of points according to the imaging parameters of synchronous imaging, thereby eliminating blurring of the blood vessel image that occurs depending on the encoding direction and synchronous imaging. It is possible to obtain an image with no deterioration in image quality in response to a change in conditions accompanying the change, specifically, a change in imaging parameters or a change in heart rate.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the figure which shows an example of the pulse sequence used for a reference scan in the blood vessel imaging of 1st embodiment Diagram explaining information about cardiac cycle obtained from reference scan Diagram explaining delay time and data collection time in systole and diastole
  • a diagram for explaining k-space area division by circular sampling The figure explaining the data acquisition order in the area
  • the figure which shows the table which controls the data acquisition order of circular sampling (A), (b) is a figure which shows the other example of circular sampling, respectively.
  • (A), (b) is a figure which shows the other example of circular sampling, respectively.
  • the block diagram which shows the principal part of the MRI apparatus of 2nd embodiment.
  • Diagram showing how the number of echo trains is changed by shortening the data collection time AT The figure which shows the mode of the synchronous imaging which changes DT and AT in real time It is a figure explaining echo shift and shows the case where there is no echo shift. It is a figure explaining echo shift, and shows the case where the level difference of signal intensity arises by echo shift.
  • This MRI apparatus obtains a tomographic image of the subject 101 using the NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power source 109, a transmission RF coil 104, and an RF transmission unit 110.
  • the reception RF antenna 105 and the signal detection unit 106, the signal processing unit 107, the measurement control unit 111, the overall control unit 108, the display / operation unit 113, and the subject 101 are mounted, and the subject 101 is statically mounted. And a bed 112 to be taken in and out of the magnetic field generating magnet 102.
  • the static magnetic field generating magnet 102 is composed of a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source. If the vertical magnetic field type is used, the static magnetic field generating magnet 102 is perpendicular to the body axis of the subject 101. A uniform static magnetic field is generated in each axial direction.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z of the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field power source that drives the coil. Connected to 109 to supply current.
  • the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil. Thereby, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three-axis directions of X, Y, and Z. Position information is encoded in the echo signal by the gradient magnetic field.
  • the transmission RF coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 and supplied with a high-frequency pulse current. As a result, an NMR phenomenon is induced in the nuclear spins of the atoms constituting the biological tissue of the subject 101.
  • the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, and the high frequency pulse is amplitude-modulated and amplified, and then the transmission RF coil 104 disposed in the vicinity of the subject 101 is disposed.
  • the object 101 is irradiated with an RF pulse.
  • the reception RF coil 105 is a coil that receives an NMR signal (echo signal) emitted by a nuclear spin NMR phenomenon that constitutes the biological tissue of the subject 101, and is connected to the signal detection unit 106, and receives the received echo signal. Is sent to the signal detector 106.
  • the signal detection unit 106 performs processing for detecting an echo signal received by the reception RF coil 105. Specifically, an echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse irradiated from the RF transmission coil 104 is received by the reception RF coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101, and measurement control described later is performed.
  • the signal detection unit 106 amplifies the received echo signal, divides it into two orthogonal signals by quadrature detection, and samples each by a predetermined number (for example, 128, 256, 512, etc.)
  • a predetermined number for example, 128, 256, 512, etc.
  • Each sampling signal is A / D converted into a digital quantity and sent to a signal processing unit 107 described later. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data.
  • the signal processing unit 107 performs various processes on the echo data, and sends the processed echo data to the measurement control unit 111.
  • the measurement control unit 111 mainly transmits various commands for data collection necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106. It is a control part which controls these. Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 108 described later, and controls the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 based on a predetermined pulse sequence, The application of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse to the subject 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 are repeatedly executed, and echo data necessary for image reconstruction for the imaging region of the subject 101 is collected.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111, and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit 114 having a CPU and a memory therein, an optical disc, And a storage unit 115 such as a magnetic disk.
  • the overall control unit 108 controls the measurement control unit 111 to execute the collection of echo data.
  • the arithmetic processing unit 114 encodes the encoded information applied to the echo data. Is stored in an area corresponding to the k space of the memory.
  • a group of echo data stored in an area corresponding to the k space of the memory is also referred to as k space data.
  • the arithmetic processing unit 114 performs processing such as signal processing or image reconstruction by Fourier transform on the k-space data, and displays the resulting image of the subject 101 on the display / operation unit 113 described later. At the same time, it is recorded in the storage unit 115.
  • the display / operation unit 113 includes a display unit for displaying the reconstructed image of the subject 101, a trackball or a mouse and a keyboard for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 108. Etc., and an operation unit.
  • the operation unit is arranged in the vicinity of the display unit, and the operator controls various processes of the MRI apparatus interactively through the operation unit while looking at the display unit.
  • a body motion information detection unit that detects body motion information of the subject is provided as an accessory to the MRI apparatus.
  • This body motion information detection unit is mounted on the subject 101 and detects the body motion information of the subject, and processes the signal from the sensor unit 116 and measures the processed body motion information.
  • a body motion information processing unit 117 to be sent to 111. If the body motion information detection unit detects an electrocardiogram (electrocardiogram waveform) of the subject, the sensor unit 116 is an electrode for detecting an electrocardiogram, and the body motion information processing unit 117 processes an analog signal from the electrode. .
  • the measurement control unit 111 controls synchronous imaging in which imaging is performed by executing a pulse sequence in synchronization with the body motion information of the subject detected by the body motion information detection unit.
  • the transmission-side RF transmission coil 104 and the gradient magnetic field coil 103 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 102 into which the subject 101 is inserted, in the case of the vertical magnetic field method. If the horizontal magnetic field method is used, the object 101 is installed so as to surround it. Further, the reception RF coil 105 on the reception side is disposed so as to face or surround the subject 101.
  • the MRI apparatus of the present invention has a function of performing blood vessel imaging without using a contrast agent, and has a pulse sequence for blood vessel imaging and a processing flow.
  • the MRI apparatus of this embodiment includes an imaging unit including a static magnetic field generation unit, a gradient magnetic field generation unit, a high-frequency magnetic field generation unit, and a magnetic resonance signal reception unit, and a measurement control unit that controls the operation of the imaging unit according to an imaging sequence
  • the imaging sequence includes a blood vessel imaging sequence that samples a surface orthogonal to the readout direction of the three-dimensional k-space into a circle or an ellipse, and the measurement control unit is synchronized based on body motion information to be examined.
  • the operation of the imaging sequence is controlled using a signal, and the circular or elliptical sampling is controlled according to the delay time from the synchronization signal and the signal acquisition time.
  • the measurement control unit controls the sampling trajectory and / or the number of sampling points of the circular or elliptical sampling according to, for example, the delay time from the synchronization signal and the signal acquisition time.
  • this embodiment is a basic embodiment of other embodiments described later.
  • a pulse sequence for sampling a k-space in a circle or an ellipse is used as a pulse sequence. It is characterized by having adopted.
  • FIG. 2 shows a processing flow of blood vessel imaging according to this embodiment.
  • the overall flow of this processing and the individual processing in each step are stored in advance in the storage unit 115 such as a magnetic disk as a program, and are executed by the CPU reading it into the memory as necessary and executing it.
  • the storage unit 115 such as a magnetic disk as a program
  • each step will be described. Since the present invention acquires a non-contrast MRA image, there is no step of administering a contrast agent to the subject.
  • the operator sets the imaging conditions (imaging area, FOV, readout direction, number of image matrices, etc.) of the imaging sequence via the display / operation unit 113.
  • the imaging sequence is a multi-echo pulse sequence for blood vessel imaging, which will be described later, and imaging parameters such as the number of echo trains (ETL), the echo interval (IET), and the effective echo time (effective TE) are also set.
  • the lead-out direction should be substantially the same as any one of the body direction of the subject, HF (Head-Foot), RL (Right-Left), and AP (Anti-Posterior). Is preferred.
  • an image obtained by repeating imaging in which the readout direction is aligned with each direction may be synthesized. For example, at the bifurcation of the subclavian artery, since blood vessels run in both the HF direction and the RL direction, imaging is performed with the HF direction and the RL direction as the readout direction, By synthesizing the two obtained images, the subclavian artery can be depicted well.
  • the operator determines whether the acquired MRA image type is an arteriovenous image (diastolic image) or a vein image (systolic image). Based on this determination, an image calculation method in a step described later is set.
  • step 202 the measurement control unit 111 performs a reference scan for the imaging region set in step 201.
  • the echo data or image measured by the reference scan is used to determine an imaging parameter value suitable for obtaining a desired non-contrast MRA image using an imaging sequence in the steps described later.
  • the pulse sequence used for the reference scan may be a pulse sequence based on a well-known PC method using a velocity encoding (VENC) pulse as shown in FIG. 3, or a pulse sequence based on an imaging sequence. If necessary, high-resolution cine imaging is also performed separately from the above-described imaging.
  • VENC velocity encoding
  • step 203 the arithmetic processing unit 114, based on the data (echo data or image data) measured in the reference scan in step 202, imaging parameter values (systolic and extended) suitable for obtaining a desired non-contrast MRA image.
  • imaging parameter values (systolic and extended) suitable for obtaining a desired non-contrast MRA image.
  • Phase delay time DT data collection time AT, blood flow velocity.
  • a flow velocity graph (a portion surrounded by a dotted line) as shown in FIG. 4 can be obtained by a reference scan or the like by the PC method. From such a flow velocity graph, systolic and diastolic phases, arteries and veins can be obtained. Blood flow velocity can be read.
  • the desired delay time DT and the subsequent data collection time AT can be set for the systole and the diastole, respectively.
  • the diastolic delay time DT can be determined from the cine image, but it is necessary to make adjustments according to the blood vessel to be imaged. For example, when synchronous imaging is performed on the lower limbs, the delay time DT is delayed in consideration of the delay from the heart value.
  • the arithmetic processing unit 114 specifically sets the imaging sequence based on the imaging condition set in step 201 and the imaging parameter value determined in step 203.
  • the measurement control unit 111 starts synchronous imaging (main imaging) in synchronization with, for example, an electrocardiogram detected from the subject, using the imaging sequence specifically set in step 203.
  • the measurement control unit 111 sets a delay time from the R wave. Specifically, when acquiring a vein image, the delay time (DT) from the electrocardiogram R wave is set to the systole, and when acquiring an arteriovenous image, the delay time (DT) from the electrocardiogram R wave is set. Set to diastole.
  • the measurement control unit 111 sets the repetition time (TR) of the imaging sequence to a plurality of two or more heartbeats in order to set the long TR.
  • the imaging sequence is executed during a black frame period (data collection period AT).
  • FIG. 5A shows an example of acquiring a vein image with the delay time (DT) set to the systole
  • FIG. 5B shows an arteriovenous image with the delay time (DT) set to the diastole. Each example is shown.
  • a pulse sequence for sampling the k space into a circle or an ellipse is executed.
