(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
プリパルスとこれに続く撮像パルス列とからなるパルスシーケンスを撮像対象に印加してスキャンを行うようにした磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像対象の心時相を表す信号を収集するための検出手段により収集された信号の、あるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加するプリパルス印加手段と、
前記検出手段により収集された信号の、前記あるタイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行うスキャン手段と、を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記プリパルスは、ブラックブラッド法に拠るパルスシーケンスの一部を成すダブルインバージョンパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記心時相を表す信号はＥＣＧ信号であり、前記所定波形は前記ＥＣＧ信号のＲ波であり、前記スキャン手段は、前記プリパルスの印加から前記撮像パルス列の開始までの時間の変動を許容しつつ、前記撮像パルス列の直前の前記Ｒ波から前記撮像パルス列の開始までの前記第２の遅延時間を固定にする、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記スキャン手段がスキャンを開始する前記少なくとも１心周期後のタイミングは、１心周期が経過したタイミングであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記スキャン手段がスキャンを開始する前記少なくとも１心周期後のタイミングは、２心周期が経過したタイミングであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記プリパルスの印加から前記撮像パルス列の開始までの時間は、心拍の１周期の約半分程度又はそれ以上を占めるほどに長いことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項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、
前記第２の遅延時間は、前記心拍の収縮期に合わせて設定した時間であり、前記第１の遅延時間は、前記第２の遅延時間、前記プリパルスの印加から前記撮像パルス列の開始までの時間、及び心拍の平均的な周期から算出した時間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
プリパルスとこれに続く撮像パルス列とからなるパルスシーケンスを撮像対象に印加してスキャンを行うようにした磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像対象の心時相を表す信号に別々のタイミングで現れる２つの同一種の波形に前記プリパルス及び撮像パルス列の印加を各別に同期させる手段を設けたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
プリパルスとこれに続く撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのスキャン同期方法において、
前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加し、
前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う、ことを特徴とする磁気共鳴イメージングのスキャン同期方法。
【請求項１０】
プリパルスとこれに続く撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのための記録媒体であって、
コンピュータに、前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加する機能と、前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う機能とを実現させるためのプログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体。
【請求項１１】
プリパルスとこれに続く撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのためのプログラムであって、
