(57)【要約】【課題】心周期が変動した場合であっても、良好な画質の画像を得ることができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像用パルスシーケンス印加時の心周期を、前記撮像用パルスシーケンスの印加前の複数心周期分の心拍信号から予測する心周期予測部と、前記予測した心周期を用いて、心拍を表す基準信号からの遅延時間を決定する遅延時間決定部と、前記基準信号から前記遅延時間後に前記撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、収集した前記磁気共鳴信号から画像を生成する画像生成部と、を備えたことを特徴とする。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像用パルスシーケンス印加時の心周期を、前記撮像用パルスシーケンスの印加前の複数心周期分の心拍信号から予測する心周期予測部と、
前記予測した心周期を用いて、心拍を表す基準信号からの最適遅延時間を決定する遅延時間決定部と、
前記基準信号から前記最適遅延時間後に前記撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、
収集した前記磁気共鳴信号から画像を生成する画像生成部と、
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】
前記心周期予測部は、前記撮像用パルスシーケンスの印加直前の複数の前記心拍信号の間隔の平均値を前記予測した心周期とする、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記遅延時間決定部は、
前記予測した心周期から、計算式または参照テーブルを用いて、前記撮像用パルスシーケンスを印加すべき前記最適遅延時間を決定する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記遅延時間決定部は、収縮期における第１の最適遅延時間と、拡張期における第２の遅延時間とを前記計算式または前記参照テーブルを用いて決定し、
前記データ収集部は、前記基準信号から前記第１の最適遅延時間後に第１の撮像用パルスシーケンスを印加して第１の磁気共鳴信号を収集し、前記基準信号から前記第２の最適遅延時間後に第２の撮像用パルスシーケンスを印加して第２の磁気共鳴信号を収集し、
前記画像生成部は、前記第１の磁気共鳴信号から第１の画像を生成し、前記第２の磁気共鳴信号から第２の画像を生成する、
請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記撮像用パルスシーケンスは、１つの励起パルスによって複数の位相エンコード分の磁気共鳴信号を収集するパルスシーケンスである、
ことを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記複数の位相エンコード分の磁気共鳴信号の収集期間は複数の心周期に跨る、
ことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記画像生成部は、前記第１の画像と前記第２の画像とを差分して、さらに動脈画像を生成する、
ことを特徴とする請求項４乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
複数の前記撮像用パルスシーケンスを、その夫々に対応する複数のスライスエンコードを伴って印加して３次元の磁気共鳴信号を収集する場合において、
前記心周期予測部は、記前複数の撮像用パルスシーケンスに対して、それぞれの印加直前の複数の前記心拍信号の間隔の平均値を求め、各撮像用パルスシーケンスに対応する前記予測した心周期とし、
前記遅延時間決定部は、前記各撮像用パルスシーケンスに対応する前記予測した心周期から、計算式または参照テーブルを用いて、前記各撮像用パルスシーケンスを印加すべき夫々の最適遅延時間を決定し、
前記データ収集部は、前記基準信号から前記夫々の最適遅延時間後に前記各撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して前記３次元の磁気共鳴信号を収集し、
前記画像生成部は、収集した前記３次元の磁気共鳴信号を３次元逆フーリエ変換して３次元画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記遅延時間決定部は、収縮期における第１の最適遅延時間と拡張期における第２の遅延時間とを、前記各撮像用パルスシーケンスに対して、前記計算式または前記参照テーブルを用いて決定し、
前記データ収集部は、前記各撮像用パルスシーケンスに対して、前記基準信号から前記第１の最適遅延時間後に第１の撮像用パルスシーケンスを印加して第１の磁気共鳴信号を収集し、前記基準信号から前記第２の最適遅延時間後に第２の撮像用パルスシーケンスを印加して第２の磁気共鳴信号を収集し、
前記画像生成部は、前記第１の磁気共鳴信号から第１の３次元画像を生成し、前記第２の磁気共鳴信号から第２の３次元画像を生成する、
ことを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記各撮像用パルスシーケンスは、１つの励起パルスによって複数の位相エンコード分の磁気共鳴信号を収集するパルスシーケンスである、