  • FIG. 6 shows an example of a pulse sequence used in the present invention, and shows a 3D pulse sequence of the fast spin echo (FSE) method.
  • FSE fast spin echo
  • the encode gradient magnetic field is a repetitive loop (inner loop) in which one of the slice encode direction and the phase encode direction (eg, slice encode) is fixed and the other (eg, phase encode) is changed. (Slice encoding) is applied so as to be repeated while changing.
  • slice encode the phase encode direction
  • phase encode the phase encode direction
  • the sampling of echoes along a circular (elliptical) locus is repeated while simultaneously changing the encoding gradient magnetic fields (G1, G2) in two directions. The two directions are selected in a direction orthogonal to the lead-out direction (Gr).
  • FIG. 7 shows an example of circular sampling.
  • the arrows in the circled area indicate the data collection direction, that is, the sampling locus, and the black circle is the sampling start position.
  • the k-space coordinates are not expressed as ky and kz, but are expressed as k1 and k2.
  • the k space is divided into a plurality of regions according to the number of echoes (also referred to as the number of echo trains or echo factors) to be sampled after one excitation pulse irradiation (one shot).
  • the number of echo trains is set in step 201 together with the pulse sequence echo interval (IET: inversion pulse application interval) and the like.
  • IET inversion pulse application interval
  • all the points can be ordered in each of the k1 direction and the k2 direction by virtually randomly changing the positions of the points arranged on the grid.
  • the data acquisition order determined in this way is recorded in advance in a table (memory area) as shown in FIG. 10, and when the pulse sequence starts, the encoded gradient magnetic fields G1 and G2 are controlled according to the order recorded in the table. .
  • step 204 When synchronous imaging (main imaging) is started in step 204, the circular scan described above is performed in step 205 and step 206 while synchronizing electrocardiograms. Specifically, data collection is performed according to the delay time DT set in step 203 using body motion information (for example, an R wave of an electrocardiogram) sent from the body motion information processing unit 117 to the measurement control unit 111 as a trigger. Collect echoes of the number of echo trains. At that time, the encode gradient magnetic fields G1 and G2 are controlled according to the order recorded in the table, and echo data for one shot is collected. Data collection is repeated every set repetition time (TR), here 3R-R, and finally all data including a portion surrounded by a circle in the k space shown in FIG. 9 is collected.
  • TR set repetition time
  • step 207 the measurement control unit 111 determines whether or not the measurement of the echo data amount based on the imaging condition set in step 201, that is, the echo data amount necessary for image reconstruction is completed. ) Return to step 205 to continue circular sampling. If completed (Yes), the process proceeds to step 208. Determination of completion of data acquisition (step 207) can be performed by determining whether or not the number of scheduled repetitions determined at the time of parameter setting has been completed.
  • the arithmetic processing unit 114 reconstructs a three-dimensional image by performing inverse Fourier transform on the three-dimensional k-space data. Then, according to the image type set in step 201, the arithmetic processing unit 114 performs various calculations between the vein image (systole image) and the arteriovenous image (diastolic image). For example, if the acquisition of the arterial image is set in step 201, the difference calculation is performed between the systolic image and the diastolic image, and the three-dimensional image acquired as a result of the difference calculation is converted into the three-dimensional arterial image. And
  • the arithmetic processing unit 114 creates a projection image in a desired direction using the three-dimensional image data acquired in step 208, and obtains a final non-contrast MRA image.
  • processing for creating a projection image for example, a known MIP (Maximum Intensity Projection) method or volume rendering method can be used.
  • the influence of T2 attenuation can be distributed in two directions other than the readout direction. It is possible to obtain a blood vessel image with less blur and without any deterioration in image quality. Further, since the number of sampling points can be reduced as compared with the case of sampling in a rectangular shape, the imaging time can be shortened.
  • FIG. 11A shows a case where the sampling angle is different for each shot
  • FIG. 11B shows a case where the sampling is performed with a different angle for each of a plurality of shots (blades) having the same angle.
  • the former is also called radial scan
  • the latter is also called hybrid radial scan.
  • the sampling angle is determined by the combination (ratio) of the gradient magnetic fields G1 and G2 in two directions, and radial sampling can be performed by changing this ratio.
  • the measurement control unit includes a calculation unit that calculates a delay time and a signal acquisition time from the synchronization signal, and the calculation unit calculates the delay time based on the body motion information of the examination target being imaged. And the signal acquisition time is updated, and the circular or elliptical sampling is controlled according to the updated delay time and signal acquisition time. For example, the measurement control unit increases or decreases the number of echo trains according to increase or decrease in signal acquisition time before and after the update.
  • this embodiment is characterized in that the delay time DT and the data collection AT of the synchronous imaging are changed in accordance with the change in the heart rate of the subject being imaged.
  • the configuration of the apparatus is the same as that shown in FIG. 1, but as the function of the arithmetic processing unit 114, the heart rate of the subject being imaged is input from the body motion information processing unit 117, and accordingly
  • the measurement control unit 111 has a function of recalculating systolic QT, diastolic TQ, delay time DT, and data collection time AT during imaging, a function of monitoring the filling rate of the memory (k space), and the measurement control unit 111. The difference is that a function for controlling the pulse sequence is provided based on the calculated delay time DT and data collection time AT.
  • FIG. 13 shows details of the arithmetic processing unit 114 and the measurement control unit 111 that realize the above functions.
  • the measurement control unit 111 includes a scan control unit 1110 that controls a pulse sequence executed in imaging, and a heart rate (or RR interval Trr) of the subject being imaged from the body motion information processing unit 117. Is compared with the heart rate previously set in the arithmetic processing unit 114, and the body motion information (the R wave of the electrocardiogram) input from the body motion information processing unit 117 is sent to the scan control unit 1110 A number comparison / determination unit 1112 is provided.
  • the arithmetic processing unit 114 also includes a parameter setting unit 1143 that sets parameters of the pulse sequence, a memory 1140 that stores k-space data, imaging parameters, and the like, and a determination result of the heart rate comparison / determination unit 1112 of the measurement control unit 111.
  • a parameter setting unit 1143 that sets parameters of the pulse sequence
  • a memory 1140 that stores k-space data, imaging parameters, and the like
  • a determination result of the heart rate comparison / determination unit 1112 of the measurement control unit 111 When it is determined that recalculation is necessary, the systolic QT and diastolic TQ are recalculated using the newly input heart rate, and the delay time is calculated using the recalculated systolic QT and diastolic TQ.
  • a calculation unit 1142 for recalculating the DT and the data collection time AT, and a monitoring unit 1144 for monitoring the filling rate of data filled in the k space of the memory 1140 are provided.
  • FIG. 14 shows a processing flow. 14, steps 201 to 204, 206, 208 to 209 indicated by the same reference numerals as those in FIG. 2 are processed in the same manner as the steps having the same reference numerals in FIG. In the following, the processing steps different from the processing flow of FIG. 2 will be mainly described.
  • step 401 initial values Trr 0 , QT 0 , TQ 0 of the RR interval Trr, systole QT, and diastole TQ are calculated and stored in the memory of the arithmetic processing unit 114.
  • Trr the average Trr, ave of the interval Trr between the R wave and the next R wave is obtained and set as Trr 0 .
  • Trr may be obtained from the heart rate initially set in step 203, or may be obtained using information from the body motion information processing unit 117.
  • the average is, for example, the average of Trr obtained by measurement of 5 heart rates or more.
  • initial values TQ 0 and QT 0 of the systole and the diastole are calculated by the following equations (1) and (2).
  • Equation (1) k1 and k2 are coefficients obtained empirically. k1 depends on whether it is a healthy person or a heart disease patient, sex, and age. In the case of a healthy person, a value of 0.375 to 0.390 is used depending on age and sex. For heart patients, 0.410 is used for women and 0.405 for men. k2 is 0.07.
  • step 204 using the imaging sequence specifically set in step 203, for example, synchronous imaging (main imaging) is started in synchronization with an electrocardiogram detected from the subject.
  • the imaging sequence is a circular sampling pulse sequence based on FSE as shown in FIG.
  • the sensor unit 116 that detects body motion information of the subject monitors the heart rate of the subject being imaged, and the body motion information processing unit 117 processes the signal from the sensor unit 116. Then, the processed body motion information is sent to the measurement control unit 111.
  • step 403 the measurement control unit 111 (heart rate comparison / determination unit 1112) compares the monitored heart rate with the set heart rate in step 403.
  • step 404 the measurement control unit Determine whether there is any fluctuation.
  • step 404 If it is determined in step 404 that there is a fluctuation in heart rate, the arithmetic processing unit 114 (calculation unit 1142) recalculates and changes the delay time DT and the data collection time AT (step 405). If it is determined in step 404 that there is no fluctuation in heart rate, DT and AT are not changed (step 406).
  • Trr ave is first obtained from the average of five heart rates using equations (3) and (4).
  • the five heartbeats used for averaging may be the latest five heartbeats or may be arbitrarily set by the user.
  • the average Trr, ave can be calculated by weighting the measured time. For example, the weight is increased as the time is closer.
  • Trr, ave, QT (i) and TQ (i) at that time are calculated by the same formulas as the above formulas (1) and (2).
  • a new DT (i) is calculated by the following equation (5). Further, the data collection time AT is calculated by the equation (6) based on the ratio of TQ 0 obtained from the heart rate set as a parameter and TQ (i) obtained from the heart rate varied during the main imaging.
  • DT d is the diastolic delay time
  • DT d0 is the parameterized diastolic delay time
  • AT d is the diastolic data collection time
  • AT d0 is the parameterized expansion time. Data collection time for the period.
  • Non-patent Document 2 Non-patent Document 2
  • the delay time DTs and the data collection time ATs set for the systole do not have to be changed from the time of setting the parameters.
  • the above-described calculation method of DT s , AT s , DT d , and AT d is an example.
  • step 404 If it is determined in step 404 that the heart rate does not fluctuate, imaging and imaging by circular sampling is continued until all scheduled data amounts are acquired using the set delay time DT and data collection time AT. (Steps 206 and 407).
  • the delay time DT recalculated by the arithmetic processing unit 114 (cardiac cycle information calculation unit 1142).
  • the imaging by the circular sampling is continued until all scheduled data amounts are acquired (steps 206 and 407).
  • the body motion information processing unit 117 While the imaging is measured, the body motion information processing unit 117 continues to monitor the heart rate in step 402, and whenever it is determined that the heart rate has changed, the arithmetic processing unit 114 (heart cycle information calculation unit 1142) Recalculates the delay time DT and the data collection time AT, and updates their values.
  • the heart rate comparison / determination unit 1112 may determine the change in heart rate (step 404) for each TR or a plurality of TRs.
  • FIG. 15 shows how the number of echo trains is changed by shortening (extending) the AT.
  • the part surrounded by the dotted line is the changed part.
  • FIG. 15 shows an example in which the imaging sequence is fast spin echo (FSE) as in FIG. 6.