コンピュータに、前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加する機能と、前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う機能とを実現させるためのプログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象に基づいて撮像対象の内部を画像化する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に係り、とくに、ブラックブラッド法と呼ばれるＭＲイメージングに関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、医療用の撮像法の１つとして、磁気共鳴イメージングが多用されている。この磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた撮像対象の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から撮像対象内部の画像を再構成する撮像法である。磁気共鳴イメージングには各種のタイプのものが在り、磁気的励起及び信号収集に用いるパルスシーケンスに拠っても、そのタイプは分かれる。
【０００３】
心臓の領域を撮像する磁気共鳴イメージングの場合、血液の拍動の影響に因り、再構成後の画像上で血流の多い部分から位相エンコード方向に向かってゴースト状のアーチファクト（血流アーチファクト）が生じ易い。このアーチファクトを抑制するため、ＲＦ励起とエコー収集とを心電図波形に同期させる心電同期撮像法が一般に用いられている。これにより、各ショット（励起）毎のエコー信号の変動を抑制でき、前述の血流アーチファクトを低減することができる。
【０００４】
さらに、論文「Ｅｄｅｌｍａｎ  ＲＲ  ｅｔ  ａｌ．，  Ｆａｓｔ  ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ  ｂｌａｃｋ  ｂｌｏｏｄ  ＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ，  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  １９９１  Ｄｅｃ．１８１（３）：６５５−６０，  １９９１」、  「Ｅｄｅｌｍａｎ  ＲＲ  ｅｔ  ａｌ．，  Ｅｘｔｒａｃｒａｎｉａｌ  ｃａｒｏｔｉｄ  ａｒｔｅｒｉｅｓ：  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  “ｂｌａｃｋｂｌｏｏｄ”  ＭＲ  ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ，  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  １９９０  Ｏｃｔ．１７７（１）：  ４５−６５，  １９９０」などに見られる如く、心筋の描出能を向上させることを主な目的として、血液のＭＲ信号の収集を抑制するためのプリパルスを、通常のＲＦ励起とエコー収集とのパルス列の前に付加する、いわゆるブラックブラッド法が提案されている。ＲＦ励起とエコー収集とのパルス列としては、フィールドエコー法、高速フィールドエコー法、高速スピンエコー法などに拠るパルス列などのパルス列が用いられる。
【０００５】
さらに近年では、撮像断面とほぼ同じ領域を反転励起する選択インバージョンパルスと撮像対象全体を反転励起する非選択インバージョンパルスとを連続的に印加し、この印加から４００〜７００ｍｓの後に、撮像のためのＲＦ励起とエコー収集を行うという、いわゆるダブルインバージョンパルスを用いたブラックブラッド法も報告されている（例えば、文献「Ｓｉｍｏｎｅｔｔｉ  ＯＰ  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｂｌａｃｋ  Ｂｌｏｏｄ”  Ｔ２−ｗｉｇｈｔｅｄ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ−ｒｅｃｏｖｅｒｙ  ＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｅａｒｔ，  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  １９９６  Ａｐｒ．１９９  （１）：  ４９−５７，１９９６」、「Ｓｔｅｈｌｉｎｇ  ＭＫ  ｅｔ  ａｌ．，  Ｓｉｎｇｌｅ−ｓｈｏｔ  Ｔ１−  ａｎｄ  Ｔ２−ｗｅｉｇｈｔｅｄ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｅａｒｔ  ｗｉｔｈ  ｂｌａｃｋ  ｂｌｏｏｄ：  ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ  ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ，  ＭＡＧＭＡ  １９９６  Ｓｅｐ  Ｄｅｃ，  ４（３−４）：  ２３１−４０，  １９９６」、「Ａｒａｉ  ＡＥ  ｅｔ  ａｌ．，  Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆａｏｒｔｉｃ  ｖａｌｖｅ  ｌｅａｆｌｅｔｓ  ｕｓｉｎｇ  ｂｌａｃｋ  ｂｌｏｏｄ  ＭＲＩ，  Ｊ  Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｉｍａｇｉｎｇ  １９９９  Ｎｏｖ．，  １０（５）：  ７７１−７，  １９９９」などを参照）。
【０００６】
