(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の１心拍内に２つの異なる時相を設定する時相設定手段と、
この時相設定手段により設定された２つの異なる時相にてそれぞれ第１のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るＭＲ撮像用のハーフフーリエ法に基づく第１のスキャンおよび第２のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域と高周波領域を成す両端部の内の一方とにエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るＭＲ撮像用のハーフフーリエ法に基づく第２のスキャンを順次開始して複数組のエコーデータを収集するスキャン手段と、
前記第１のスキャンによりエコーデータが収集される第１のｋ空間及び前記第２のスキャンによりエコーデータが収集される第２のｋ空間それぞれにて前記ハーフフーリエ法に応じてエコーデータを演算により生成し配置する演算手段と、前記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前記第２のｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写する複写手段とを有し、前記スキャン手段により収集された複数組のエコーデータから血流の画像を生成する血流像生成手段と、
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記２つの異なる時相は、前記被検体の心周期の収縮期と拡張期とに属する２時相であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
請求項２記載のＭＲＩ装置において、
前記スキャン手段は、前記１心拍中の収縮期内の前記時相で開始する第１のスキャンと、前記１心拍中の拡張期内の前記時相で開始する第２のスキャンとを同一スライス又は同一スライスエンコードに対して別々のパルスシーケンスで実行する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項４】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記血流生成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で差分演算を行って動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る動脈相画像生成手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項５】
請求項４記載のＭＲＩ装置において、
前記動脈相画像生成手段により実行される差分演算は重付け差分演算であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項６】
請求項４記載のＭＲＩ装置において、
前記血流生成手段は、前記動脈相画像生成手段から得られた動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で差分演算を行って静脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る静脈相画像生成手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項７】
請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記ＭＲ撮像用の第１および第２のスキャンは３次元スキャンであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項８】
請求項１乃至６の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記スキャン手段は、前記ＭＲ撮像用の第１および第２のスキャンをＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、又はＦＳＥ（高速ＳＥ）法に拠るパルスシーケンスで実行する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項９】
請求項１乃至８の何れか一項に記載のＭＲＩ装置において、
前記時相設定手段は、前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段と、この検出手段により検出される信号中に現れる周期的な心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚のＭＲ画像を得る準備手段と、この準備手段により得られた複数枚のＭＲ画像から前記２つの時相を決める手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１０】
請求項９記載のＭＲＩ装置において、
前記心時相を表す信号は前記被検体のＥＣＧ信号であり、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号のＲ波であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内のスピン（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化するＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に係り、造影剤を用いることなく、動静脈相画像を得るＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤を投与することから侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的、体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
造影剤を投与できない又は投与しない場合、それに代わる手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コントラスト（ｐｈａｓｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法などが知られている。
【０００５】
この内、タイム・オブ・フライト法及び位相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。流れの効果は移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コントラスト法である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したＴＯＦ法や位相コントラスト法にしても、肺野や腹部のＭＲＡ像を得る場合であって、大動脈などの大血管の上下方向（ｓｕｐｅｒｉｏｒ−ｉｎｆｅｒｉｏｒ  ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）の流れを描出しようとすると、血流方向と垂直なスライスを撮像する必要がある。つまり、スライス方向をその上下方向に合わせてアキシャル像を撮影する必要がある。このため、２次元スライス像の場合、血流の流れに沿った画像にはならない。このため、３次元画像を得ようとすると、スライス枚数が多くなって、撮像全体の時間が長くなるという問題がある。