  • FSE fast spin echo
  • the AT 15 shows a case where the number of echo trains set as a parameter is 7, and the AT is shortened by reducing the number of echo trains to 6 in accordance with the change in the heart rate.
  • the number of echo trains may be increased to acquire high frequency data that could not be acquired due to the AT shortening.
  • the determination of data acquisition completion in step 407 is performed while monitoring the filling rate of the k space. Therefore, for example, the filling rate monitoring unit 1144 of the arithmetic processing unit 114 compares the number of data points in the table (FIG. 10) for controlling the application of the gradient magnetic field in circular sampling with the number of actually measured data points, and k-space Monitor the filling rate and which data is not measured.
  • the high-frequency data that cannot be acquired is acquired when the AT is extended, and the imaging is terminated when the k-space filling rate reaches 100%. Alternatively, imaging may be terminated when the filling rate of the k space reaches a predetermined rate, and high-frequency data that cannot be acquired at that time may be subjected to estimation processing. Thereafter, the image reconstruction process and the projection process in steps 208 and 209 are the same as in the first embodiment.
  • the present embodiment by changing the DT and AT of the systole and diastole while imaging, it is possible to always perform imaging with an appropriate cardiac phase and data collection time as shown in FIG. It is possible to prevent deterioration of image quality and extension of imaging time.
  • the MRI apparatus of the present embodiment includes a parameter setting unit that sets parameters of an imaging sequence, and the measurement control unit controls the sampling trajectory of the circular or elliptical sampling according to the parameters set in the parameter setting unit.
  • the measurement control unit divides a circular or elliptical sampling region into a plurality of sections, and in the sampling of two adjacent sections, the data closest to the boundary between the two sections is the sampling start position or both.
  • the sampling trajectory is controlled to be the sampling end position.
  • the measurement control unit has the circular or elliptical shape so that the echo of the effective TE is arranged in the low band of the k space according to the effective echo time (TE).
  • the area to be sampled is divided.
  • non-contrast synchronous blood vessel imaging is performed by circular sampling in the same manner as in the first and second embodiments, and circular sampling imaging is performed after a predetermined delay time DT using a synchronization signal as a trigger.
  • Data is collected at a predetermined data collection time AT by operating the sequence.
  • the present embodiment is characterized in that the measurement order in circular sampling is controlled, and the step difference in signal strength of k-space data that can be caused by echo shift is reduced as much as possible.
  • FIGS. 17 and 18 are diagram showing the data collection direction (sampling trajectory) in a plane perpendicular to the kx direction of 3Dk space
  • (b) is a diagram showing the same k-space plane as (a)
  • k-space The circle inscribed in the matrix indicates a general area for circular sampling, and the arrows indicate the data acquisition order of echo trains.
  • (C) is a figure which shows signal strength.
  • FIGS. 17 and 18 show simplified examples in which IET is 5 ms and the number of echo trains is 7 as imaging parameters.
  • the measurement order of the k-space is determined so that the time when the low-frequency data of the k-space is measured becomes the effective TE.
  • the effective TE is 20 ms
  • the above-described imaging parameters the k-space area divided into the same number of areas as ⁇ echo train number ⁇ 1> If echoes are sequentially measured in the area, low-frequency data is acquired with effective TE.
  • the effective TE is 35 ms
  • the echo up to the effective TE is wasted by shifting the start position of the echo train and starting sampling from an intermediate position in the k space. Instead, the low frequency data is acquired with the effective TE.
  • FIG. 17 when the effective TE is 20 ms, the above-described imaging parameters, the k-space area divided into the same number of areas as ⁇ echo train number ⁇ 1> If echoes are sequentially measured in the area, low-frequency data is acquired with effective TE.
  • the effective TE is 35 ms
  • the echo up to the effective TE is wasted by
  • echo shift Shifting the echo for starting data acquisition so that the echo of the effective TE is arranged in the low band of the k space according to the effective TE is referred to as echo shift.
  • the signal intensity of each echo is attenuated gradually as the first echo of the echo train is the strongest due to the T2 attenuation.
  • FIG. 17 When there is no echo shift (FIG. 17), there is no step in signal intensity in k-space, but when echo shift is performed (FIG. 18), at the boundary between the first echo and the last echo of echo train. A step in signal strength is produced. Artifacts occur in an image reconstructed in a state in which a step in signal intensity has occurred.
  • the step of the signal intensity associated with the echo shift is eliminated by changing the division method and controlling the data collection order in the division.
  • An embodiment corresponding to FIG. 20 is shown in FIG. FIGS. 21A to 21C are the same as FIG.
  • the division is not performed at the center of the k-space, but is divided into the low-frequency data section 1 centered on the k-space origin and the outer section 2.
  • data is collected from one boundary (for example, B1) to the other boundary (for example, B2) of the two boundaries B1 and B2 of the sections 1 and 2.
  • B1 boundary
  • B2 the other boundary
  • To collect it is possible to prevent the signal intensity step at the boundaries B1 and B2 from occurring as shown in (c). Can do.
  • FIG. 21 shows the case where the k space is divided into two sections, that is, when data on one arc is collected in two shots. However, even when the k space is divided into three or more sections, at each boundary, By controlling the data collection order so that the start or end of data in the sections on both sides coincides, it is possible to prevent a step in signal intensity from occurring.
  • the imaging process flow is the same as that in the first or second embodiment.
  • the number of shots for acquiring data on one circular arc of circular sampling is determined, and it is determined whether echo shift is necessary.
  • the k space is divided into sections according to the determined number of shots, and the data collection order is determined so as not to cause a step difference in signal intensity at the boundary of each section.
  • the processing flow of FIG. 14 it is possible to monitor the heart rate and recalculate the delay time DT and the data collection time AT accordingly.
  • the last (seventh) echo is not measured in Category 1, and the data on the highest frequency side in Category 2 (Originally, the 3rd and 4th echoes) are not measured, and the data that was not measured in Category 1 (the data at the boundary between Category 1 and Category 2) is measured as the 6th echo.
  • the number of echo trains can be reduced while eliminating the step difference in signal intensity.
  • it is estimated whether the high frequency data that has not been measured is measured during AT extension.
  • the number of echo trains is controlled and the signal acquisition order is controlled to prevent the above-described signal intensity step from occurring.
  • FIG. 22 (a) is the same radial sampling (radial scan) as FIG. 11 (a), but here, the boundary 222 of the section is set on the concentric circle inside the circle 220 inscribed in the k space, and k The space is divided into a section 1 that is inside the boundary and a section 2 that is outside. As a result, one sampling path (spoke) corresponding to the diameter of the circle 220 is divided into a path 225 that passes through section 1 and a path 227 that passes through section 2, and the data on each path is one shot echo train. Will be collected.
  • the data on the path 225 passing through the section 1 starts from the point on the boundary 222 or the point closest to the boundary 222, and the data is collected at the point on the boundary or the point closest to the boundary at the opposite position. Let it finish.
  • the data on the route 227 passing through the section 2 starts from a point adjacent to the point where the data collection of the section 1 is started, and goes to the high frequency side. Thereafter, the data collection is terminated at a point adjacent to the point at which the data collection of the category 1 is terminated from the corresponding high frequency side.
  • Data is collected with the sampling trajectory as described above in all paths (spokes), and finally all data in the region surrounded by the circle 220 is collected.
  • the step of the signal intensity at the boundary can be eliminated, and artifacts caused by the step can be suppressed.
  • Fig. 22 (b) shows the same radial sampling (hybrid radial scan) as Fig. 11 (b), but, like the radial scan of Fig. 22 (a), k-space is divided into two sections at circular boundaries. The data collection order is controlled so that two adjacent data across the boundary are both data collection start points or both are the end points. As a result, the same effect as in FIG.
  • the delay time DT and the data collection time AT can be adjusted according to the heart rate while monitoring the heart rate during imaging as in the second embodiment.
  • the method is the same as the method described for the circular sampling in FIG. 21.
  • the AT is shortened, the high frequency data is not measured, and when the AT is extended, the high is not measured. Collect area data.
  • the imaging sequence includes application of a gradient magnetic field for dephasing or rephasing in three orthogonal directions.
  • this embodiment is a further improvement example of the above-described first to third embodiments, and is dephasing or rephasing in all directions of HF, RL, and AP including the lead-out direction. It is characterized by applying a pulse. This is shown in FIG. In the figure, a square filled with black indicates a dephase or rephase pulse. A square surrounded by a dotted line indicates an increase / decrease amount of each encoding amount.
  • the measurement control unit (111) controls the sampling locus and / or the number of sampling points of the circular or elliptical sampling according to the delay time from the synchronization signal and the signal acquisition time.
  • the measurement control unit (111) includes calculation units (1141, 1142) for calculating the delay time and the signal acquisition time.
  • the calculation unit calculates the delay time and the signal acquisition time based on the body movement information of the examination target being imaged. Update and control circular or elliptical sampling according to the updated delay time and signal acquisition time.
  • the measurement controller (111) should increase or decrease the number of echo trains according to the increase or decrease in signal acquisition time before and after the update.
  • the measurement control unit (111) divides the circular or elliptical sampling area into areas for each echo number, and virtually arranges the arrangement position of the same echo number for each shot.
  • the measurement control unit (111) determines the circular or elliptical sampling start position according to the effective echo time (TE) so that the echo of the effective TE is arranged in a low region of the k space. .
  • a parameter setting unit (1143) that sets the parameters of the imaging sequence is provided, and the measurement control unit (111) controls the sampling trajectory of circular or elliptical sampling according to the parameters set in the parameter setting unit (1143). And minimizing changes in signal strength between adjacent data in the sampling direction.
  • a circular or elliptical sampling area is divided into a plurality of sections, and in the sampling of two adjacent sections, the data closest to the boundary between the two sections are both the sampling start position or the sampling end position. Control the sampling trajectory so that
  • a circular or elliptical sampling area is divided into a first section including at least the center of k-space and areas on both sides thereof, and a second section including an area not included in the first section.
  • the lead-out direction is the traveling direction of the blood vessel of the subject.
  • the parameter setting unit that sets the parameters of the imaging sequence sets the imaging parameters using echoes or images measured by the reference scan.
  • the parameter setting unit that sets the parameters of the imaging sequence sets the repetition time (TR) of the imaging sequence to a multiple of the cardiac cycle of the subject.
  • the imaging sequence should include application of a gradient magnetic field for phase or rephase to modulate the phase of nuclear magnetization centered on blood flow.
  • the imaging sequence includes application of gradient magnetic fields for dephasing or rephasing in three orthogonal directions, respectively.
  • the imaging sequence is a multi-echo system sequence that continuously acquires a plurality of echo signals after one magnetization excitation.
  • the multi-echo sequence is a fast spin echo sequence.