このダブルインバージョンパルスを用いたブラックブラッド法は、血液信号の高い抑制効果と他の組織の信号低下が少ないという有利さから注目されており、今度ますます普及すると予想される。プリパルスの形は報告により異なる。プリパルスは基本的に血液信号の縦磁化が零あるいは充分に小さくなることを目的としているため、どの報告の場合でも、プリパルスの印加から撮像の励起パルスの印加までの時間は４００〜７００ｍｓ程度であり、この時間は他の目的で印加されるプリパルスの場合よりも長い。
【０００７】
このため、心電同期撮像法を用い、Ｒ波を検出した直後にプリパルスを印加した場合でも、実際に画像化できる心時相は心周期の後半の時間帯、すなわち拡張期になる。従って、例えば上述した論文「Ｓｉｍｏｎｅｔｔｉ  ＯＰ  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｂｌａｃｋ  Ｂｌｏｏｄ”  Ｔ２−ｗｉｇｈｔｅｄ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ−ｒｅｃｏｖｅｒｙ  ＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｅａｒｔ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ  １９９６  Ａｐｒ．１９９  （１）：  ４９−５７，１９９６」に見られる如く、このブラックブラッド法を用いる場合、拡張期の画像を収集することが一般的である。
【０００８】
ここで、図６に、従来のダブルインバージョンパルスを用いたブラックブラッド法のパルスシーケンスを示す。同図に示すように、ＥＣＧ（心電図）信号のＲ波から所定時間ｔｄを以って同期して、血液を抑制用のプリパルスとしてのダブルインバージョンパルスＤＩＶが印加され、この印加から所定の待ち時間ＢＢＴＩの後に、撮像パルス列ＳＥＱｉｍａによる印加が行われてエコー信号が収集される。同図においてＲＦはＲＦパルスを、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場を、Ｇｒは読出し方向傾斜磁場を、Ｇｅは位相エンコード方向傾斜磁場を、Ｅｃｈｏはエコー信号をそれぞれ表す。
【０００９】
ダブルインバージョンパルスＤＩＶの２つのＲＦパルスのうち、１つはスライス方向傾斜磁場Ｇｓの強度が零で印加され、もう一つは撮像用のパルスシーケンスで選択励起されるスライスと同様の領域を励起するため、所要強度のスライス方向傾斜磁場Ｇｓ加えて印加される。待ち時間ＢＢＴＩは、通常５００〜６００ｍｓ程度であり、血液の縦磁化がほぼ零になる時間に設定される。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のブラックブラッド法を用いた場合、時間的にＲ波に近い収縮期の画像を収集し難かったり、シネモード表示のように、一定間隔で変化する遅れ時間をもった一連の画像を収集することが難しいという問題がある。
【００１１】
そこで、プリパルスの印加からエコー収集までに長い時間：ＢＢＴＩ（ブラックブラッド法の反転時間）が必要なため、収縮期の画像を収集するためには、実際に収集する心周期に対して１つ以上前の心周期のＲ波を同期トリガとして使用しなければならない。この様子を図７に示す。つまり、同図に示すように、Ｒ２−Ｒ３間の収縮期の画像を収集するためには、それよりも前の心周期、例えば心周期Ｒ１−Ｒ２において、Ｒ波：Ｒ１に所定の遅延時間ｔｄを以って同期させる必要がある。
【００１２】
健常人でも心拍の周期は１０〜２０％程度、変動している。つまり、心拍毎にＲ波の位置が時間軸上でずれることになる。このため、１心周期以上前のＲ波からある一定の時間「ｔｄ＋ＢＢＴＩ」後に画像を収集しても、エコー収集時点の心筋の位置は、各ショット毎に揺らいでしまい、画質が著しく劣化して診断に耐えることができる画像は得られない。図８は、図７を心周期が長い場合と短い場合との２つの条件に分け、かつ模式的に表したものである。この図８に示す如く、従来の場合は遅延時間ｔｄ１と反転時間ＢＢＴＩとを固定にして撮像パルス列ＳＱｉｍａの開始タイミングを制御しているため、実際の心筋の動きに強い相関のある遅延時間ｔｄ２は心周期の変動を受けて同様に変化してしまう。
【００１３】
このため、従来では、前述した如く、拡張期の画像を収集することに止まっていた。
【００１４】
本発明は、このような従来技術が直面する現状を打破するためになされたもので、ダブルインバージョンパルスを用いたブラックブラッド法に拠る撮像の如く、プリパルスを印加した後、撮像パルス列の印加までの待ち時間が心周期に比して長いパルスシーケンスを用いたＭＲイメージングにおいて、心拍周期に周期毎の変動が在る場合でも、心周期の収縮期の画像を確実に撮像できる撮像法を提供することを、その目的とする。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の磁気共鳴イメージングは、ブラックブラッド法に拠る撮像において、プリパルスの印加から撮像パルス列の印加までの時間ＢＢＴＩが１心周期に比して、比較的長く、このＢＢＴＩがおよそ４００〜７００ｍｓの範囲内で変動することに因る血液信号の抑制効果の違いは小さく、画質に及ぼす影響は殆ど無視し得る、との本発明者の知見に基づいてなされたものである。