【０００７】
そこで、この問題を打破すべく、ＦＢＩ（Ｆｒｅｓｈ  Ｂｌｏｏｄ  Ｉｍａｇｉｎｇ）法と呼ばれる撮像法が特願平１１−１１２５４８号公報によって提案されている。ＦＢＩ法は、予め最適に設定した遅延時間でＥＣＧ同期を掛けて、Ｒ波の出現毎に心臓から拍出されるフレッシュで安定した速い流速の血流を捕捉するとともに、繰返し時間ＴＲの短めの設定（静止実質部の縦緩和時間が不充分な状態に設定される）、ＩＲ（反転）パルスや脂肪抑制パルスの印加（脂肪信号の抑制）などを含む撮像条件の設定により実質部からの信号値を抑制するという状態で３次元スキャンを行い、これにより血流を描出する手法である。この結果、造影剤を使用しなくても、比較的短時間の内に血流像を得ることができる。
【０００８】
このＦＢＩ法を用いて動静脈を分離した血流像を得ようとすると、適宜に設定したＥＣＧ同期の異なる時相で３次元スキャンを２回行い、この２回の３次元スキャンによって収集された３次元エコーデータで又はその３次元エコーデータを再構成した３次元画像データで画素同士の重付け差分を演算し、これにより動静脈を分離した画像を得なければらない。
【０００９】
つまり、ＦＢＩ法の場合にも、２回の３次元スキャンを行う必要があるため、全体のスキャン時間が長くなること、２回のスキャン相互間において患者の位置が変化したことに因るミスレジストレーションが生じて、差分されて得られる血流画像の画質が劣化し易いこと等、解決しなければならない問題があった。
【００１０】
本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、造影剤を投与することなく、短いスキャン時間で、且つ、高画質の血流画像を得るＭＲイメージングを提供することを、その第１の目的とする。
【００１１】
また、本発明は、上述した第１の目的に加え、同一撮像で収集されたエコーデータから異なるタイプの血流画像を容易に得ることができ、これにより、提供する血流情報の豊富化を図ることができるＭＲイメージングを提供することを、その第２の目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上述した第１及び第２の目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の１心拍内に複数の異なる時相を設定する時相設定手段と、この時相設定手段により設定された２つの異なる時相にてそれぞれ第１のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るＭＲ撮像用のハーフフーリエ法に基づく第１のスキャンおよび第２のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域と高周波領域を成す両端部の内の一方とにエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るＭＲ撮像用のハーフフーリエ法に基づく第２のスキャンを順次開始して複数組のエコーデータを収集するスキャン手段と、前記第１のスキャンによりエコーデータが収集される第１のｋ空間及び前記第２のスキャンによりエコーデータが収集される第２のｋ空間それぞれにて前記ハーフフーリエ法に応じてエコーデータを演算により生成し配置する演算手段と、前記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前記第２のｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写する複写手段とを有し、前記スキャン手段により収集された複数組のエコーデータから血流の画像を生成する血流像生成手段とを備えたことを特徴とする。
【００１３】
好適には、前記２つの異なる時相は、前記被検体の心周期の収縮期と拡張期とに属する２時相である。さらに好適には、前記スキャン手段は、前記１心拍中の収縮期内の前記時相で開始する第１のスキャンと、前記１心拍中の拡張期内の前記時相で開始する第２のスキャンとを同一スライス又は同一スライスエンコードに対して別々のパルスシーケンスで実行する手段である。
【００１５】
更に好適には、前記血流生成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で差分演算を行って動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る動脈相画像生成手段を備える。例えば、その差分演算は重付け差分演算として行われる。
【００１６】
また、前記血流生成手段は、前記動脈相画像生成手段から得られた動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データと前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で差分演算を行って静脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る静脈相画像生成手段を備えていてもよい。
【００１７】
上述した各構成において、例えば、前記ＭＲ撮像用の第１および第２のスキャンは３次元スキャンである。また、一例として、前記スキャン手段は、前記ＭＲ撮像用の第１および第２のスキャンをＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、又はＦＳＥ（高速ＳＥ）法に拠るパルスシーケンスで実行する手段である。
【００１８】
さらに、前記時相設定手段は、一例としては、前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段と、この検出手段により検出される信号中に現れる周期的な心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚のＭＲ画像を得る準備手段と、この準備手段により得られた複数枚のＭＲ画像から前記２つの時相を決める手段とを備える。例えば、前記心時相を表す信号は前記被検体のＥＣＧ信号であり、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号のＲ波である。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００２１】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図１４を参照して説明する。
【００２２】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２３】
（１）装置の構成
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００２４】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００２５】
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軸方向、Ｙ軸方向及び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の制御のもとで、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。
【００２６】