  • Circular or elliptical sampling is performed by sampling a k-space region surrounded by a circle or ellipse in an arc shape from one end to the other end in a first direction orthogonal to the readout direction, or circular or elliptical.
  • Sampling is performed by sampling a k-space region surrounded by a circle or an ellipse radially from the center toward the periphery of the circle or ellipse.
  • the present invention in 3D non-contrast-enhanced MRA, it is possible to prevent deterioration in image quality caused by various causes and provide an MRA image with good image quality useful for diagnosis. Specifically, it is possible to avoid the influence of T2 attenuation in the specific encode axis direction as much as possible, and to obtain a high-quality image with less blur. Further, it is possible to prevent image quality deterioration due to a change in heart rate during imaging. Further, it is possible to prevent the occurrence of a signal intensity step during echo shift and improve the image quality.

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Abstract

　非造影３Ｄ血管撮像において、心周期の変動により生じる画質劣化や血流方向に依存する画質劣化を防止し、診断に役立つ良好な画質のＭＲＡ画像を提供する。　撮像シーケンスとして、三次元ｋ空間データを円形又は楕円形にサンプリングするマルチエコー系のパルスシーケンスを採用すると共に、体動情報に基づく同期撮像を行う。撮像中、心拍数をモニタリングし、心周期に応じて決定された同期信号からの遅延時間ＤＴやデータ収集時間ＡＴを計算し、これら撮像パラメータに応じて、円形サンプリングのサンプリング軌跡やエコートレイン数を制御する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及びそれを用いた血管撮像方法
　本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に係り、特に造影剤を用いずに被検体の三次元血管画像を取得するＭＲＩ装置に関する。
　ＭＲＩの撮像技術として、造影剤を用いずに三次元血管画像を撮像する技術がある（特許文献１、２）。非造影血管撮像では、動脈或いは静脈の描出能を上げるために、心電同期撮像することが望ましく、この場合、心臓の拍動から得られる信号（例えばＲ波）をトリガーとして一定の遅延時間を持ってエコー信号取得が行われる。具体的には、心臓の拡張期或いは収縮期のみにエコー信号を取得する。しかし、心臓の拡張期或いは収縮期は、必ずしも一定ではないため、予定した数のエコー信号を取得すると画質が劣化する場合や、予定した数のエコー信号を取得後に計測に使われない無駄な時間が発生する場合がある。このため、画質が劣化する、三次元画像再構成に必要な所定のエコー数を計測するための計測時間が延長するという問題がある。
　これに対し、拡張期の遅延時間をリアルタイムに変更しながら撮像を行う手法が非特許文献１に提案されている。この技術によれば、遅延時間の変動による画質の劣化を防ぐことが可能となるが、拡張期或いは収縮期の変動による上述した問題を解決することはできない。
　また従来の非造影３Ｄ撮像では、一般にマルチエコー系のシーケンスが用いられ、位相エンコード又はスライスエンコードの一方を固定して、他方を変化させながらエコー信号を収集するステップを、一方のエンコードを変化させながら繰り返す。このため、位相エンコード方向或いはスライスエンコード方向のいずれかにＴ２減衰の影響が表れる。Ｔ２減衰の影響を含むデータを画像化すると、位相エンコード方向又はスライスエンコード方向にボケたＭＲＡ画像となり、診断の妨げとなる場合がある。
　なお血管撮像ではないが、三次元撮像の手法として、三次元ｋ空間データを矩形にサンプリングするのではなく、円形又は楕円形にサンプリングする撮像手法が非特許文献２に開示されている。なお矩形サンプリングとは、ｋ空間の一つの座標軸に平行な軌跡に沿ったサンプリングで、直交系サンプリングという。
特許第４０９０６１９号公報 特許第４３０９６３２号公報
ＪＭＲＩ２７：１０４６－１０５３（２００８）　"Correction　for　Heart　Rate　Variability　During　3D　Whole　Heart　MR　Coronary　Angiography" Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　６０：６４０－６４９　（２００８）　"Effects of　Refocusing　Flip　Angle　Modulation　and　View　Ordering　in　3D　Fast　Spin　Echo"
　本発明は、上述した従来の非造影３Ｄ血管撮像の問題、即ち、心臓の拡張期や収縮期の変動に伴う画質劣化や計測時間の延長という問題、描出しようとする血管の画質が、傾斜磁場の所定の軸方向で劣化するという問題、さらには血流の方向によって画質が異なるという問題等を解決し、心臓の拡張期や収縮期の変動に拘わらず、さらに血流の方向に拘わらず画質の良好な血管画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
　本発明のＭＲＩ装置は、上記課題を解決するため、撮像シーケンスとして、三次元ｋ空間データのリードアウト方向と直交する面で円形又は楕円形の輪郭内をサンプリング（以下、円形サンプリングと略称する）する撮像シーケンスを採用すると共に、体動情報に基づく同期撮像を行い、その遅延時間及び信号取得時間を含む撮像パラメータに応じて、円形サンプリングのサンプリング軌跡やサンプリング点数、マルチエコー系シーケンスであればエコートレイン数を制御する。本発明の円形（楕円形）サンプリングは、直交系サンプリングに対し、非直交系サンプリングの一種である。
　即ち、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、高周波磁場発生部および磁気共鳴信号受信部を備えた撮像部と、撮像シーケンスに従い、前記撮像部の動作を制御する計測制御部と、を備え、前記撮像シーケンスは、三次元ｋ空間のリードアウト方向と直交する面を円形又は楕円形にサンプリングする血管撮像シーケンスを含み、前記計測制御部は、検査対象の体動情報に基づく同期信号を用いて、前記撮像シーケンスの動作を制御し、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御する。
　計測制御部は、例えば、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡および／又はサンプリング点数を制御する。
　また本発明のＭＲＩ装置の一態様において、前記計測制御部は、前記遅延時間及び信号取得時間を算出する演算手段を備え、前記演算手段は、撮像中の検査対象の体動情報に基づき、前記遅延時間及び信号取得時間を更新し、更新された遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御する。
　本発明のＭＲＩ装置の別の態様において、前記撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部を備え、前記計測制御部は、前記パラメータ設定部に設定されたパラメータに応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡を制御し、サンプリング方向に隣接するデータ間の信号強度変化を最小にする。
　また本発明の血管撮像方法は、撮像シーケンスとして、三次元ｋ空間のリードアウト方向と直交する面を円形又は楕円形にサンプリングする血管撮像シーケンスを実行し、その際、検査対象の体動情報に基づく同期信号を用いて、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御することを特徴とする血管撮像方法である。
　本発明は、血管撮像に円形サンプリングを採用すると共に、同期撮像の撮像パラメータに応じてサンプリングの軌跡や点数を変更させることにより、エンコード方向に依存して生じる血管画像のボケをなくすとともに、同期撮像に伴う条件の変化、具体的には、撮像パラメータの変更や心拍数の変化に対応して、画質の劣化のない画像を得ることができる。
本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示すブロック図 第一実施形態の血管撮像の処理フローを示す図 第一実施形態の血管撮像において、リファレンススキャンに用いるパルスシーケンスの一例を示す図 リファレンススキャンから得られる心周期に関する情報を説明する図 収縮期および拡張期における遅延時間とデータ収集時間を説明する図 第一実施形態の血管撮像において、本撮像に用いるパルスシーケンスの一例を示す図 第一実施形態で採用する円形サンプリングの一例を示す図 円形サンプリングによるｋ空間の領域分けを説明する図 図８の領域内のデータ取得順序を説明する図 円形サンプリングのデータ取得順序を制御するテーブルを示す図 （ａ）、（ｂ）は、それぞれ、円形サンプリングの他の例を示す図 （ａ）、（ｂ）は、それぞれ、円形サンプリングの他の例を示す図 第二実施形態のＭＲＩ装置の要部を示すブロック図 第二実施形態の血管撮像の処理フローを示す図 データ収集時間ＡＴの短縮によるエコートレイン数の変更の様子を示す図 ＤＴ、ＡＴをリアルタイムで変更する同期撮像の様子を示す図 エコーシフトを説明する図で、エコーシフトのない場合を示す。 エコーシフトを説明する図で、エコーシフトにより信号強度の段差が生じる場合を示す。 エコーシフトを説明する図で、エコーシフトのない場合を示す。 エコーシフトを説明する図で、エコーシフトにより信号強度の段差が生じる場合を示す。 第三の実施形態による、図２０の信号強度の段差を解消するサンプリング軌跡を示す図 第三の実施形態の円形サンプリングの変更例を示す図 第四の実施形態の撮像パルスシーケンスを示す図
　以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を説明する。発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を図1に基づいて説明する。このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、送信ＲＦコイル104及びＲＦ送信部110と、受信ＲＦイル105及び信号検出部106と、信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部108と、表示・操作部113と、被検体101を搭載してその被検体101を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド112と、を備えている。
　静磁場発生磁石102は、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源からなり、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させる。
　傾斜磁場コイル103は、ＭＲＩ装置の実空間座標系（静止座標系）のＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが発生する。傾斜磁場によって、エコー信号に位置情報がエンコードされる。
　送信ＲＦコイル104は、被検体101にＲＦパルスを照射するコイルであり、ＲＦ送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンにＮＭＲ現象が誘起される。具体的には、ＲＦ送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスが振幅変調され、増幅された後に被検体101に近接して配置された送信ＲＦコイル104に供給されることにより、ＲＦパルスが被検体101に照射される。