ことを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記複数の位相エンコード分の磁気共鳴信号の収集期間は複数の心周期に跨る、
ことを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記画像生成部は、前記第１の画像と前記第２の画像とを差分して、さらに動脈画像を生成する、
ことを特徴とする請求項８乃至１１のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記心拍を表す基準信号は心電信号のＲ波であり、前記心周期は隣接するＲ波の間隔である、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記撮像用パルスシーケンスは、プリパルスと、前記プリパルスの後に印加される励起パルスとを含むパルスシーケンスであり、
前記遅延時間決定部は、前記基準信号から前記励起パルスまでの所定の最適遅延時間が、前記プリパルスと前記励起パルスとの間の時間よりも短い場合は、前記励起パルスの直前の基準信号の１つ前の基準信号から前記プリパルスまでの遅延時間を前記予測した心周期を用いて決定し、
前記データ収集部は、前記１つ前の基準信号から前記決定した遅延時間後に前記撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して磁気共鳴信号を収集する、
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記プリパルスは反転パルス（inversion pulse）であり、前記プリパルスと前記励起パルスとの間の時間は、反転時間(inversion time)である、
ことを特徴とする請求項１４に磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記基準信号から前記励起パルスまでの最適遅延時間をＴｄopt、前記反転時間をＴＩ、前記１つ前の基準信号から前記プリパルスまでの遅延時間をＴｄ、及び前記予測した心周期をＴpとするとき、
前記遅延時間決定部は、Ｔｄopt＜ＴＩ、のとき、Ｔｄ＝Ｔp−（ＴＩ−Ｔｄopt）として、遅延時間Ｔｄを決定する、
ことを特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から心電同期撮像法を用いた磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）が知られている。また、磁気共鳴イメージングの分野において、血流像を得る手法として、ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）が知られている。ＭＲＡのうち、造影剤を使用しないものは非造影ＭＲＡと呼ばれる。この非造影ＭＲＡも通常、心電同期撮像法を用いて行われる。
【０００３】
心電同期撮像法では、心拍に同期した信号（ＥＣＧ（Electro cardiogram）信号等）に同期させてＭＲ（Magnetic Resonance）信号を取得する。例えば、ＥＣＧ信号の中のＲ波の位置から所定の遅延時間だけ遅らせたタイミングでＭＲ信号を取得する。
【０００４】
一方、非造影ＭＲＡでは血流速度によって撮像画像のコントラストが異なってくるため、心周期内のどのタイミングでＭＲ信号を取得するか、即ち、Ｒ波等の基準信号からＭＲ信号取得開始までの遅延時間をいくらに設定するかが非常に重要となる。
【０００５】
そこで、非造影ＭＲＡの１つであるＦＳ−ＦＢＩ（Flow spoiled-Fresh Blood Imaging）等では、本スキャンの前にＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと呼ばれる予備的なスキャンを行い、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで得られる情報から最適な遅延時間を決定し、この最適遅延時間を用いて本スキャンを行う手法がとられることがある（例えば、特許文献１）。
【０００６】
この手法では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによって心周期内で遅延時間の異なる複数の再構成画像を生成し、この中から特定の画像を選択する。画像の選択方法としては、例えば目視で選択する方法や、特許文献２に記載されるように、画像処理された画像の画素平均値等から自動的に選択する方法がある。そして、選択された特定の画像に対応する遅延時間を最適遅延時間として決定し、この最適遅延時間を用いて本スキャン用のパルスシーケンスの印加タイミングを決定している。ここでの最適遅延時間とは、収縮期において血流速度が最も高くなる収縮期の最適遅延時間や、拡張期において血流速度が最も低くなる拡張期の最適遅延時間等である。
【０００７】
一方、心周期（Ｒ波とＲ波の間隔）或いは心拍数（ＨＲ：Heart Rate）から収縮期や拡張期の最適遅延時間を計算式、或いは参照テーブルを用いて求める手法もある。この手法では、患者の心周期や心拍数さえ測定できれば、計算式や参照テーブルから直ちに最適遅延時間を求めることができるため、必ずしもＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを行う必要がない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００２−２０００５４号公報