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軸，Ｙ軸，Ｚ軸）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から成る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。
【００２７】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦ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の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。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信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００２８】
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、及び音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）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。
【００２９】
このＭＲＩ装置は、予め設定した２つの同期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠るスキャンを実行可能なことを特徴の１つとしている。この２つの同期タイミングの内、一方は拡張期における最適時相を、もう一方は収縮期における最適時相に設定される。
【００３０】
ホスト計算機６は、図２に示すように、この２時相の同期タイミング（Ｒ波からの遅延時間）を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）、及び、それらの同期タイミングに基づいて行う心電同期法に拠るイメージング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。イメージングスキャンは、この２時相に対するスキャンを１つの繰返し時間ＴＲとする撮像で行う（すなわち、２次元スキャンの場合、この繰返し時間ＴＲの間に２時相に対する２画像分のエコーデータが収集され、３次元スキャンの場合、その繰返し時間ＴＲの間に１スライスエンコード量に基づいて２時相に対する２フレーム分のエコーデータが収集される）。
【００３１】
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３に、心電同期法に拠るイメージングスキャンの実行ルーチンの一例を図６、７にそれぞれに示す。
【００３２】
このようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによって心電同期の最適な同期タイミングを決め、この心電同期タイミングでその後のエコーデータ収集のスキャンを行うことで、血流を確実に捕捉でき、かつ、心臓から吐出されたフレッシュな血液を常にスキャンすることができる。
【００３３】
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。
【００３４】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよいが、とくに、スキャン時間短縮の効果は３次元スキャン時の方が大きい。また、このようなスキャンに使用するパルス列の形態としては、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）など、各種の形態のものを採用できる。
【００３５】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元または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、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００３６】
記憶ユニット１１は、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。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３７】
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、息止め開始およ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。
【００３８】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００３９】
（２）ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン
次に、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによる最適な同期タイミングの決定処理を図３〜図５に基づき説明する。
【００４０】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、入力器１３からの指令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行開始する。
【００４１】
最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、位相エンコード方向などが含まれる。パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング（時相）を決めるための初期時間Ｔ０（ここでは、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値からの経過時間）、時間増分に刻み幅Δｔ、回数カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。
【００４２】
なお、本実施形態では、初期時間Ｔ０、刻み幅Δｔ、及び回数カウンタＣＮＴの上限値を１Ｒ−Ｒ期間の内の拡張期（動脈相及び静脈相が共に描出されている時相）から収縮期（静脈相のみが描出されている時相）までを比較的、万遍無く網羅できる値に設定されている。たとえば、初期時間Ｔ０＝０に設定してもよい。
【００４３】
次いで、ホスト計算機６は、シーケンスの実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔｉｎｃ＝０：ステップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１６にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するようにしてもよい。
【００４４】
このように準備が整うと、ホスト計算機６はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これにより、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャン実行に移行する。
【００４５】