　受信ＲＦコイル105は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンＮＭＲ現象により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を受信するコイルであり、信号検出部106に接続されており、受信したエコー信号が信号検出部106に送られる。信号検出部106は、受信ＲＦコイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、ＲＦ送信コイル104から照射されたＲＦパルスによって誘起された被検体101の応答のエコー信号が被検体101に近接して配置された受信ＲＦコイル105で受信され、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号検出部106が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数（例えば１２８、２５６、５１２等)サンプリングし、各サンプリング信号をA／D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部107に送る。 従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ（以下、エコーデータという)として得られる。
　信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理されたエコーデータを計測制御部111に送る。
　計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、ＲＦ送信部110と、信号検出部106に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部108の制御で動作し、所定のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場電源109、ＲＦ送信部110及び信号検出部106を制御して、被検体101へのＲＦパルスと傾斜磁場パルスの印加及び被検体101からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。
　全体制御部108は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、ＣＰＵ及びメモリを内部に有する演算処理部114と、光ディスク、磁気ディスク等の記憶部115とを有する。全体制御部108は、計測制御部111を制御してエコーデータの収集を実行させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリのk空間に相当する領域に記憶させる。メモリのk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。そして演算処理部114はこのk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部113に表示させると共に記憶部115に記録する。
　表示・操作部113は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記全体制御部108で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部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。
　さらにこのＭＲＩ装置に付随するものとして、被検体の体動情報を検出する体動情報検出部を備える。この体動情報検出部は、被検体101に装着されて被検体の体動情報を検出するセンサー部116と、センサー部116からの信号を処理して、その処理した体動情報を計測制御部111に送る体動情報処理部117とを有する。体動情報検出部が被検体の心電図（心電波形）を検出するものであれば、センサー部116は心電図を検出する電極であり、体動情報処理部117は電極からのアナログ信号を処理する。計測制御部111は、体動情報検出部で検出された被検体の体動情報に同期させて、パルスシーケンスの実行による撮像を行なう同期撮像を制御する。
　なお、図1において、送信側のＲＦ送信コイル104と傾斜磁場コイル103は、被検体101が挿入される静磁場発生磁石102の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の受信ＲＦコイル105は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
　次に上記構成のＭＲＩ装置による撮像方法について説明する。本発明のＭＲＩ装置は、造影剤を用いない血管撮像を行う機能を有し、血管撮像用のパルスシーケンスと処理フローを有している。
＜第一の実施形態＞
　本実施形態のＭＲＩ装置は、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、高周波磁場発生部および磁気共鳴信号受信部を備えた撮像部と、撮像シーケンスに従い、前記撮像部の動作を制御する計測制御部とを備え、前記撮像シーケンスは、三次元ｋ空間のリードアウト方向と直交する面を円形又は楕円形にサンプリングする血管撮像シーケンスを含み、前記計測制御部は、検査対象の体動情報に基づく同期信号を用いて、前記撮像シーケンスの動作を制御し、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御する。
　計測制御部は、例えば、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡および／又はサンプリング点数を制御する。
　即ち、本実施形態は、後述する他の実施形態の基本となる実施形態であり、心電同期して血管撮像を行う際に、パルスシーケンスとしてｋ空間を円形あるいは楕円形にサンプリングするパルスシーケンスを採用したことを特徴とする。
　本実施形態の血管撮像の処理フローを図２に示す。この処理の全体フローおよび各ステップにおける個別処理はプログラムとして予め磁気ディスク等の記憶部１１５に記憶されており、ＣＰＵが必要に応じてメモリに読み込んで実行されることにより実施される。以下、各ステップを説明する。なお本発明は、非造影ＭＲＡ画像を取得するので、被検体に造影剤を投与するステップはない。
　ステップ201で、操作者は、表示・操作部113を介して、撮像シーケンスの撮像条件（撮像領域、ＦＯＶ、リードアウト方向、画像のマトリックス数等）を設定する。撮像シーケンスは、後述する血管撮像用のマルチエコー系のパルスシーケンスであり、エコートレイン数（ＥＴＬ）、エコー間隔（ＩＥＴ）、実効エコー時間（実効ＴＥ）等の撮像パラメータも設定する。リードアウト方向は、被検体の体の方向、Ｈ－Ｆ（Ｈｅａｄ－Ｆｏｏｔ）、Ｒ－Ｌ（Ｒｉｇｈｔ－Ｌｅｆｔ）、Ａ－Ｐ（Ａｎｔｅｒｉｏｒ－Ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ）のいずれか一方向に実質的に一致させることが好ましい。さらに、リードアウト方向を血管の走行方向に合わせることが望ましい。例えば、下肢の非造影ＭＲＡ画像を取得したい場合には、下肢の血管の走行方向は主にＨ－Ｆ方向となるので、リードアウト方向をＨ－Ｆ方向に合わせることが望ましい。
　複数方向に血管が走行している場合には、各方向にリードアウト方向を合わせた撮像を繰り返して得た画像を合成しても良い。例えば、鎖骨下動脈の分岐部では、Ｈ－Ｆ方向とＲ－Ｌ方向の両方に血管が走行しているため、Ｈ－Ｆ方向とＲ－Ｌ方向をリードアウト方向とした撮像をそれぞれ行い、得られた２つの画像を合成することによって、鎖骨下動脈を良好に描出することが可能となる。
　また、操作者は、取得するＭＲＡ画像種として動静脈画像（拡張期画像）か静脈画像（収縮期画像）かを決定する。この決定に基づいて、後述するステップにおける画像演算の手法が設定される。
　ステップ202で、計測制御部111は、ステップ201で設定された撮像領域に対し、リファレンススキャンを実行する。リファレンススキャンにより計測されたエコーデータ又は画像は、後述のステップにおいて、撮像シーケンスを用いた所望の非造影ＭＲＡ画像の取得に好適な撮像パラメータ値を決定するために用いられる。
　リファレンススキャンに用いるパルスシーケンスとしては、図３に示すようなベロシティーエンコード（VENC）パルスを用いる公知のＰＣ法に基づくパルスシーケンスでもよいし、撮像シーケンスに準ずるパルスシーケンスでもよい。また必要に応じ、上述の撮像とは別に高分解能のシネ撮像も行う。
　ステップ203で、演算処理部114は、ステップ202のリファレンススキャンで計測されたデータ（エコーデータ又は画像データ）に基づいて、所望の非造影ＭＲＡ画像の取得に好適な撮像パラメータ値（収縮期および拡張期の遅延時間ＤＴ、データ収集時間ＡＴ、血流速度）を決定する。具体的には、ＰＣ法によるリファレンススキャン等で図４に示すような流速グラフ（点線で囲った部分）を得ることができ、このような流速グラフから、収縮期及び拡張期、動脈及び静脈の血流速度を読み取ることができる。これにより収縮期および拡張期について、それぞれ所望の遅延時間ＤＴと、それに続くデータ収集時間ＡＴを設定することができる。データ収集時間ＡＴは、ステップ201で設定したエコートレイン数ＥＴＬ及びエコー間隔ＩＥＴを用いて、ＡＴ＝［ＥＴＬ］×［ＩＥＴ］から求めることができる。流速グラフから読み取った収縮期、拡張期に対して、ステップ201で設定したデータ収集時間ＡＴが長すぎる場合は、ＥＴＬとＩＥＴを適宜変更する。高分解能のシネ画像を行った場合は、シネ画像から拡張期の遅延時間ＤＴを判断することもできるが、撮像対象とする血管に応じた調整を行う必要がある。例えば、下肢を同期撮像する場合は、心臓の値からの遅れを考慮して遅延時間ＤＴを遅らせる。
　演算処理部114は、ステップ201で設定された撮像条件とステップ203で決定された撮像パラメータ値に基づいて、撮像シーケンスを具体的に設定する。
　ステップ204で、計測制御部111は、ステップ203で具体的に設定された撮像シーケンスを用いて、例えば被検体から検出した心電図に同期させて同期撮像（本撮像）を開始する。この際、ステップ201で設定されたＭＲＡ画像種とステップ203で決定された遅延時間（ＤＴ）に基づいて、計測制御部111は、Ｒ波からの遅延時間を設定する。具体的には、静脈画像を取得する場合には心電図Ｒ波からの遅延時間（ＤＴ）を収縮期に設定し、動静脈画像を取得する場合には心電図Ｒ波からの遅延時間（ＤＴ）を拡張期に設定する。また計測制御部111は、長ＴＲとするため、撮像シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）を２以上の複数心拍とする。
　図５に、心電図に同期する同期撮像であって、撮像シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）を複数の心拍（Ｒ－Ｒ）毎とする一例として、ＴＲ＝３心拍（３Ｒ－Ｒ）の場合を示す。図中、黒枠の期間（データ収集期間ＡＴ）に撮像シーケンスが実行される。図５（ａ）は、遅延時間（ＤＴ）が収縮期に設定されて静脈画像を取得する例を、図５（ｂ）は、遅延時間（ＤＴ）が拡張期に設定されて動静脈画像を取得する例を、それぞれ示している。
　撮像シーケンスとしては、ｋ空間を円形または楕円形にサンプリングするパルスシーケンスが実行される。
　以下、本実施形態で採用するパルスシーケンスについて説明する。図６は、本発明で用いられるパルスシーケンスの一例を示し、高速スピンエコー（ＦＳＥ）法の３Ｄパルスシーケンスを示している。簡単に説明すると、まず励起パルスによって縦磁化を励起し、その後、縦磁化を反転させる反転パルスを繰り返し、印加し、反転パルスと反転パルスとの間でエコー信号を計測する。図では、励起パルスとしてフリップ角が９０°の90°パルスを示しているが、フリップ角は９０°に限定されない。またエコー信号をエンコードするための傾斜磁場が、エコー信号計測の前後に印加される。エンコード傾斜磁場は、通常の３Ｄパルスシーケンスでは、スライスエンコード方向と位相エンコード方向の一方（例えばスライスエンコード）の固定し他方（例えば位相エンコード）を変化させる繰り返しループ（内ループ）を、一方のエンコード（スライスエンコード）を変化させながら繰り返すように印加される。これに対し、円形（楕円形）サンプリングのパルスシーケンスでは、エンコードにスライスエンコードと位相エンコード方向の区別はなく、それ故、ｋ空間においてスライスエンコード方向と位相エンコード方向の区別もない。その代わり、二方向のエンコード傾斜磁場（Ｇ１、Ｇ２）を同時に変化させながら円形（楕円形）軌跡に沿うエコーのサンプリングを繰り返す。二方向は、リードアウト方向（Ｇｒ）と直交する方向に選択される。