【特許文献２】特開２００８−２３３１７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
ところで、同じ患者であってもその心周期或いは心拍数は時間と共に変動する。そこで、本スキャンの開始前の所定の期間、心周期や心拍数を測定して平均値を求め、その平均値を計算式や参照テーブルに入力して収縮期や拡張期の最適遅延時間を求める方法も考えられる。
【００１０】
しかしながら、この場合であっても、心周期や心拍数を事前に測定したときから実際に本スキャンを開始するまでの間に心周期は変化しうる。また、本スキャンを開始してＭＲ信号を取得している期間中にも心周期は変化しうる。心周期が変化すると、変化する前の心周期を用いて計算式や参照テーブルから予め求めた最適遅延時間は、もはや最適な遅延時間とは言えず、画質の低下をもたらす原因となる。
【００１１】
また、反転パルス（Inversion pulse）を用いて背景信号を抑圧するような撮像方法では、心周期が変化して短くなった場合、収縮期の最適遅延時間よりも長い反転時間ＴＩをもつ反転パルスは印加することができず、この場合にも期待した画質の画像を得ることができなくなる。
【００１２】
そこで、心周期が変動した場合であっても、良好な画質の画像を得ることができる磁気共鳴イメージング装置が要望されている。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像用パルスシーケンス印加時の心周期を、前記撮像用パルスシーケンスの印加前の複数心周期分の心拍信号から予測する心周期予測部と、前記予測した心周期を用いて、心拍を表す基準信号からの遅延時間を決定する遅延時間決定部と、前記基準信号から前記遅延時間後に前記撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、収集した前記磁気共鳴信号から画像を生成する画像生成部と、を備えたことを特徴とする。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。
【図２】磁気共鳴イメージング装置のコンピュータの機能ブロック図。
【図３】本実施形態との比較例として、従来の心電同期法によるデータ収集のシーケンス例を示す図。
【図４】第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。
【図５】第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作説明図。
【図６】予測心周期から最適遅延時間を求める方法の説明図。
【図７】拡張期における動脈及び静脈の画像を良好に得るための３Ｄ−高速ＳＥ法によるデータ収集タイミング、及びパルスシーケンスの例を示す図。
【図８】３次元高速ＳＥ法で得られるボリュームデータを模式的に示した図。
【図９】ＦＳ−ＦＢＩ法の動作概念を示す図。
【図１０】収縮期画像を生成するためのデータ収集シーケンスとパルスシーケンスを示す図。
【図１１】第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作を説明する図。
【図１２】第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
【００１６】
（１）構成
図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０の全体構成を示すブロック図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御系３０と、被検体Ｐが乗せられる寝台３２とを備える。
【００１７】
装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸において、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とし、鉛直方向をＹ軸方向とすると、寝台３２は、その天板の載置用の面に垂直な方向がＹ軸方向となるように配置される。
【００１８】
制御系３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。
【００１９】
傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とで構成されている。
【００２０】
静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給された電流により撮像空間に静磁場を形成させる。シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。
【００２１】
傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとを有し、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。
【００２２】
Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像空間にそれぞれ形成される。