具体的には、Ｒ波のピーク到達時間からの遅延時間ＴＤＬが、ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃにより演算される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返される。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステップＳ４で演算したその時点の遅延時間ＴＤＬがＲ波ピーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ステップＳ６）。この判断処理も遅延時間ＴＤＬが経過するまで続けられる。
【００４６】
Ｒ波のピーク時刻から遅延時間ＴＤＬが経過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシーケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ７：図４参照）。このパルスシーケンスは、好ましくは、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タイプに設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた２Ｄ−ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  ＳＥ）法である。勿論、このシーケンスには高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用できる。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用のイメージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イメージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで行ってもよい。本実施形態では、イメージングスキャンは３次元スキャンとして実行するが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンはスキャン時間短縮の観点から２次元スキャンとして実行する。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの使命に鑑みると、２次元スキャンでも十分である。
【００４７】
上記シーケンス実行開始の指令後、回数カウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ８）、さらに、時間の増分パラメータＴｉｎｃ＝ΔＴ・ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これにより、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タイミングを調整する増分パラメータＴｉｎｃがそのカウント値に比例して増加する。
【００４８】
次いで、各回のパルスシーケンスの実行に必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステップＳ１０）。さらに、回数カウンタＣＮＴが予め定めた上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。同期タイミングを最適化させるために、遅延時間ＴＤＬを各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定される。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻って上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥＳ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ステップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結構です」である。
【００４９】
上述の処理を順次実行すると、一例として、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンスが実行されたことになる。例えば、初期時間Ｔ０＝３００ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令していたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間ＴＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延時間ＴＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する遅延時間ＴＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同期タイミングを決する遅延時間ＴＤＬが調整される。
【００５０】
このため、息止め指令後の最初のＲ波がピーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間ＴＤＬ（＝Ｔ０）後に、例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づく第１回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ１が所定時間（５００〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集される。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合でも、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、このＲ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられる。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンスの実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信号が収集される。
【００５１】
そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到達していない場合、ステップＳ５〜ステップＳ１１の処理が再び実行される。このため、図４の例では、３番目のＲ波が出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した時点で、第２回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ２が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋２・Ｔｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ３が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終わって次のＲ波が出現すると、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋３・Ｔｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ３が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば５回続き、合計５フレーム（枚）の同一断面のエコーデータが収集される。