【００１６】
そこで、本発明の磁気共鳴イメージングで用いるパルスシーケンスのプリパルスと撮像パルス列について、心時相を表す信号（例えばＥＣＧ信号）の時系列的に並ぶ複数の所定波形（例えばＲ波）に跨って、各別に同期を掛けることを要旨とする。
【００１７】
具体的には、本発明の一態様として、撮像対象にプリパルスを印加し、この印加から所定の待機時間の後、当該撮像対象の所望領域に撮像パルス列を印加してスキャンを行うようにした磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像対象の心時相を表す信号を収集する収集手段と、この検出手段により収集された信号の、あるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加するプリパルス印加手段と、前記検出手段により検出された信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行うスキャン手段と、を備えたことを特徴とする。
【００１８】
例えば、前記プリパルスは、ブラックブラッド法に拠るパルスシーケンスの一部を成すダブルインバージョンパルスである。また、例えば、前記心時相を表す信号はＥＣＧ信号であり、前記所定波形は前記ＥＣＧ信号のＲ波である。さらに、例えば、前記スキャン手段がスキャンを開始する前記少なくとも１心周期後のタイミングは、１心周期又は２周期が経過したタイミングである。
【００１９】
また、前記所定の待機時間は、前記心拍の１周期の約半分程度又はそれ以上を占めるほどに長いことを特徴とする。
【００２０】
さらに、前記第２の遅延時間は、前記心拍の収縮期に合わせて設定した時間であり、前記第１の遅延時間は、前記第２の遅延時間、前記待機時間の所望値、及び前記心拍の平均的な周期から算出した時間である、ことも望ましい。
【００２１】
また、本発明の別の態様によれば、撮像対象にプリパルスを印加し、この印加から所定の待機時間の後、当該撮像対象の所望領域に撮像パルス列を印加してスキャンを行うようにした磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像対象の心時相を表す信号に別々のタイミングで現れる２つの同一種の波形に前記プリパルス及び撮像パルス列の印加を各別に同期させる手段を設けたことを特徴とする。
【００２２】
本発明の更に別の態様によれば、プリパルスと撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのスキャン同期方法において、前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加し、前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う、ことを特徴とする。
【００２３】
更には、本発明では、プリパルスと撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのための記録媒体であって、コンピュータに、前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加する機能と、前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う機能とを実現させるためのプログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体を提供することもできる。
【００２４】
さらに、プリパルスと撮像パルス列とから成る磁気共鳴イメージング用のパルスシーケンスを、撮像対象の心時相を表す信号に同期して当該撮像対象に印加する磁気共鳴イメージングのためのプログラムであって、コンピュータに、前記信号のあるタイミングで現れる所定波形に第１の遅延時間を以って同期させて前記プリパルスを印加する機能と、前記信号の、前記タイミングから少なくとも１心周期後のタイミングで現れる前記所定波形に第２の遅延時間を以って同期させて前記撮像パルス列の印加によるスキャンを行う機能とを実現させるためのプログラムを提供することができる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る１つの実施の形態を、図１〜４を参照して説明する。
【００２６】
この実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を図１に示す。
【００２７】
この磁気共鳴イメージング装置は、撮像対象（被検体）Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、撮像対象Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を計測する心電計測部と、撮像対象Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。