【００２３】
即ち、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓｓ（またはスライスエンコード方向傾斜磁場Ｇｓe）、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定できる。スライス方向、位相エンコード方向、および、読み出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。
【００２４】
ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成し、これを送信用のＲＦコイル２８に送信する。ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイル（ＷＢＣ：ｗｈｏｌｅ  ｂｏｄｙ  ｃｏｉｌ）や、寝台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。送信用のＲＦコイル２８は、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて被検体Ｐに送信する。受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、このＭＲ信号は、ＲＦ受信器４８により検出される。
【００２５】
ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に前置増幅、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（ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データ（ｒａｗ  ｄａｔａ）を生成する。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に出力する。
【００２６】
シーケンスコントローラ５６は、所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることにより、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８から出力されるＭＲ信号の生データ（ｒａｗ  ｄａｔａ）を受けて、これをコンピュータ５８に出力する。
【００２７】
コンピュータ５８は、演算装置（ＭＰＵ）６０、入力装置６２、表示装置６４、及び記憶装置６６を有する。入力装置６２は、キーボードやマウス等の入力デバイスであり、表示装置６４は液晶パネル等から構成されるディスプレイ装置である。入力装置６２と表示装置６４とでユーザインタフェースを構成する。
【００２８】
ＥＣＧユニット３６は、被検体ＰからＥＣＧ信号（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ  ｓｉｇｎａｌ）を取得して、これをシーケンスコントローラ５６に入力して、演算装置６０に伝達する。なお、拍動を心拍情報として表すＥＣＧ信号の代わりに、拍動を脈波情報として表す脈波同期（ＰＰＧ：ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ  ｐｕｌｓｅ  ｇａｔｉｎｇ）信号を取得することもできる。ＰＰＧ信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。ＰＰＧ信号を取得する場合には、ＰＰＧ信号検出ユニットが設けられる。
【００２９】
シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
【００３０】
コンピュータ５８の演算装置６０は、上記のシステムコントローラ５６の制御や磁気共鳴イメージング装置１全体のシステム制御の他、記憶装置６６に保存されたプログラムにしたがって各種の機能を実現する。なお、これら各種機能の実現は、プログラムによらず、特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けて実現してもよい。
【００３１】
図２は、図１に示すコンピュータ５８の機能ブロック図である。
【００３２】
コンピュータ５８は、プログラムにより撮像条件設定部１００、シーケンスコントローラ制御部１０１、画像生成部１０２（ｋ空間データベース１０３を含む）、画像データベース１０４、画像処理部１０５、表示制御部１０６、心周期予測部１０７、遅延時間決定部１０８等として機能する。
【００３３】
撮像条件設定部１００は、入力装置６２からの指示情報や、後述する遅延時間決定部１０８で決定される遅延時間等に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部１０１に与える。シーケンスコントローラ制御部１０１は、撮像条件設定部１００で設定されたパルスシーケンス等をシーケンスコントローラ５６に設定する。
【００３４】
撮像条件設定部１００、シーケンスコントローラ制御部１０１、シーケンスコントローラ５６、ＲＦ送信器４６、ＲＦコイル２８、ＲＦ受信器４８等でデータ収集部を構成し、撮像条件設定部１００で設定された撮像条件に基づいて被検体Ｐからの磁気共鳴信号（ＭＲ信号）が生データとして収集される。
【００３５】