【００５２】
エコーデータは順次、受信器８Ｒおよびシーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０はｋ空間（周波数空間）のエコーデータを２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユニット１１に記憶される。ホスト計算機６は、例えば入力器１３からの操作信号に応答して、この血流像を順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００５３】
つまり、図５に模式的に示す如く、例えば腹部の時相が相互に異なる２次元コロナル像が表示される。このコロナル像には、体内をほぼ上下方向に流れる動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが位置する。但し、撮像したタイミング、すなわちＲ波からの「遅延時間ＴＤＬ＝初期時間Ｔ０＋Ｔｉｎｃ・Δｔ」が画像毎に異なる。術者はこれらの画像を目視観察して、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが最も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高信号に現れている画像を選択する。この内、静脈ＶＥのみが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間ＴＤＬ１により、収縮期の同期タイミングＴＤＬ＝ＴＤＬ１が決められる。また、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間ＴＤＬ２により、拡張期の同期タイミングＴＤＬ＝ＴＤＬ２が決められる。
【００５４】
したがって、術者は、このように遅延時間ＴＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像から、収縮期及び拡張期夫々における最適な遅延時間ＴＤＬを目視判定で決し、この遅延時間ＴＤＬを引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理を例えば手動で行う。
【００５５】
なお、目視観察で決めた画像を指定すると、その指定画像に与えられている遅延時間ＴＤＬを最適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミングをＴＤＬをイメージングスキャン時に自動的に読み出すようにソフトウエアを構築してもよい。これにより、ＥＣＧ同期タイミングの自動指定処理が可能になる。
【００５６】
さらに、上述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにおいて、位相エンコード方向を大動脈等の血流方向に沿った方向（体軸方向）に意図的に設定している。これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、血流方向（方向性）の情報を欠落させずに、より明瞭に撮像することができ、その描出能は優れたものになる。
【００５７】
（３）イメージングスキャン
次に、この実施形態の心電同期法に拠るイメージングスキャンの動作を図６〜図１４を参照して説明する。
【００５８】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、その一環として、入力器１３からの操作情報に応答して図６及び７に示す処理を実行する。
【００５９】
これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作者が決めた最適な２つの遅延時間ＴＤＬ（つまり、収縮期の最適遅延時間ＴＤＬ１及び拡張期の最適遅延時間ＴＤＬ２（＞ＴＤＬ１））を例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２０）。この最適遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２の情報は予め例えば記憶ユニット１１内に記憶させておいてもよい。
【００６０】
次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスなど）および画像処理法の情報（差分処理法及びその重付け係数、加算処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理など。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれかなど）を入力し、遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２のを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に必要に応じて出力する（ステップＳ２１）。
【００６１】
次いで、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる（図８参照）。
【００６２】
この後、ホスト計算機６はシーケンサ５にイメージングスキャン開始を指令する（ステップＳ２４）。
【００６３】
シーケンサ５は、イメージングスキャン開始の指令を受けると（図７：ステップＳ２４−１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確実に息止めに移行した時期を見計らうためである。
【００６４】
所定ｎ回目のＲ波が出現すると、最初に、収縮期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ１だけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。この遅延時間ＴＤＬ１は、前述したように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより対象とする収縮期の静脈流を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた値に最適化されている。
【００６５】
この最適な遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は収縮期に対するイメージングスキャンを実行する（ステップＳ２４−５）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元でスキャン（第１のスキャン）ＳＮｓｙｓ１が図８に示す如く心電同期法により実行される（同図において位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。このとき、位相エンコード方向ＰＥは指定されている方向、例えば図１０に示すように、血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流れる方向にほぼ一致させるとよい。また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。
【００６６】