　これにより、通常の３Ｄパルスシーケンスが矩形サンプリングであるのに対し、図６のパルスシーケンスでは、ｋ空間（ｋｙ－ｋｚ平面）に内接する円または楕円内のデータが収集される（以下、円形サンプリングと略称する）。図７に円形サンプリングの一例を示す。図７中、円形に囲った領域内の矢印は、データの収集方向、すなわちサンプリング軌跡を示しており、黒丸はサンプリングの開始位置である。円形サンプリングでは、従来の位相エンコード方向およびスライスエンコード方向の区別は全く無くなるので、ｋ空間座標は従来のｋｙ、ｋｚという表記ではなく、ｋ１、ｋ２という表記としている。
　円形サンプリングでは、リードアウト方向と直交する面については、画質の方向依存性がなくなり、従来の３Ｄ－ＭＲＡにおける、いずれかの方向にＴ２減衰の影響が表れるという問題が解消される。なお、図６のパルスシーケンスでは省略しているが、リードアウト方向以外の2方向にディフェイズ又はリフェイズパルスを印加することで、リードアウト方向以外の方向に走行する血管の描出能を向上することができる。
　円形サンプリングするための、二方向の傾斜磁場を変化させるアルゴリズムを図８～図１０を用いて説明する。まず図８に示すように、ｋ空間を1回の励起パルス照射（１ショット）後にサンプリングするエコーの数（エコートレイン数、エコーファクターともいう）に応じて複数の領域に分割する。エコートレインの数は、パルスシーケンスのエコー間隔（ＩＥＴ：反転パルスの印加間隔）等とともにステップ201で設定されている。図８では、説明を簡単にするために、エコートレイン数が８であり、ｋ空間に内接する円または楕円を８の領域（「echo=1」～「echo=8」）に分割する場合を示している。ここでショット数は、［ショット数］＝［総サンプリング数］÷［エコートレイン数］と定義する。
　次に、各領域について、ｋ空間の格子点（グリッド）のデータを何ショット目のエコートレインに属するかを決定する。図９に、４番目のエコーに割り当てた領域（図８のecho=4の領域）に属するデータについて、ショット番号を割り当てる様子を示している。この際、グリッドに配置されている各点の位置を仮想的にランダムに変動させることにより、ｋ１方向およびｋ２方向のそれぞれで全点の順序付けが可能となる。こうして決定されたデータの取得順序は、予め、図１０に示すようなテーブル（メモリ領域）に記録され、パルスシーケンスが開始すると、テーブルに記録された順序に従ってエンコード傾斜磁場Ｇ1、Ｇ2が制御される。
　再び図２の処理フローに戻る。ステップ204で、同期撮像（本撮像）を開始すると、ステップ205及びステップ206で、心電同期しながら、上述した円形スキャンが行われる。具体的には、体動情報処理部117から計測制御部111に送られる体動情報（例えば心電図のＲ波）をトリガーとして、ステップ203で設定された遅延時間ＤＴに従って、データ収集を行い、所定のエコートレイン数のエコーを収集する。その際、テーブルに記録された順序に従ってエンコード傾斜磁場Ｇ1、Ｇ2を制御し、１ショット分のエコーデータを収集する。設定された繰り返し時間（ＴＲ）、ここでは３Ｒ－Ｒ毎にデータ収集を繰り返し、最終的に図９に示すｋ空間の円に囲まれる部分を含む全データを収集する。
　ステップ207で、計測制御部111は、ステップ201で設定された撮像条件に基づくエコーデータ量、即ち、画像再構成に必要なエコーデータ量の計測が完了したか否かを判定し、否（No）であればステップ205に戻って円形サンプリングを継続する。完了（Yes）であればステップ208に移行する。データ取得完了の判定（ステップ207）は、パラメータ設定した時点で決まった予定の繰り返し回数分が終了したか否かを判定することにより行うことができる。
　ステップ208で、演算処理部114は、３次元k空間データを逆フーリエ変換して３次元画像を再構成する。そして、ステップ201で設定された画像種に応じて、演算処理部114は、静脈画像（収縮期画像）と動静脈画像（拡張期画像）間で各種演算を行う。例えば、ステップ201で動脈画像の取得が設定されていたならば、収縮期画像と拡張期画像との間で差分演算を施して、その差分演算の結果取得された３次元画像を３次元動脈画像とする。
　ステップ209で、演算処理部114は、ステップ208で取得した３次元画像データを用いて、所望の方向の投影画像を作成し、最終的な非造影ＭＲＡ画像とする。投影画像を作成する処理としては、例えば公知のＭＩＰ（Maximum　Intensity　Projection）法やボリュームレンダリング法を用いることができる。
　本実施の形態によれば、心電同期血管撮像において、円形（楕円形）サンプリングを採用したことにより、Ｔ２減衰の影響をリードアウト方向以外の二方向に分散することができるので、エンコード方向に依存した画質の劣化がなく、ボケの少ない血管画像を得ることができる。また矩形にサンプリングする場合に比べ、サンプリング点数を少なくすることができるので、撮像時間を短縮できる。
　なお以上の説明では、円形サンプリングの一例として、ｋ空間の円形の領域を円弧状にサンプリングする例を説明したが、円形サンプリングの他の例として、図１１（ａ）、（ｂ）に示すように、円形の領域をｋ空間原点を中心として放射状にサンプリングすることも可能である。図中、矢印はサンプリング軌跡を示しており、黒丸がサンプリングの開始点である。図１１（ａ）は、ショット毎にサンプリングの角度が異なる場合、図１１（ｂ）は、角度が同じ複数ショット（ブレード）毎に角度を異ならせてサンプリングする場合である。前者はラジアルスキャン、後者はハイブリッドラジアルスキャンとも呼ばれる。いずれの場合も、サンプリングの角度は二方向の傾斜磁場Ｇ1、Ｇ2の組み合わせ（比率）で決まり、この比率を変化させることにより、放射状のサンプリングが可能となる。
　また以上の説明では、図７の円形サンプリングであれば、１のエコートレインで１つの円弧上のデータを収集し、図１１の円形サンプリングであれば、１のエコートレインで1本の放射状データを収集する場合を説明したが、収集すべきデータ数に対し、図１２（ａ）、（ｂ）に示すように、1列の円弧上データ或いは１列の放射状データを、複数回分のエコートレインで取得するようにすることも可能である。
　次に上述した第一の実施形態を基本として、さらなる画質の向上を図った実施形態を説明する。
＜第二の実施形態＞
　本実施形態のＭＲＩ装置は、計測制御部が、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間を算出する計算部を備え、計算部が、撮像中の検査対象の体動情報に基づき、前記遅延時間及び信号取得時間を更新し、更新された遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御する。計測制御部は、例えば、更新前後の信号取得時間の増減に応じて、エコートレイン数を増減する。
　即ち、本実施形態は、同期撮像の遅延時間ＤＴとデータ収集ＡＴを、撮像中の被検体の心拍数の変化に対応して変化させることが特徴である。本実施形態においても装置の構成は図１に示したものと同様であるが、演算処理部114の機能として、体動情報処理部117から撮像中の被検体の心拍数を入力し、それに応じて、撮像中の収縮期ＱＴ、拡張期ＴＱ、遅延時間ＤＴおよびデータ収集時間ＡＴを再計算する機能、メモリ（ｋ空間）の充填率をモニタリングする機能を備える点、及び計測制御部111が再計算された遅延時間ＤＴおよびデータ収集時間ＡＴをもとにパルスシーケンスを制御する機能を備える点が異なる。
　上記機能を実現する演算処理部114及び計測制御部111の詳細を図１３に示す。図示するように、計測制御部111は、撮像において実行されるパルスシーケンスを制御するスキャン制御部1110と、体動情報処理部117から撮像中の被検体の心拍数（或いはＲ－Ｒ間隔Ｔrr）を入力し、それ以前に演算処理部114に設定されている心拍数と比較するとともに、体動情報処理部117から入力された体動情報（心電図のＲ波）をスキャン制御部1110に送る心拍数比較・判定部1112とを備えている。また演算処理部114は、パルスシーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部1143と、ｋ空間データや撮像パラメータ等を記憶するメモリ1140と、計測制御部111の心拍数比較・判定部1112の判定結果によって再計算が必要と判定された場合に、新たに入力された心拍数を用いて収縮期ＱＴ、拡張期ＴＱを再計算するとともに、再計算された収縮期ＱＴ、拡張期ＴＱを用いて遅延時間ＤＴ及びデータ収集時間ＡＴを再計算する計算部1142と、メモリ1140のｋ空間に充填されるデータの充填率をモニタリングするモニタリング部1144とを備えている。
　次に上記構成における本実施形態の血管撮像の処理を説明する。図１４に処理フローを示す。図１４において、図２と同じ符号で示すステップ201～204、206、208～209は、図２の同符号のステップと同様の処理が行われる。以下、図２の処理フローと異なる処理のステップを中心に説明する。
　本実施形態においても、撮像条件を設定してリファレンススキャンや高分解能のシネ撮像を実行し、撮像パラメータ（収縮期および拡張期のＤＴ、データ収集時間ＡＴ、血流速度）を求めることは、第一の実施形態と同様である（ステップ201～203）。これらの撮像パラメータの初期値をメモリに記憶する。さらに本実施形態では、ステップ401で、Ｒ－Ｒ間隔Ｔrr、収縮期ＱＴ及び拡張期ＴＱの初期値Ｔrr0、ＱＴ0、ＴＱ0を算出し、これを演算処理部114のメモリに記憶する。
　初期値算出には、例えば前述した非特許文献１に記載された手法を用いる。具体的には、Ｒ波と次のＲ波との間隔Ｔrrの平均Ｔrr,aveを求め、Ｔrr0とする。Ｔrrは、ステップ203で初期設定した心拍数から求めてもよいし、体動情報処理部117からの情報を用いて求めてもよい。平均は、例えば５心拍数以上の計測で求めたＴrrの平均とする。Ｔrr0を用いて、次式（１）、（２）により、収縮期と拡張期の初期値ＴＱ0、ＱＴ0を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 式（１）中、ｋ1、ｋ2は経験的に求められた係数である。ｋ1は、健常人か心臓病患者か、性別、年齢に依存し、健常人の場合には、年齢と性別に依存して0.375～0.390の値が用いられる。また心臓病患者の場合には、女性は0.410、男性は0.405が用いられる。ｋ2は0.07である。
　その後、ステップ204で、ステップ203で具体的に設定された撮像シーケンスを用いて、例えば被検体から検出した心電図に同期させて同期撮像（本撮像）を開始する。撮像シーケンスは、図６に示したようなＦＳＥを基本とする円形サンプリングのパルスシーケンスである。
　撮像中、ステップ402で、被検体の体動情報を検出するセンサー部116は、撮像中の被検者の心拍数をモニタリングし、体動情報処理部117は、センサー部116からの信号を処理して、その処理した体動情報を計測制御部111に送る。
　ステップ403で、計測制御部111（心拍数比較・判定部1112）は、ステップ403で、モニタリングしている心拍数とパラメータ設定した心拍数とを比較し、ステップ404で、計測制御部は心拍数の変動の有無を判断する。
　ステップ404で心拍数の変動があると判定した場合には、演算処理部114（計算部1142）は、遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴを再計算し、変更する（ステップ405）。ステップ404で心拍数の変動がないと判定した場合には、ＤＴとＡＴは変更しない（ステップ406）。
　計算部1142が行う遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴの再計算について説明する。再計算は、まず、式（３）、（４）を用いて５心拍数の平均からＴrr,aveを求める。平均に用いる５心拍は、直近の５心拍でもよいし、ユーザーが任意に設定してもよい。その場合、また計測した時間に対し重みを付けて平均Ｔrr,aveを算出することができる。重みは、例えば、時間が近いものほど重みを大きくする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
求めた平均Ｔrr,aveを用いて、前述の式（１）、（２）と同様の式により、その時点のＱＴ(i)、ＴＱ(i)を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　これらＱＴ(i)、ＴＱ(i)及びメモリに記憶されている初期値Ｔrr0、ＱＴ0、ＴＱ0を用いて次式（５）により、新たなＤＴ(i)を算出する。またデータ収集時間ＡＴは、パラメータ設定した心拍数から求めたＴＱ0と、本撮像時に変動した心拍数から求めたＴＱ(i)の比によって式（６）により計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　式（５）中、ＤＴdは拡張期の遅延時間、ＤＴd0はパラメータ設定した拡張期の遅延時間、式（６）中、ＡＴdは拡張期のデータ収集時間、ＡＴd0はパラメータ設定した拡張期のデータ収集時間である。
　一般的に収縮期の長さＱＴは心拍数が変動してもあまり変化しないことが知られている（非特許文献２）。従って、収縮期について設定された遅延時間ＤＴs、データ収集時間ＡＴsは、パラメータ設定時から変化させなくてもよく、式（５）、（６）では、拡張期について再計算した値を求めている。なお、上述したＤＴs、ＡＴs、ＤＴd、ＡＴdの算出方法は一例である。