画像生成部１０２は、ＲＦ受信器４８からシーケンスコントローラ５６を通って入力された生データをｋ空間データとしてｋ空間データベース１０３に配置する一方、ｋ空間データベース１０３からｋ空間データを取り込み、これにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを生成する。そして、生成された画像データを画像データベース１０４に保存する。
【００３６】
画像処理部１０５は、画像データベース１０４から必要な画像データを読み込み、これに差分処理等の画像処理やＭＩＰ処理等の表示処理を施すことで、表示用の画像データを生成し、生成した画像データを記憶装置６６に保存する。
【００３７】
表示制御部１０６は、記憶装置６６に保存された表示用の画像データや、各種ユーザインタフェース用の文字や画像等を表示装置６４に表示するための制御を行う。
【００３８】
心周期予測部１０７は、撮像用パルスシーケンス印加時の心周期を、撮像用パルスシーケンスの印加前の複数心周期分の心拍信号から予測する。心拍信号は、ＥＣＧユニット３６から出力される被検体ＰのＥＣＧ信号や、脈波同期信号（ＰＰＧ信号）等である。
【００３９】
遅延時間決定部１０８は、心周期予測部１０７で予測した心周期を用いて、心拍を表す基準信号（例えばＲ波）から撮像用パルスシーケンスの印加開始までの遅延時間を決定する。
【００４０】
心周期予測部１０７や遅延時間決定部１０８のより具体的な動作は後述する。
【００４１】
（２）第１の実施形態
図３は、本実施形態との比較例として、従来の心電同期撮像法によるデータ収集のシーケンス例を示す図である。従来の心電同期撮像法では、図３（ａ）に示すように、撮像の開始前に患者の心電波形を事前に取得し、心電波形の基準信号（通常はＲ波）の間隔の平均値ＴＡＶＥを求める。そして、この平均値ＴＡＶＥから、撮像用パルスシーケンスの印加開始までの最適遅延時間Ｔdfixを決定する。
【００４２】
一方、撮像時においても、図３（ｂ）に示すように患者からＲ波信号を取得し、このＲ波に同期した撮像が行われる。このとき、各Ｒ波から、先に決定された最適遅延時間Ｔdfix（固定の値）だけ遅延させて撮像用のパルスシーケンスを患者に印加して、ＭＲ信号を収集する（図３（ｃ））。
【００４３】
最適遅延時間Ｔdfixは、撮像目的や撮像対象部位等によって異なる。また、血流像を得るための非造影ＭＲＡでは、血流速度等の血流条件によって最適遅延時間Ｔdfixは異なる。例えば、最も血流速度が高くなると想定される収縮期における最適遅延時間Ｔdfixと、最も血流速度が低くなると想定される拡張期における最適遅延時間Ｔdfixとは当然異なった値となる。
【００４４】
一方、前述したように、人の心周期は健常者であっても決して一定ではなく時間と共に変動する。したがって、最適遅延時間Ｔdfixを決定するために事前に取得した心周期と、実際に撮像が行われるときの心周期は必ずしも同じではない。また、撮像中にも心周期は変動する。心周期が変動すると、Ｒ波から同じ遅延時間であっても、その遅延時間における血流条件は異なってくる。例えば、拡張期における血流速度が最低となるように最適遅延時間Ｔdfixを決定した場合でも、心周期が変動するとその最適遅延時間Ｔdfixにおける血流速度はもはや最低とはならず、「最適な」遅延時間とは言えなくなり、意図した血流条件とは異なる状態でデータ収集することになる。
【００４５】
本実施形態はこのような不都合を解消するものであり、心周期の変動に伴って最適時間を動的に変化させて決定する手法を採っている。その動作を図４のフローチャートと図５を用いて説明する。
【００４６】
図５（ａ）は、心周期が変動する例として、各Ｒ波（Ｒn-N波〜Ｒn+3波）の間隔（Ｔn-N〜Ｔn+2）が徐々に長くなるように変動する例を図示している。
【００４７】
図４のステップＳＴ１０では、対象とするＲn波（即ち、最適遅延時間Ｔd opt(n)を決定しようとするＲ波）の前のＮ個の心周期を取得する。図５（ａ）の例では、Ｒn波の直前のＮ個の心周期（Ｔn-N〜Ｔn-1）を取得する。
【００４８】
ステップＳＴ１１では、取得したＮ個の心周期から、Ｒn波に対応する心周期、即ち、Ｒn波とＲn+1波の間隔Ｔpnを予測する。最も単純には、Ｎ個の心周期（Ｔn-N〜Ｔn-1）の単純平均値を予測心周期Ｔpnとすることができるが、これに限定されるものではない。例えば、対象とするＲn波に近い心周期の重みをＲn波に遠い心周期の重みよりも大きく設定する加重平均でもよい。また、Ｒn波の直前のＮ個の心周期（Ｔn-N〜Ｔn-1）からＲn波の予測心周期Ｔpnを公知の予測フィルタ等で求めても良い。
【００４９】
ステップＳＴ１２では、予測心周期Ｔpnから、対象とするＲn波からの最適遅延時間Ｔd opt(n)を算出する。この算出は、図６（ａ）に示すように、予測心周期Ｔpnを計算式に代入することで求めても良いし、図６（ｂ）に示すように、予測心周期Ｔpnに関連付けられて参照テーブルから求めても良い。
【００５０】
例えば、予測心周期Ｔpnの関数ｆｓで表される計算式から収縮期の最適遅延時間Ｔds opt(n)を求めることができる。この関数ｆｓは、収縮期における血流速度が最大となるようなＲ波からの遅延時間と心周期との関連を示す多数の測定データから最小二乗法等を用いて得られる近似式として予め求めることができる。
【００５１】