なお、この収縮期におけるスキャンＳＮｓｙｓｎに使用するパルスシーケンスは、図８に示す如く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から１心拍内の僅かな時間で終わるようになっている。エコー数は、図９に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向の中心部（低周波領域）のみに配置するエコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足りるように設定されている。このため、その次の拡張期におけるスキャン（第２のスキャン）ＳＮｄｉａｎは、図８，９に示す如く、収縮期に対するスキャンＳＮｓｙｓｎと同一の心拍において開始できるようになっている。また、収縮期用ｋ空間（第１のｋ空間）Ｋｓｙｓにおいて不足するエコーデータは、後述する拡張用ｋ空間（第２のｋ空間）Ｋｄｉａからのコピー及びハーフフーリエ法に拠る演算によって求められる（図９参照）。
【００６７】
これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約数百ｍｓｅｃ程度の短いスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下腹部に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される。
【００６８】
次いで、シーケンサ５は、拡張期におけるスキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ２だけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−６）。この遅延時間ＴＤＬ２は、前述したように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより対象とする拡張期の動静脈流を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた値に最適化されている。
【００６９】
この最適な遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は拡張期に対するイメージングスキャンを実行する（ステップＳ２４−７）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元でスキャンＳＮｓｙｓ２が図８に示す如く心電同期法により実行される（同図において位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に設定されている。
【００７０】
なお、この拡張期におけるスキャンＳＮｄｉａｎに使用するパルスシーケンスは、図８に示す如く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併用する分、ｋ空間全部に充填するエコー数よりも少ないエコー数を収集するように設定されている。エコー数は、図９に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向の中心部（低周波領域）及びその一方の端部（高周波）のみに配置するエコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足りるように設定されている。拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおいて、不足するエコーデータは後述するようにハーフフーリエ法に拠って演算により求められる。この拡張期におけるスキャンＳＮｄｉａ１は、図８，９に示す如く、通常、次の心拍まで跨ってスキャンされる。
【００７１】
これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下腹部に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される。
【００７２】
これらの１回目のイメージングスキャンが終了すると、シーケンサ５は、最終のイメージングスキャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ２４−８）、この判断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステップＳ２４−９）。
【００７３】
このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期間待って、例えばスキャン開始から３個目のＲ波が出現すると（ステップＳ２４９７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステップＳ２４−４にその処理を戻す。
【００７４】
これにより、その３個目のＲ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエンコード量ＳＥ２に応じて２回目の収縮期に対するスキャンＳＮｓｙｓ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−４，５）。さらに、３個目のＲ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点でスライスエンコード量ＳＥ２に応じて２回目の拡張期に対するスキャンＳＮｄｉａ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−６，７）。
【００７５】
以下同様に、最終のスライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収縮期及び拡張期それぞれに対して収集される。
【００７６】
スライスエンコード量ＳＥｎでの最終回のスキャンＳＮｓｙｓｎ，ＳＮｄｉａｎが終わると、ステップＳ２４−８における判断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完了通知が出力される（ステップＳ２４−１０）。これにより、処理がホスト計算機６に戻される。
【００７７】
ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（図６：ステップＳ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる（図８参照）。
【００７８】
したがって、図８に模式的に示す如く、例えば２Ｒ−Ｒ毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期スキャンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法によりｎ回（例えば８回）実行される。
【００７９】
患者Ｐから発生したエコ信号は、各回のスキャン毎に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで形成される収縮期及び拡張期用の３次元ｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａ夫々に位相エンコード量及びスライスエンコード量に応じて配置される。
【００８０】
（４）データ処理及び画像表示
このようにエコーデータ収集が終わると、ホスト計算機６は演算ユニット１０に、図１１に示す処理を実行するように指令する。
【００８１】