　ステップ404で、心拍数の変動がないと判定された場合には、設定時の遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴを用いて、予定した全てのデータ量を取得するまで円形サンプリングによる撮像撮像を続ける（ステップ206、407）。或いは、ステップ404で、心拍数の変動があると判定され、遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴを再計算した後は、演算処理部114（心周期情報計算部1142）が再計算した遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴを用いて、予定した全てのデータ量を取得するまで円形サンプリングによる撮像撮像を続ける（ステップ206、407）。撮像が計測される間、体動情報処理部117は、ステップ402の心拍数のモニタリングを継続し、心拍数の変動があったと判定する度に、演算処理部114（心周期情報計算部1142）は遅延時間ＤＴとデータ収集時間ＡＴの再計算を行い、それらの値を更新する。なお、心拍数比較・判定部1112による心拍数変化の判定（ステップ404）は、１ＴＲ毎に行ってもよいし、複数のＴＲ毎に行ってもよい。
　ステップ405でデータ収集時間ＡＴを増減した場合は、それに合わせてエコートレイン数も増減する。ＡＴの短縮（延長）によるエコートレイン数の変更の様子を図１５に示す。図中、点線で囲った部分が変更部分である。図１５は、図６と同様に撮像シーケンスが高速スピンエコー（ＦＳＥ）の場合の例であり、このようなマルチエコー系のシーケンスの場合は、実効ＴＥが変化しないようにデータ取得をする必要があるため、パラメータ設定した時点で決まった予定の繰り返し回数分データ取得を繰り返す。従って、実効ＴＥが変化しないように高域のデータを取得しないことで、ＡＴを短縮する。図１５は、パラメータ設定したエコートレイン数が７の場合を示しており、心拍数の変化に合わせてエコートレイン数を６に減らすことでＡＴを短縮している。ＡＴが延長した場合には、エコートレイン数を増加し、ＡＴ短縮により取得できなかった高域のデータを取得するようにしてもよい。
　ステップ407のデータ取得完了の判定は、ｋ空間の充填率をモニタリングしながら行う。このため、演算処理部114の充填率モニタリング部1144は、例えば、円形サンプリングにおいて傾斜磁場の印加を制御するテーブル（図１０）のデータ点数と、実際に計測したデータ点数とを比較し、ｋ空間の充填率とどのデータが未計測であるかをモニタリングする。取得できていない高域のデータは、ＡＴが延長した時に取得し、ｋ空間の充填率が１００％に達した時点で撮像を終了する。或いは、ｋ空間の充填率が所定の率に達した時点で撮像を終了し、その時点で取得できていない高域のデータは推定処理を行うようにしてもよい。その後、ステップ208、209で画像再構成処理や投影処理を行うことは第一の実施形態と同様である。
　本実施形態によれば、撮像しながら収縮期、拡張期のＤＴ、ＡＴを変更することで、図１６に示すように常に適切な心時相、データ収集時間で撮像を行うことができるため、画質劣化、撮像時間の延長を防止することができる。
＜第三の実施形態＞
　本実施形態のＭＲＩ装置は、撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部を備え、計測制御部は、パラメータ設定部に設定されたパラメータに応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡を制御し、サンプリング方向に隣接するデータ間の信号強度変化を最小にする。計測制御部は、例えば、円形又は楕円形のサンプリングする領域を複数の区分に分割し、隣接する２つの区分のサンプリングにおいて、当該２つの区分の境界に最も近いデータがともにサンプリングの開始位置又はともにサンプリングの終了位置となるようにサンプリング軌跡を制御する。
　また本実施形態のＭＲＩ装置では、例えば、計測制御部が、実効エコー時間（ＴＥ）に応じて、該実効ＴＥのエコーが前記ｋ空間の低域に配置されるように、前記円形又は楕円形のサンプリングする領域を区分わけする。
　即ち、本実施形態も、非造影の同期血管撮像を、円形サンプリングで行うことは第一及び第二の実施形態と同じであり、同期信号をトリガーとして所定の遅延時間ＤＴ後に、円形サンプリングの撮像シーケンスを動作させて、所定のデータ収集時間ＡＴにデータ収集を行う。ただし本実施形態では、円形サンプリングの際の計測順序を制御し、エコーシフトによって生じうるｋ空間データの信号強度の段差を極力低減することが特徴である。
　本実施形態の前提として、まず、エコーシフトとその場合に生じるｋ空間データの信号強度の段差について、図１７及び図１８を参照して説明する。両図中、（ａ）は３Ｄｋ空間のｋｘ方向に垂直な面におけるデータ収集の方向（サンプリング軌跡）を示す図、（ｂ）は（ａ）と同じｋ空間の面を示す図で、ｋ空間のマトリクスに内接する円は、円形サンプリングする概略の領域を示し、矢印はエコートレインのデータ取得順序を示している。（ｃ）は信号強度を示す図である。また図１７および図１８は、撮像パラメータとして、ＩＥＴが５ｍｓであり、エコートレイン数が７である単純化した例を示している。
　マルチエコー系のパルスシーケンスでは、ｋ空間の低域データを計測する時点が実効ＴＥとなるように、ｋ空間の計測順序が決められる。例えば、図１７に示すように、実効ＴＥが２０ｍｓの場合、前掲の撮像パラメータでは、＜エコートレイン数－１＞と同数の領域に分割されたｋ空間の領域の、一端の領域から他端の領域に順次エコーを計測すれば、実効ＴＥで低域データが取得される。これに対し、図１８に示すように、実効ＴＥが３５ｍｓの場合は、エコートレインの開始位置をずらしｋ空間の中間の位置からサンプリングを開始することにより、実効ＴＥまでのエコーを無駄にすることなく、実効ＴＥで低域データが取得される。図１８（ｂ）では、左端から４番目の領域と５番目の領域の堺（太線で示す）から右端に向かって計測し、さらに左端から右端側に計測を行う（（ａ）に示すように、黒丸を開始点とするサンプリング軌跡となる）。このように実効ＴＥに応じて、実効ＴＥのエコーがｋ空間の低域に配置されるように、データ取得を開始するエコーをシフトすることをエコーシフトという。
　ここで各エコーの信号強度は、図１７と図１８の（ｃ）に示したように、Ｔ2減衰により、エコートレインの最初のエコーが一番強く、しだいに減衰する。エコーシフトがない場合には（図１７）、ｋ空間内で信号強度の段差は生じないが、エコーシフトした場合には（図１８）、エコートレインの最初のエコーと最後のエコーとの境界で信号強度の段差を生じる。信号強度の段差が生じた状態で再構成した画像には、アーチファクトが生じる。
　図１９、図２０は、ｋ空間を２つの区分（区分１、区分２）に分けて、それぞれの区分をエコートレイン数に相当する領域に分けてデータ計測する場合を示している。両図において、（ａ）～（ｃ）は、図１８の（ａ）～（ｃ）に対応している。実効ＴＥが５ｍｓであってエコーシフトがない場合（図１９）は、各区分のデータ収集において、エコートレインの最初のエコーとして低域データを取得し、順次高域側のデータを取得することにより、信号強度の段差のないデータが得られる。これに対し、図２０に示す場合は、実効ＴＥが２０ｍｓであり、エコーシフトを行うため、各区分の中間の位置（太線で示す位置）からデータ取得を開始し、最後にその中間の位置に戻るというデータ収集順序となる。その結果、各区分の中間の位置では、エコートレインの最初のエコーと最後のエコーとの間に信号強度の段差を生じる。
　本実施形態では、区分の分け方を変更するとともに、区分内のデータ収集順序を制御することにより、エコーシフトに伴う信号強度の段差を解消する。図２０に対応する実施例を図２１に示す。図２１の（ａ）～（ｃ）は、図１８と同じである。本実施形態では、ｋ空間の中央で分割するのではなく、ｋ空間原点を中心とする低域データの区分１と、それより外側の区分２とに分割する。そして、区分１と区分２におけるデータ収集は、いずれにおいても、区分１と区分２との２つの境界Ｂ１、Ｂ２のうち一方の境界（例えばＢ１）から他方の境界（例えばＢ２）に向かってデータを収集する。このように２つの区分で、データ収集を開始する位置を同一の境界に最も近いデータとすることにより、（ｃ）に示すように境界Ｂ１、Ｂ２における信号強度の段差を生じないようにすることができる。
　図２１では、ｋ空間を２つの区分に分ける、すなわち２ショットで一つの円弧上のデータを収集する場合を示したが、ｋ空間を３以上の区分に分ける場合にも、それぞれの境界において、両側の区分におけるデータの開始或いは終了が一致するようにデータ収集順序を制御することにより、信号強度の段差を生じさせないようにすることができる。
　本実施形態においても、撮像の処理フローは第一或いは第二の実施形態と同様であるが、本実施形態では、図２または図１４に示す処理ステップ201において、信号取得時間ＡＴ、エコートレイン数、ＩＥＴ及び実効ＴＥを決定した後、円形サンプリングの１円弧上のデータを取得するショット数を決定するとともに、エコーシフトが必要かどうかを判定する。決定したショット数に従いｋ空間を区分に分割するとともに、各区分の境界で信号強度の段差を生じないようにデータ収集順序を決定する。
　この場合にも、図１４の処理フローに示すように、心拍数のモニタリングを行い、それに応じて遅延時間ＤＴ及びデータ収集時間ＡＴを再計算することが可能である。例えば、図２１に示す例では、ＡＴ短縮によりエコートレイン数を７から６に減らす場合に、区分１では、最後（７番目）のエコーを計測せず、区分２では、最も高域側のデータ（本来であれば、３番目と４番目のエコー）を計測せず、６番目のエコーとして、区分１で計測しなかったデータ（区分１と区分２との境界のデータ）を計測する。これにより、信号強度の段差をなくしたまま、エコートレイン数を減らすことができる。計測しなかった高域データは、第二の実施形態と同様に、ＡＴ延長のときに計測するか推定する。
　本実施形態によれば、エコーシフトを行う場合において、エコートレイン数を制御するとともに、信号取得順序を制御することで上述した信号強度の段差を生じないようにすることができる。
　なお以上の実施形態では、ｋ空間の円形の領域を円弧状に走査する円形サンプリングを例に説明したが、図１１（ａ）、（ｂ）に示すような放射状サンプリングの場合にも同様に適用することができる。放射状サンプリングにおいて、エコーシフト時の段差解消の具体例を、図２２（ａ）、（ｂ）を参照して説明する。
　図２２（ａ）は、図１１（ａ）と同じ放射状サンプリング（ラジアルスキャン）であるが、ここでは、ｋ空間に内接する円220の内側の同心円上に、区分の境界222を設定し、ｋ空間を境界の内側となる区分１と、外側となる区分２に分割する。これにより、円220の直径に相当する１つのサンプリング経路（スポーク）は、区分１を通る経路225と、区分２を通る経路227とに分かれ、各経路上のデータが、それぞれ１ショットのエコートレインでデータ収集されることになる。ここで、区分１を通る経路225上のデータは、境界222上の点又は境界222に最も近い点からスタートし、それと対向位置にある、境界上の点又は境界に最も近い点でデータ収集が終了するようにする。一方、区分２を通る経路227上のデータは、区分１のデータ収集をスタートした点に隣り合う点からスタートし、高域側に向かう。その後、対応する高域側から、区分１のデータ収集を終了した点に隣り合う点でデータ収集を終了する。全ての経路（スポーク）で上述のようなサンプリング軌跡でデータを収集し、最終的に円220で囲まれる領域の全データを収集する。
　このようにｋ空間の分割とデータ収集順序（サンプリング軌跡）の制御を行うことにより、境界における信号強度の段差をなくし、段差によって生じるアーチファクトを抑制することができる。
　図２２（ｂ）は、図１１（ｂ）と同じ放射状サンプリング（ハイブリッドラジアルスキャン）であるが、図２２（ａ）のラジアルスキャンと同様に、ｋ空間を円形の境界で２つの区分に分けて、境界を挟んで隣接する２つのデータがいずれもデータ収集開始点であるか、いずれも終了点であるように、データ収集順序を制御する。これにより図２２（ａ）と同じ効果が得られる。
　これら放射状サンプリングにおいても、第二実施形態と同様に、撮像中の心拍数のモニタリングを行いながら、心拍数に応じて遅延時間ＤＴ及びデータ収集時間ＡＴを調整することが可能である。その手法は、図２１の円形サンプリングについて説明した手法と同様であり、ＡＴが短縮されたときは、高域データを計測しないことで対応し、ＡＴが延長されたときは、計測しなかった高域データを収集する。
　なお本実施形態を用いることで、k空間上の信号強度の段差を少なくすることはできるが、Ｔ2減衰の影響そのものを取り除くことはできない。従って、ステップ208で、必要に応じてT2補正を行ってから画像再構成することが好ましい。
＜第四の実施形態＞
　本実施形態のＭＲＩ装置は、撮像シーケンスが、直交する三方向について、それぞれディフェイズ又はリフェイズ用の傾斜磁場の印加を含むものである。