同様に、予測心周期Ｔpnの関数ｆdで表される計算式から拡張期の最適遅延時間Ｔdd opt(n)を求めることができる。この関数ｆdは、拡張期における血流速度が最小となるようなＲ波からの遅延時間と心周期との関連を示す多数の測定データから，上記と同様に、近似式として予め求めることができる。
【００５２】
また、これら計算式の替わりに、心周期と収縮期における最適遅延時間とが関連付けられた収縮期用の参照テーブルや、心周期と拡張期における最適遅延時間とが関連付けられた拡張期用の参照テーブルから、最適遅延時間Ｔds opt、Ｔdd optをそれぞれ求めることもできる。
【００５３】
ステップＳＴ１２で、対象とするＲ波（Ｒn）に対する最適遅延時間Ｔd opt(n)が算出されると、この最適遅延時間Ｔd opt(n)に基づいて撮像用パルスシーケンスの印加タイミングが決定される。そして、対象とするＲ波（Ｒn）から最適遅延時間Ｔd opt(n)後に所定の撮像用パルスシーケンスが被検体に印加され、被検体からのＭＲ信号が収集される（ステップＳＴ１３）。
【００５４】
ＭＲ信号の収集を継続する場合には、ステップＳＴ１０に戻り、次の対象Ｒ波（図５の例ではＲn+1）に対して同様に最適遅延時間Ｔd opt(n+1)が算出される。全てのＭＲ信号の収集が終わると、収集したＭＲ信号から画像が再構成される。
【００５５】
このように、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０では、対象Ｒ波ごとに、その前の（好ましくは直前の）Ｎ個の心周期データに基づいて順次予測心周期Ｔpを更新し、更新した最新の予測心周期Ｔpに基づいて最適遅延時間Ｔd optを算出する。算出された最適遅延時間Ｔd optは心周期の変動が反映されているため、心周期が時間的に変動したとしても、実質的に常に同じ血流条件（血流速度等）のＭＲ信号を収集することができる。この結果、ユーザが当初意図した目的の画像を、当初意図した品質で生成することができる。
【００５６】
（３）第１の実施形態の応用例（その１）
上述した第１の実施形態は、心電同期撮像法による種々のＭＲ撮像に適用可能であり、特定の撮像法や特定のパルスシーケンスに限定されるものではない。以下に示す３次元高速ＳＥ法に基づくＭＲＡのデータ収集シーケンスやパルスシーケンスは本実施形態の一例を示すものにすぎない。
【００５７】
図７（ａ）、（ｂ）は、拡張期における動脈及び静脈の画像を良好に得るための３Ｄ−高速ＳＥ（Fast Spin Echo）法によるデータ収集タイミング、及びパルスシーケンスの例を示す図である。
【００５８】
この撮像法では、図７（ｂ）に示すように、個々のパルスシーケンスは、１つの励起パルスと、これに続く複数のリフォーカスパルスで構成される。それぞれのリフォーカスパルスの後には、異なる位相エンコード量の傾斜磁場ＧＰＥが印加され、その後に続くリードアウト傾斜磁場ＧＲＯの印加により、ＭＲ信号（エコー信号）が収集される。１つの励起パルスのよって複数の位相エンコードラインのデータが収集可能であり、この例では、１つの励起パルスによって、即ち、図７（ｂ）に示す１つのパルスシーケンスによって、１スライス分に相当する位相エンコードラインのデータが収集される。
【００５９】
一方、１つの励起パルスとそれに続く各リフォーカスパルスに対しては、つまり、１つのパルスシーケンスに対して、１つの同じスライスエンコード量の傾斜磁場ＧＳＥが印加される。そして、図７（ａ）に示すように、パルスシーケンス毎にスライスエンコード量を、・・ＳＥ(n）、ＳＥ(n）、・・、ＳＥ(n+m）、ＳＥ(n+m+1）、ＳＥ(n+m+2）と変えていくことによって、複数スライス分のボリュームデータを収集して３Ｄ−ＭＲ撮像を行っている。
【００６０】
１つの励起パルスで１スライス分のデータを収集するため、１つのパルスシーケンスの長さは比較的長くなる。つまり、１つのパルスシーケンスで複数のＲ波（図７の例では２つのＲ波）に跨って１スライス分のデータ収集を行っている。一方、図７に示すように、エンコード量がゼロの位相エンコードラインのデータ（所謂ｋ０データ）をパルスシーケンスの先頭に設けるデータ収集順序（所謂セントリックオーダ）としている。このため、再構成された画像の主要な構成や主要なコントラストは、ｋ０データの位置、即ち、各パルスシーケンスの開始位置で殆ど決定され、パルスシーケンスの長さの影響は少ない。
【００６１】
一方、画像の主要な構成や主要なコントラストはパルスシーケンスの開始位置近傍の収集データによって決定されるため、各Ｒ波から各パルスシーケンス開始までの遅延時間の選択及び設定は極めて重要である。そして、非造影ＭＲＡにおいては、この遅延時間は所望の血流速度等の血流条件の画像を得るために選択、設定される。
【００６２】
しかしながら、前述したように心周期が変動すると同じ遅延時間であっても血流速度等も変化するため、所望の血流条件の画像が得られなくなってしまう。
【００６３】
これに対して、本実施形態では、図７（ａ）の上段から下段に示すように、短い心周期から長い心周期に変動した場合であっても、対象Ｒ波ごとに心周期の変動が反映された最適遅延時間Ｔd optを求めているため、実質的に常に同じ血流条件（血流速度等）のＭＲ信号を収集することができる。
【００６４】
このことは、本実施形態に係る３次元高速ＳＥ法では、スライスエンコード方向において常に同じ血流条件の血流画像を生成することができることを意味している。
【００６５】