図１１に示す如く、演算ユニット６はホスト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける全データ配置を完成させる（ステップＳ３１，Ｓ３２）。具体的には、ステップＳ３１で、図９に示す如く、拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける位相エンコード方向の一方の高周波領域のエコーデータ（図９では、番号ｈ〜ｎまでのエコー）が収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓの対応位置にコピーされる。このエコーデータは、収縮期用スキャンによっては収集されていなかった領域のデータである。次いで、ステップＳ３２に移行して、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａの両方にハーフフーリエ法を個別に適用して、エコーデータを収集していなかった残りの領域のデータを複素共役関係により演算し、これを配置する。したがって、ステップＳ３１，Ｓ３２の処理を通して、両方のｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａが全てデータで埋まる。
【００８２】
この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａに夫々、３次元フーリエ変換による画像再構成を行う（ステップＳ３３，Ｓ３４）。この結果、図１２（ａ），（ｂ）に示す如く、収縮期における遅延時間ＴＤＬ１の画像（収縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延時間ＴＤＬ２の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元データが得られる。この画像データによれば、収縮期画像ＩＭｓｙｓには静脈のみが映り込んでおり、動脈ＡＲは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共に映り込んでいる。
【００８３】
そこで、演算ユニット１０は、動脈相画像ＩＭＡＲを得るため、差分演算「ＩＭｄｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」を画素毎に行う（ステップＳ３５）。ここで、βは重付け係数である。これにより、図１２に示す如く、重付け係数βを適宜に設定することにより、静脈ＶＥの画像データが殆ど零になり、動脈ＡＲのみが映った動脈相画像ＩＭＡＲの３次元画像データが得られる。
【００８４】
さらに、静脈相画像ＩＭＶＥを得るため、差分演算「ＩＭｄｉａ−β・ＩＭＡＲ」を画素毎に行う（ステップＳ３６）。画像データＩＭＡＲは上述の重付け差分により演算された画像データである。これにより、図１３に示す如く、動脈ＡＲの画像データが殆ど零になり、静脈ＶＥのみが映った静脈相画像ＩＭＶＥの３次元画像データが得られる。なお、この差分演算も重付け差分によって行ってもよい。
【００８５】
このように差分演算が終わると、演算ユニット１０は、両方の動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥ夫々について、ＭＩＰ（最大値投影）処理を行って、所望方向からそれらの血管を観測したときの２次元画像（例えばコロナル像）のデータを作成する（ステップＳ３７）。この動脈相及び静脈相の２次元画像は図１４に示す如く、表示器１２に表示されるとともに、それらの画像データは記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ３８）。
【００８６】
（５）効果
以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、１心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャン開始タイミング（Ｒ波からの遅延時間）が設定され、それらのタイミング夫々にて１スライスエンコードに対する（即ち、１つの繰返し時間ＴＲ内で）収縮期及び拡張期の２ショットのスキャンが個別に順次実行される。しかも、１心周期内の最初に行う収縮期用スキャンは、後続の拡張期用スキャンに時間的に掛からないようにデータ収集時間（エコー数）を短くし、そこで収集したエコーデータは収縮期用ｋ空間内のコントラスト向上の観点で最も重要な低周波領域に配置する。収縮期用ｋ空間の不足するデータは、比較的長めにエコー収集を行うことができる後続の拡張期用スキャンで得たデータをコピーして補う。また、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャンはハーフフーリエ法を採用し、スキャン時間を極力短く設定している。
【００８７】
このため、通常、１スライスエンコードに対する（即ち、１つの繰返し時間ＴＲ）収縮期用及び拡張期用の２ショットのスキャンは２心拍程度内に収まるので、これらのスキャンを順次交互に繰り返すことで、１回の息止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流のエコーデータを３次元スキャンにより各別に且つ最適タイミングで収集することができる。つまり、収縮期及び拡張期の血流の３次元データが１回の撮像で各別に且つ最適タイミングで収集される。この収集データは前述した如く再構成及び差分処理に付されて動脈相画像及び静脈相画像が提供される。
【００８８】
したがって、本実施形態によれば、収縮期及び拡張期について個別にイメージングスキャンを行う（つまり合計２回の撮像を行う）必要が無く、１回の撮像で済む。それゆえ、撮像時間が大幅に少なくて済み、患者スループットが上がる。とくに、かかる撮像時間の短縮効果は３次元撮像のときに顕著になる。また、患者の体動等に因るミスレジストレーションを大幅に減らすことができるので、提示される画像の画質も良くなる。さらに、１回の撮像で収集された２時相のエコーデータから動脈相及び静脈相を分離した血流像（ＭＲＡ像）を得ることができるので、撮像効率が良く、また、提供される血流情報も豊富になる。
【００８９】
また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによって収縮期及び拡張期に対する最適なＥＣＧ同期タイミングを予め設定しているので、収縮期及び拡張期の各時相において狙った血流を確実に捕捉することができる。これにより、エコー信号強度が高く、Ｓ／Ｎのより優れた、そして血流コントラストの良い血流像が得られる。また一方では、心電同期タイミングの事前の最適設定により、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くなり、操作者の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担も軽減される。
【００９０】
また、繰返し時間ＴＲおよびエコー間隔を短く設定するとともに、位相エンコード方向を血管走行方向にほぼ一致させ、かつ、スライス方向を患者の前後方向にとることができるので、ＴＯＦ法などのような血流と垂直に撮影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くて済む。さらに、スライス方向の撮像範囲を短縮できる分、スライスエンコードの印加回数が少なくて済み、撮像全体の時間が従来のＴＯＦ法や位相エンコード法に比べて大幅に短縮される。これにより、患者の負担も少なく、患者スループットも上がる。