【００２８】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、撮像対象Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、撮像対象Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００２９】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００３０】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００３１】
送受信部は、磁石１内の診断用空間にて撮像対象Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御の元で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号に応じたデジタル量のデータ（原データ）を生成する。
【００３２】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、および音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエアに基づく手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３３】
ホスト計算機６は、位置決め用スキャン（図示しない）などの準備作業に引き続いて、図２に示すブラックブラッド法に拠るＭＲイメージングのスキャンを心電同期法と共に実施して、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集する。このブラックブラッド法は、血液からの信号を抑制するプリパルスとしてのダブルインバージョンパルスＤＩＶと、このパルスの印加後、所定の待ち時間（ダブルインバージョンパルスにより反転された磁化スピンの縦磁化がほぼ零になる時間）ＢＢＴＩの後、撮像パルス列ＳＥＱｉｍａが印加される。この撮像パルス列ＳＥＱｉｍａとしては、２次元スキャン又は３次元スキャンのＦＥ（フィールドエコー）系、ＳＥ（スピンエコー）系、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）系など、どのようなパルス列を用いてもよい。
【００３４】
このブラックブラッド法において、本発明に対応する特徴は、後述するように、ダブルインバージョンパルスＤＩＶと撮像パルスＳＥＱｉｍａとに対して各別に心電同期を掛けることである。
【００３５】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３６】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタル量の生データ（原データとも呼ぶ）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間又は周波数空間）に生データを配置し、この生データをその各組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像データの合成（加算）処理、差分演算処理などを行うことができる。
【００３７】
記憶ユニット１１は、本装置の信号制御、データ処理、及びデータ演算に必要なコンピュータプログラム、並びに、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。このため、この記憶ユニット１１に搭載される記録媒体（図示せず）には、本発明に係るブラックブラッド法に拠るＭＲイメージングのプログラムも記憶されており、ホスト計算機６及びシーケンサ５により読み出される。
【００３８】
表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する撮像条件、パルスシーケンス情報、画像合成や差分処理などの演算法のパラメータ等をホスト計算機５に入力することができる。
【００３９】
また、息止め指令部の一要素として音声発生器１６を備える。演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。この音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始及び息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００４０】
さらに、心電計測部は、撮像対象Ｐの体表に付着させて心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を検出するＥＣＧセンサ１７と、このＥＣＧ信号を処理して例えばＲ波のピーク値に同期したトリガ信号をシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。このトリガ信号は、シーケンサ５によって、ブラックブラッド法のＭＲイメージングを心電同期法で実行するために使用される。
【００４１】
本実施形態の構成において、ＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧユニット１８が、本発明に係る心時相を表す信号の収集手段を成す。また、磁石１、傾斜磁場コイルユニット３、傾斜磁場電源４、シーケンサ５、ホスト計算機６、ＲＦコイル７、送信器８Ｔ、及び記憶ユニット１１が本発明のプリパルス印加手段及びスキャン手段の主要部を成す。さらに、記憶ユニット１１は本発明に係る記録媒体としてのメモリ手段を有する。