図８は、３次元高速ＳＥ法で得られるボリュームデータを模式的に示した図である。従来の３次元高速ＳＥ法では、各スライスデータを収集するパルスシーケンスが、Ｒ波から常に同じ遅延時間で開始されているため、心周期が変動すると血流条件がスライス毎に異なることとなり、スライス毎に異なる血流条件で収集されたＭＲ信号に基づいて３次元画像を再構成していた。
【００６６】
これに対して、本実施形態に係る３次元高速ＳＥ法では、心周期が変動した場合であっても、パルスシーケンスごとに心周期の変動が反映された最適遅延時間Ｔd optを求めているため、どのスライスに対しても同じ血流条件（血流速度等）のＭＲ信号を収集することができ、高品質の３次元血流画像を生成することができる。
【００６７】
（４）第１の実施形態の応用例（その２）
図９は、ＦＳ−ＦＢＩ（Flow Spoiled Fresh Blood Imaging）法の動作概念を示す図である。ＦＳ−ＦＢＩ法は、特許文献１等に記載されるように心電同期撮像法による３次元非造影ＭＲＡの１つである。ＦＳ−ＦＢＩ法では、収縮期に収集したＭＲ信号を再構成した収縮期画像ＩＭsysと、拡張期に収集したＭＲ信号を再構成した拡張期画像ＩＭdisとを差分処理する。
【００６８】
収縮期画像ＩＭsysは、動脈からのＭＲ信号が最も低くなるような血流条件、即ち、収縮期において血流速度が最も高くなりフローボイド効果が最も大きくなるようなＲ波からの遅延時間にパルスシーケンスが印加されて、その画像が生成される。この結果、収縮期画像ＩＭsysでは、動脈の信号強度が抑圧される一方、静脈の信号強度が保持された画像が得られる。フローボイド効果をさらに促進するため、図９の左端に示すように、例えばリードアウトパルスＧＲＯ本体の両端にディフェーズパルスを付加する場合もある。ディフェーズパルスの付加によりフローボイド効果が促進され、動脈信号をさらに抑制することができる。
【００６９】
一方、拡張期画像ＩＭdisは、動脈及び静脈の双方のＭＲ信号が保持されるような血流条件、即ち、拡張期において動脈及び静脈の血流速度が最も低くなりフローボイド効果が最も小さくなるようなＲ波からの遅延時間にパルスシーケンスが印加されて、その画像が生成される。この結果、拡張期画像ＩＭsysでは、動脈及び静脈の双方の信号強度が保持された画像が得られる。フローボイド効果をさらに低減するため、図９の右端に示すように、例えばリードアウトパルスＧＲＯ本体の両端にリフェーズパルスを付加する場合もある。リフェーズパルスの付加により、フローボイド効果はさらに抑制され、動脈及び静脈の信号強度を高めることができる。
【００７０】
動脈が抑制され静脈が保持された収縮期画像ＩＭsysと、動脈と静脈の双方が保持された拡張期画像ＩＭdisとを差分することにより、動脈のみが保持された動脈画像ＩＭＡＲを生成することができる。また、動脈画像ＩＭＡＲと拡張期画像ＩＭdisとをさらに差分することにより、静脈のみが保持された静脈画像をさらに生成することもできる。
【００７１】
拡張期画像ＩＭdisを生成するためのデータ収集シーケンスとパルスシーケンスは、図７に既に示したものである。一方、図１０は、収縮期画像ＩＭsysを生成するためのデータ収集シーケンスとパルスシーケンスを示す図である。図７と図１０の第１の相違点は、最適遅延時間が図７では拡張期に設定されているのに対して、図１０では収縮期に設定されている点である。第２の相違点は、図７（拡張期）ではリードアウトパルスＧＲＯの両端にリフェーズパルスが付加されているのに対して、図１０（収縮期）ではリードアウトパルスＧＲＯの両端にディフェーズパルスが付加されている点である。
【００７２】
本実施形態を適用するＦＳ−ＦＢＩ法は、図７及び図１０に示すように、心周期が変動した場合であっても、パルスシーケンスごとに心周期の変動が反映された最適遅延時間Ｔd optを求めているため、収縮期画像ＩＭsys及び拡張期画像ＩＭdisのいずれにおいても、どのスライスに対しても同じ血流条件（血流速度等）のＭＲ信号を収集することができ、高品質の３次元血流画像を生成することができる。
【００７３】
（５）第２の実施形態
図１１は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０の動作を説明する図であり、図１２は動作の処理例を示すフローチャートである。
【００７４】
第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０で使用する撮像用のパルスシーケンスは、プリパルス（preparation pulse）と、このプリパルスに続く励起パルスを含むパルスシーケンスである。ここで、プリパルスとは、背景抑圧その他の目的のため、励起パルスよりも前に印加されるＲＦパルスのことである。プリパルスの種類や数は特に限定するものではない。プリパルスの種類としては、例えば反転パルス（inversion pulse）、タギングパルス（tagging pulse）、ＭＴパルス（Magnetization Transfer pulse）、飽和パルス（saturation pulse）等がある。
【００７５】
プリパルスと励起パルスとの間の時間はプリパルスの目的に応じて異なる。例えば反転パルスの場合は、反転時間ＴＩ（Inversion time）（反転パルスと励起パルスとの間の時間）を、背景の縦磁化が１８０°から０°に戻るまでの時間に設定することにより、背景を抑圧している。