【００９１】
さらに、造影剤を投与しなくても済むので、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさからも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じて繰返し撮像が可能になる。
【００９２】
さらに、位相エンコード方向を血管の走行方向と一致又は略一致させているので、ピクセルのぼけ（ｂｌｕｒｒｉｎｇ）を積極的に利用でき、これにより、血管の走行方向の描出能にも優れている。撮像部位の血管走行方向応じて位相エンコード方向を変えることで、多様な部位に容易に対処できる。
【００９３】
また、高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使用しているので、サスセプタビリティや形態の歪みの点での優位性も当然に享受することができる。
【００９４】
（６）変形例
なお、本発明は、上述した実施形態記載の構成に限定されるものではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能である。
【００９５】
例えば、上述した実施形態では、動脈相画像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これについては、動脈相画像のみを差分演算し、表示するようにしてもよい。すなわち、図１１のステップＳ３６における静脈相画像に対する差分演算を省くことができる。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであってもよい。
【００９６】
また、前述した実施形態にあっては、収縮期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフーリエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハーフフーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡張期用スキャンによりｋ空間をフルにデータ収集し、そのスライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデータを収縮期用ｋ空間の対応領域に夫々コピーするとよい。
【００９７】
さらに、前述した実施形態は３次元スキャンで行う場合を説明したが、これは２次元スキャンの撮像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケンスも、ＦＡＳＥ法に限らず、ＦＳＥ法やＥＰＩ法を採用してもよい。
【００９８】
さらに、前述した実施形態のエコーデータの後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データに変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算を、マトリクスサイズが同じｋ空間Ｋｓｙｓ，Ｋｄｉａ上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエコーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよい。
【００９９】
また、動脈相及び／又は静脈相の画像を得るには、本発明のように異なる２時相で収集したデータ間で差分する手法に限らず、異なるエコー間隔の画像間で差分する手法や、異なる実効ＴＥ時間の画像間で差分する手法を採用してもよい。エコー間隔が異なると、血流速に対する検出感度が変わり、動静脈間で血流速の違いを反映したエコーデータをそれぞれ収集でき、したがって、前述と同様の差分によってそれぞれの血流を画像化できる。また、実効ＴＥ時間が異なると、異なるＴ２値を持つ動静脈を差別化した状態でエコーデータをそれぞれ収集でき、したがって、前述と同様の差分によってそれぞれの血流を画像化できる。
【０１００】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【０１０１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、造影剤を投与することなく、短いスキャン時間で、且つ、高画質の血流画像を得ることができる。さらに、同一撮像で収集されたエコーデータから、例えば動脈相画像及び静脈相画像など、異なるタイプの血流画像を容易に得ることができ、これにより、１回の撮像で提供できる血流情報の豊富化を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及びイメージングスキャンの時系列関係を説明する図。
【図３】ホスト計算機が実行するＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概略フローチャート。
【図４】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのＥＣＧ信号に対する時系列関係を例示するタイミングチャート。
【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた、遅延時間をダイナミックに変化させたときのＭＲＡ像の模式図。
【図６】ホスト計算機が実行するイメージングスキャンの制御例を示す概略フローチャート。
【図７】シーケンサが実行するイメージングスキャンの制御例を示す概略フローチャート。
【図８】実施形態における心電同期法に基づくイメージングスキャンのタイミングを例示するタイミングチャート。
【図９】イメージングスキャンにおける２時相のデータ収集とそのデータを配置するｋ空間を模式的に説明する図。
【図１０】３次元の撮像部位と撮像する血管との位置関係を説明する図。
【図１１】演算ユニットにより実行される、エコーデータの演算処理を説明する概略フローチャート。
【図１２】動脈相画像を得るための差分演算の概要を説明する模式図。
【図１３】静脈相画像を得るための差分演算の概要を説明する模式図。
【図１４】動脈相画像及び静脈相画像の同時表示状態を例示する図。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  ホスト計算機
７  ＲＦコイル
８Ｔ  送信器
８Ｒ  受信器
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
１２  表示器
１３  入力器
１７  ＥＣＧセンサ
１８  ＥＣＧユニット
【図１】
0004253411.tif 000002
【図２】
0004253411.tif 000003
【図３】
0004253411.tif 000004
【図４】
0004253411.tif 000005
【図５】
0004253411.tif 000006
【図６】
0004253411.tif 000007
【図７】
0004253411.tif 000008
【図８】
0004253411.tif 000009
【図９】
0004253411.tif 000010
【図１０】
0004253411.tif 000011
【図１１】
0004253411.tif 000012
【図１２】
0004253411.tif 000013
【図１３】
0004253411.tif 000014
【図１４】
0004253411.tif 000015