【００４２】
次に、図２〜４を参照して、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置の動作を説明する。
【００４３】
図２に、この実施形態において心電同期法の元に実行される、ダブルインバージョンパルスを用いたブラックブラッド法のパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、シーケンサ５により、図３の手順で実行される。この手順はパルスシーケンス情報として、ホスト計算機６からシーケンサ５に渡される。
【００４４】
シーケンサ５は、まず、ＥＣＧユニット１８からトリガ信号の読込みを試みながら、ＥＣＧ信号のＲ波がピーク値を呈するタイミングが到来したか否かが判定される（ステップＳ１，Ｓ２）。なお、このトリガ信号はＥＣＧユニット１８により生成される。ＥＣＧユニット１８は、ＥＣＧセンサ１７からのＥＣＧ信号を入力してそのＲ波のピーク値を検出し、この検出時にトリガ信号を出力するという動作を繰り返している（ステップＥ１〜Ｅ３）。
【００４５】
シーケンサ５は、Ｒ波ピーク値の出現を検知すると、予め内蔵しているソフトウエアタイマの時間計測を開始させる（ステップＳＳ３）。ここで検出するＲ波は、図２に示す最初のＲ波：Ｒ１である。
【００４６】
次いで、シーケンサ５は、このタイマの計測値ＣＴが図２に示すＲ波からの所定の遅延時間ｔｄ１に一致する（ＣＴ＝ｔｄ１）か否かを判断する（ステップＳ４）。この遅延時間ｔｄ１は、プリパルスとしてのダブルインバージョンパルスＤＩＶに心電同期を掛けるための時間であり、本発明の第１の遅延時間に対応する。この遅延時間ｔｄ１は、後述するように、予め設定されている。
【００４７】
このステップＳ４の判断のステップでＮＯ、即ち計測時間が未だ遅延時間ｔｄ１に達していない場合、そのまま時間計測を継続するが、ＹＥＳの場合、遅延時間ｔｄ１に達したと認識して次のステップの処理に進む。つまり、シーケンサ５により、プリパルスとしてのダブルインバージョンパルスＤＩＶの印加開始が指令される（ステップＳ５）。この後、上述したソフトウエアタイマの計測値がクリアされる（ステップＳ６）。
【００４８】
次いで、シーケンサ５は撮像パルス列ＳＥＱｉｍａに対する心電同期処理に移行する。即ち、前述と同様にしてトリガ信号の読込みを試み、トリガ信号を読み込めたときにＲ波ピーク値のタイミングが到来したと判断する（ステップＳ７，Ｓ８）。これにより検出されるＲ波は、図２に示すＲ波：Ｒ２となる。
【００４９】
このＲ波ピーク値の検出に呼応して、前述と同様に、ソフトウエアタイムによる時間計測を開始させ、その計測値ＣＴ＝遅延時間ｔｄ２になったか否かが判断される（ステップＳ９，Ｓ１０）。この遅延時間ｔｄ２は、プリパルスのときとは別のＲ波（Ｒ２）に撮像パルス列ＳＥＱｉｍａの心電同期を掛けるための時間である。この遅延時間ｔｄ２は、例えば１心周期の中の拡張期の所望タイミングでデータ収集を開始できるように、予め与えられる。
【００５０】
このため、ステップＳ９での判断がＹＥＳ（ＣＴ＝ｔｄ２）になると、図２に示す撮像パルス列ＳＥＱｉｍａの印加が開始される（ステップＳ１１）。次いで、タイマがクリアされ、次の位相エンコードによるデータ収集を行う場合は、処理がステップＳ１に戻される（ステップＳ１１，Ｓ１２）。
【００５１】
ここで、上述したダブルインバージョンパルスＤＩＶの遅延時間ｔｄ１の設定法について説明する。この遅延時間ｔｄ１（固定値）は、上述のように与えられた遅延時間ｔｄ２（固定値）、ブラックブラッド法に必要な反転時間ＢＢＴＩ、及びＥＣＧ信号の平均的なＲＲ間隔：ＲＲから、
【数１】
ｔｄ１＝ＲＲ＋ｔｄ２−ＢＢＴＩ
の式に基づき予め演算されている。
【００５２】
このため、上述したシーケンサ５による処理によって、図２に示すブラックブラッド法に従ったＭＲイメージングのためのスキャンが実行される。
【００５３】
つまり、ある時点のＥＣＧ信号のＲ波：Ｒ１が出現すると、そのピーク値の時点から、予め設定してある遅延時間ｔｄ１に同期してダブルインバージョンパルスＤＩＶが印加される。このパルスは、スライス用傾斜磁場Ｇｓを印加させずに撮像対象全体のスピンを反転励起させるインバージョンパルスと、スライス用傾斜磁場Ｇｓの印加を伴って撮像断面のみのスピンを反転励起させるインバージョンパルスとが連続的に印加される。
【００５４】
このダブルインバージョンパルスＤＩＶの印加開始後、次のＲ波：Ｒ２の出現が待たれる。このＲ波：Ｒ２が出現すると、そのピーク値の時点から、前もって設定してある遅延時間ｔｄ２が経過すると、例えば高速ＳＥ法に従う撮像パルス列ＳＥＱｉｍａの印加が開始される。これにより、複数の位相エンコード量にそれぞれ対応してエコー信号が収集される。これらのエコー信号は受信器８Ｒにより画像データに変換され、画像再構成のために演算ユニット１０に送られる。
【００５５】