【００７６】
図１１（ａ）は、第２の実施形態との比較のため、Ｒ波とプリパルス（図１１の例では反転パルス）を含むパルスシーケンスの従来例の印加タイミングを示す図である。従来例では、Ｒn波を基準にして反転パルスの印加タイミングを決めているため、Ｒn波から励起パルスまでの遅延時間は、反転時間ＴＩ以上にしか設定できない。したがって、所望の血流条件で撮像するための最適遅延時間Ｔd optが反転時間ＴＩよりも短い場合には、Ｒn波から励起パルスまでの遅延時間を最適遅延時間Ｔd optに設定することができなかった。また、遅延時間を最適遅延時間Ｔd optに設定しようとすると、反転時間ＴＩを短縮せざるをえなかった。
【００７７】
これに対して、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０では、図１１（ｂ）に示すように、基準信号（Ｒn波）から励起パルスまでの最適遅延時間Ｔd optが、プリパルス（例えば反転パルス）と励起パルスとの間の時間（例えば反転時間）よりも短い場合は、励起パルスの直前の基準信号（Ｒn波）の１つ前の基準信号（Ｒn-1波）からプリパルス（反転パルス）までの遅延時間Ｔdを予測心周期Ｔｐを用いて決定し、１つ前の基準信号（Ｒn-1波）から遅延時間Ｔd後に反転パルスから始まる撮像用パルスシーケンスを被検体に印加して磁気共鳴信号を収集するように構成している。
【００７８】
より具体的な手順を図１２のフローチャートを用いて説明する。
【００７９】
反転時間ＴＩは、撮像条件の１つとして撮像条件設定部１００に設定される（ステップＳＴ２０）。撮像準備が完了とすると、患者からの心電信号から、対象とするＲ波（Ｒn波）より前のＮ個の心周期（例えば、Ｒn-1波の直前のＮ個の心周期）が取得され、収集したＮ個の心周期から予測心周期Ｔpが算出される（ステップＳＴ２１、２２）。さらに、予測心周期Ｔpから、対象とするＲ波（Ｒn波）からの最適遅延時間Ｔd optが算出される（ステップＳＴ２３）。ステップＳＴ２１乃至ステップＳＴ２３の処理は、第１の実施形態（図４）におけるステップＳＴ１０乃至ステップＳＴ１２と同様の処理である。ただし、第１の実施形態における予測心周期Ｔpは、Ｒn波とＲn+1波との間の心周期の予測値であったのに対して、第２の実施形態における予測心周期Ｔpは、Ｒn波とＲn+1波との間の心周期の予測値であると共に、Ｒn-1波とＲn波との間の心周期の予測値でもある。
【００８０】
ステップＳＴ２４では、算出された最適遅延時間Ｔd optが反転時間ＴＩより短いか否かが判定される。最適遅延時間Ｔd optが反転時間ＴＩより長い場合（Ｔd opt≧ＴＩ）は（ステップＳＴ２４のＮＯ）、対象となるＲn波から遅延時間（Ｔd opt−ＴＩ）後に、反転パルスを先頭とするパルスシーケンスが印加される。
【００８１】
これに対して、最適遅延時間Ｔd optが反転時間ＴＩより短い場合（Ｔd opt＜ＴＩ）には（ステップＳＴ２４のＹＥＳ）、１つ前のＲn-1波からの遅延時間Ｔdを以下の式で算出する（ステップＳＴ２６）。  
Ｔd＝Ｔp−（ＴＩ−Ｔd opt）
【００８２】
そして、図１１（ｂ）に示すように、１つ前のＲn-1波から遅延時間Ｔd後に、反転パルスを先頭とするパルスシーケンスを被検体に印加してＭＲ信号を収集し（ステップＳＴ２７）、収集したＭＲ信号から画像を再構成する（ステップＳＴ２８）。
【００８３】
第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置２０によれば、反転パルスを含むパルスシーケンスを対象とするＲn波よりも前に印加することが可能となるため、所定の反転時間を確保しつつ、励起パルスをＲn波のごく近傍まで接近させることができる。
【００８４】
また、心周期の変動によって心周期が想定値より短くなり、その結果計算式等で求められる最適遅延時間Ｔd optが反転時間ＴＩより短くなった場合であっても、所定の反転時間と最適遅延時間Ｔd optの双方が確保されたパルスシーケンスを印加することが可能となる。
【００８５】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００８６】
２０  磁気共鳴イメージング装置
５８  コンピュータ
６０  演算装置
５６  シーケンスコントローラ
１００  撮像条件設定部
１０１  シーケンスコントローラ制御部
１０２  画像生成部
１０５  画像処理部
１０７  心周期予測部
１０８  遅延時間決定部
【図１】
2012200557.tif 000003
【図２】
2012200557.tif 000004
【図３】
2012200557.tif 000005
【図４】
2012200557.tif 000006
【図５】
2012200557.tif 000007
【図６】
2012200557.tif 000008
【図７】
2012200557.tif 000009
【図８】
2012200557.tif 000010
【図９】
2012200557.tif 000011
【図１０】
2012200557.tif 000012
【図１１】
2012200557.tif 000013
【図１２】
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