　即ち、本実施形態は、上述した第一～第三実施形態のさらなる改良例であり、リードアウト方向を含む、Ｈ－Ｆ、Ｒ－Ｌ、Ａ－Ｐの全ての方向にディフェイズ又はリフェイズパルスを印加することが特徴である。この様子を図２３に示す。図中、黒で塗りつぶした四角がディフェイズ又はリフェイズパルスを示している。また点線で囲った四角は、各エンコード量の増減量を示している。
　本実施形態によれば、全ての方向にディフェイズ又はリフェイズパルスを印加することで、リードアウト方向以外に走行する血管の描出能も向上することができる。本実施形態は、前述した第一～第三の実施形態の全てに応用することが可能である。
　上記各実施形態に含まれるいくつかの特徴を要約すると次のとおりである。
　計測制御部（111）は、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡および／又はサンプリング点数を制御すること。
　計測制御部（111）は、遅延時間及び信号取得時間を算出する計算部（1141、1142）を備え、計算部は、撮像中の検査対象の体動情報に基づき、遅延時間及び信号取得時間を更新し、更新された遅延時間及び信号取得時間に応じて、円形又は楕円形のサンプリングを制御すること。
　計測制御部（111）は、更新前後の信号取得時間の増減に応じて、エコートレイン数を増減すること。
　計測制御部（111）は、前記円形又は楕円形のサンプリング領域をエコー番号毎の領域に分け、同じエコー番号の配置位置をショット毎に仮想的にランダムにすること。
　計測制御部（111）は、実効エコー時間（ＴＥ）に応じて、該実効ＴＥのエコーが前記ｋ空間の低域に配置されるように、前記円形又は楕円形のサンプリング開始位置を決定すること。
　撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部（1143）を備え、計測制御部（111）は、パラメータ設定部（1143）に設定されたパラメータに応じて、円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡を制御し、サンプリング方向に隣接するデータ間の信号強度変化を最小にすること。例えば、円形又は楕円形のサンプリングする領域を複数の区分に分割し、隣接する２つの区分のサンプリングにおいて、当該２つの区分の境界に最も近いデータがともにサンプリングの開始位置又はともにサンプリングの終了位置となるようにサンプリング軌跡を制御すること。また円形又は楕円形のサンプリングする領域を、少なくともｋ空間の中心とその両側の領域を含む第１の区分と、第1の区分に含まれない領域を含む第２の区分とに分割すること。
　リードアウト方向が、被検体の血管の走行方向であること。
　撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部は、リファレンススキャンによる計測されたエコー又は画像を用いて撮像パラメータを設定すること。
　撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部は、撮像シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）を被検体の心周期の複数倍に設定すること。
　撮像シーケンスは、血流を中心とする核磁化の位相を変調するためのディフェイズ又はリフェイズ用の傾斜磁場の印加を含むこと。
　撮像シーケンスは、直交する三方向について、それぞれディフェイズ又はリフェイズ用の傾斜磁場の印加を含むこと。
　撮像シーケンスは、１回の磁化励起後に連続して複数のエコー信号を取得するマルチエコー系シーケンスであること。例えば、マルチエコー系シーケンスは、ファーストスピンエコー系シーケンスであること。
　円形又は楕円形のサンプリングは、円又は楕円で囲まれるｋ空間領域を、リードアウト方向と直交する第１の方向の一端から他端に向かって円弧状にサンプリングすること、或いは、円形又は楕円形のサンプリングは、円又は楕円で囲まれるｋ空間領域を、中心から前記円又は楕円の周縁に向かって放射状にサンプリングすること。
　本発明によれば、３Ｄ非造影ＭＲＡにおいて、種々の原因で発生する画質劣化を防止し、診断に役立つ良好な画質のＭＲＡ画像を提供することができる。具体的には、特定エンコード軸方向にＴ2減衰の影響を受けることを極力回避し、ボケの少ない良質な画像を得ることができる。また撮像中の心拍数の変化による画質の劣化を防止することができる。さらにエコーシフト時の信号強度段差の発生を防止し、画質を向上することができる。
102・・・静磁場磁石、103・・・傾斜磁場コイル、104・・・送信ＲＦコイル、105・・・受信ＲＦコイル、106・・・信号検出部、107・・・信号処理部、108・・・全体制御部、110・・・ＲＦ送信部、111・・・計測制御部、114・・・演算処理部、117・・・体動情報処理部、1110・・・スキャン制御部、1112・・・心拍数比較・判定部、1140・・・メモリ、1142・・・計算部、1143・・・パラメータ設定部、1144・・・充填率モニタリング部

Claims (20)

  1. 　静磁場発生部、傾斜磁場発生部、高周波磁場発生部および磁気共鳴信号受信部を備えた撮像部と、
    　撮像シーケンスに従い、前記撮像部の動作を制御する計測制御部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮像シーケンスは、三次元ｋ空間のリードアウト方向と直交する面を円形又は楕円形にサンプリングする血管撮像シーケンスを含み、
    　前記計測制御部は、検査対象の体動情報に基づく同期信号を用いて、前記撮像シーケンスの動作を制御し、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリング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。
  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、
    　前記計測制御部は、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡および／又はサンプリング点数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。
  3. 　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記遅延時間及び信号取得時間を算出する計算部を備え、前記計算部は、撮像中の検査対象の体動情報に基づき、前記遅延時間及び信号取得時間を更新し、
    　更新された遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリング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。
  4. 　請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、更新前後の信号取得時間の増減に応じて、エコートレイン数を増減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、
    　前記計測制御部は、前記円形又は楕円形のサンプリング領域をエコー番号毎の領域に分け、同じエコー番号の配置位置をショット毎に仮想的にランダムに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であって、
    　前記撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部を備え、
    　前記計測制御部は、前記パラメータ設定部に設定されたパラメータに応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡を制御し、サンプリング方向に隣接するデータ間の信号強度変化を最小にす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６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記円形又は楕円形のサンプリングする領域を複数の区分に分割し、隣接する２つの区分のサンプリングにおいて、当該２つの区分の境界に最も近いデータがともにサンプリングの開始位置又はともにサンプリングの終了位置となるようにサンプリング軌跡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。
  8. 　請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記円形又は楕円形のサンプリングする領域を、少なくともｋ空間の中心とその両側の領域を含む第１の区分と、第1の区分に含まれない領域を含む第２の区分とに分割す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６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、実効エコー時間（ＴＥ）に応じて、該実効ＴＥのエコーが前記ｋ空間の低域に配置されるように、前記円形又は楕円形のサンプリングする領域を区分わけす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１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記リードアウト方向が、前記被検体の血管の走行方向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又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部を備え、
    前記パラメータ設定部は、リファレンススキャンによる計測されたエコー又は画像を用いて撮像パラメータ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。
  12. 　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮像シーケンスのパラメータを設定するパラメータ設定部を備え、
    前記パラメータ設定部は、撮像シーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）を前記被検体の心周期の複数倍に設定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１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像シーケンスは、血流を中心とする核磁化の位相を変調するためのディフェイズ又はリフェイズ用の傾斜磁場の印加を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像シーケンスは、直交する三方向について、それぞれディフェイズ又はリフェイズ用の傾斜磁場の印加を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像シーケンスは、１回の磁化励起後に連続して複数のエコー信号を取得するマルチエコー系シーケンスであ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であって、
    　前記マルチエコー系シーケンスは、ファーストスピンエコー系シーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記円形又は楕円形のサンプリングは、円又は楕円で囲まれるｋ空間領域を、リードアウト方向と直交する第１の方向の一端から他端に向かって円弧状にサンプリングす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記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記円形又は楕円形のサンプリングは、円又は楕円で囲まれるｋ空間領域を、中心から前記円又は楕円の周縁に向かって放射状にサンプリングすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 　磁気共鳴イメージング装置を用いた血管撮像方法であって、
    　撮像シーケンスとして、三次元ｋ空間のリードアウト方向と直交する面を円形又は楕円形にサンプリングする血管撮像シーケンスを実行し、
    　その際、検査対象の体動情報に基づく同期信号を用いて、同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングを制御することを特徴とする血管撮像方法。
  20. 　請求項１９に記載の血管撮像方法であって、
    　同期信号からの遅延時間及び信号取得時間に応じて、前記円形又は楕円形のサンプリングのサンプリング軌跡および／又はサンプリング点数を制御することを特徴とする血管撮像方法。
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