このため、ＲＲ間隔、即ち心周期の変動の影響を殆ど受けることなくエコーデータの収集を行うことができる。例えば、心周期が大きい図４（ａ）の状態から心周期が小さい同図（ｂ）の状態に変化すると、ＲＲ間隔が短縮されることになるが、この短縮は反転時間ＢＢＴＩの縮小により自動的に吸収される。反対に、心周期が大きくなった場合も、そのＲＲ間隔は拡大するが、この拡大は反転時間ＢＢＴＩの拡大により自動的に吸収される。本実施形態のブラックブラッド法の場合には、反転時間ＢＢＴＩの時間幅を４００〜７００ｍｓ程度の範囲内で変動させる分には、血液信号の抑制効果の違いは小さく、従って画質に与える影響は無視し得ることが見出されている。
【００５６】
このように、反転時間ＢＢＴＩが所要範囲内で変動することでＲＲ間隔の変動が吸収さるので、ダブルインバージョンパルスＤＩＶ及び撮像パルス列ＳＥＱｉｍａは予め設定した固定値の遅延時間ｔｄ１、ｔｄ２で夫々、各別に同期が掛けられる。
【００５７】
つまり、撮像パルス列ＳＥＱｉｍａは、ダブルインバージョンパルスＤＩＶとは無関係にＲ波に同期を掛けることができる。このため、遅延時間ｔｄ２のみを考慮して、１心周期内の収縮期の所望タイミングでスキャンを開始することができ、その収縮期のエコーデータを収集することができる。これにより、ブラックブラッド法など、プリパルスの印加後のデータ収集までの待ち時間が長いパルスシーケンスを用いたＭＲイメージングであっても、心周期の変動に影響されずに、エコー収集を行い心時相は一定して収集時点の心筋の位置がショット毎に揺らぐという事態を回避できる。これゆえ、アーチファクトを低減させ、高画質の収縮期のＭＲ画像を安定的に且つ確実に提供することができる。
【００５８】
また、従来法と上述した本発明に係る手法とを遅延時間により切り替えながら撮像すれば、従来では実質的に不可能であったブラックブラッド法に拠るシネモード撮像を行うこともできる。
【００５９】
なお、上述した実施形態にあっては、ダブルインバージョンパルスＤＩＶと撮像パルス列ＳＥＱｉｍａとを異なる２つの連続するＲ波：Ｒ１，Ｒ２に各別に同期させるという構成を説明した。しかしながら、本発明は必ずしもそのような構成に限定されるものではなく、例えば図５に示す如く、Ｒ波：Ｒ１にダブルインバージョンパルスＤＩＶを同期させた後、１Ｒ波：Ｒ２を空けた次のＲ波：Ｒ３に撮像パルス列ＳＥＱｉｍａを同期させるようにしてもよい。この空けるＲ波は、２個以上であってもよい。これを達成するには、例えば図３に示したステップＳ８とＳ９の間に、Ｒ波を所望数カウントする処理を介在させ、カウント数が所望数に達したときに、ステップＳ９に示す処理に移行するようにすればよい。このように構成することで、前述した実施形態と同様の作用効果のほかに、反転時間ＢＢＴＩに設定法にバリエーションを持たせることができる。
【００６０】
さらに、本発明は上述した実施形態及びその変形形態の構成に限定されることなく、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で更に別の形態で実施可能なものである。例えば、前述した心拍を表す信号の検出法は、ＥＣＧ信号を検出するものに限定されるものではなく、脈波を検出する手法、ＭＲ信号自体の強度を利用する手法、エコー信号の位相シフトで検出する手法、ナビゲータエコーを用いる手法などを適宜用いるようにしてもよい。
【００６１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ブラックブラッド法などのパルスシーケンスを成すプリパルスと撮像パルス列に対して、撮像対象の心時相を表す信号（ＥＣＧ信号など）の異なる所定波形（Ｒ波など）に別々の遅延時間で同期を掛けるようにしたので、エコー信号を収集する撮像パルス列の印加タイミングは心周期の変動が在っても常に一定に保持することができる。これにより、プリパルスと撮像パルス列との間の待ち時間が心周期に比して長いパルスシーケンスを用いたＭＲイメージングにおいて、心拍周期に周期毎の変動が在る場合でも、心周期の収縮期の画像を確実に撮像できる。従って、アーチファクトを低減し、ＭＲ画像の画質を向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態で用いるブラックブラッド法を示すパルスシーケンス。
【図３】図２のパルスシーケンスを実行するための心電同期処理の概要を示すフローチャート。
【図４】心周期の変動を吸収する仕組みを説明する図。
【図５】本発明の変形の実施形態で用いるブラックブラッド法を示すパルスシーケンス。
【図６】従来のブラックブラッド法を示すパルスシーケンス。
【図７】従来のブラックブラッド法に拠る同期法の一例を示すパルスシーケンス。
【図８】従来のブラックブラッド法に拠る同期法の不都合を説明するパルスシーケンス。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  ホスト計算機
７  ＲＦコイル
８Ｔ  送信器
８Ｒ  受信器
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
１２  表示器
１３  入力器
１７  センサユニット
１８  ＥＣＧユニット
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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