JP2001178701A - Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】造影剤を投与すること無く、血流のインフロー
効果を最大限活かして、血流と実質部とのコントラスト
を向上させたＭＲＡ像を提供する。 【解決手段】ＭＲＩ装置は、心電同期法に拠るイメージ
ングスキャンに用いられ且つ高信号値を呈する高信号時
相域に対応した最適同期タイミングをＥＣＧ−ｐｒｅｐ
スキャンの実行を通して事前に設定する手段と、最適遅
延時間に同期したイメージングスキャンを実行してエコ
ー信号を収集する手段と、エコー信号をｋ空間に配置す
ると共に当該配置信号に再構成処理を施して画像を生成
する手段とを備える。イメージング用スキャン手段は、
高信号時相域で収集したエコー信号をｋ空間の中心部の
所望低周波領域に配置するように設定したパルスシーケ
ンスを実行する手段を有する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲ造影剤を用い
ること無く血流を撮像するＭＲＩ装置及びＭＲイメージ
ング方法に係り、とくに、心電同期法を用いて、血流の
インフローに拠る効果（すなわち、フレッシュな血流の
撮像領域への流入に伴ってＭＲ信号値が上がる効果：イ
ンフロー効果）を最大限に有用化したＭＲＡ（ＭＡアン
ギオグラフィ）を行うことができるＭＲＩ装置及びＭＲ
イメージング方法に関する。

【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ＭＲ造影剤を投与することで血管造影を行う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、造影剤を投与するための侵
襲的な処置が必要であり、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、それに代わる手法の一つとして、タイム・オブ・フ
ライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法な
どが知られている。

【０００５】このタイム・オブ・フライト法は、血流な
どの流れの効果を利用する手法である。一般に、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法である。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】ところで、従来のＴＯ
Ｆ法を用いた撮像の一例として、頭部にＴＯＦ法を適用
して３次元撮像が行なわれている。しかしながら、これ
により得られる血流像にあっては、血流と実質部のコン
トラストが未だ十分ではなく、このコントラストを何と
か改善して、分解能を高めて欲しいとする要求が臨床の
現場からも出されていた。

【０００７】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、その目的は、造影剤を投
与すること無く血流を撮像でき、且つ流れの状態が変化
する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限活
かして、その血流と実質部とのコントラストを向上させ
たＭＲＡ像を得ることである。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明者は、前述した従
来の３Ｄ−ＴＯＦ法に関わる問題を種々の方面から鋭
意、検討及び研究を重ねた結果、以下のような結論に達
した。

【０００９】従来のＴＯＦ法、とくに３Ｄ−ＴＯＦ法
は、見方を変えると、撮像対象である血流の速さ、拍動
の状態など、撮像対象側の事情を考慮していない撮像手
順に拠っている。このため、信号値の大小に格別大きく
影響する、拍動の変化の大きい時相とそうでない時相と
の間で平均化された信号強度の画像しか得られない。例
えば、従来の３Ｄ−ＴＯＦ法を頭部に適用した場合、拍
動の強弱に伴う信号変化が平均化された状態で撮像され
るため、頭部３Ｄ−ＭＲＡの画像に表れる血流信号も平
均化された値に留まっていた。このため、血管と実質部
のコントラストが未だ十分ではなかった。

【００１０】そこで、本発明に係るＭＲイメージングに
あっては、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン法と呼ばれる準備
用スキャンを用いて、拍動など、流れの状態が変化する
血流からの信号が最も高信号になる（すなわちＴＯＦ効
果に拠るインフロー効果を最大限、有効に利用した）最
適なＲ波からの遅延時間（心電同期法の同期タイミング
と呼ばれる）を計測し、本スキャンであるイメージング
用スキャン（２Ｄ又は３Ｄ）では、その高信号値を呈す
る時相で得られるエコーデータをｋ空間（周波数空間）
の中心付近の低周波領域に配置して画像再構成するとい
う手法を採る。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン法に基づくパ
ルスシーケンスとしては、例えば、データ収集を行うイ
メージングスキャンのシーケンスと同等のエコー時間Ｔ
Ｅを有するシングルスライス・マルチフェーズ（ｓｉｎ
ｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ａｔ ｍｕｌｔｉｐｈａｓｅ）の
シーケンスを用いる。

【００１１】このように、信号値の高い時相付近から得
られたエコーデータをｋ空間（周波数空間）の位相エン
コード方向の中心域に並べて再構成することによって、
血液とノイズのコントラストの高い画像を得ることがで
きる。

【００１２】また、好適には、上述した高信号値を呈す
る時相以外の時相で収集した信号は、ｋ空間の残りの高
周波領域に配置される。これにより、ＥＣＧ同期（ＥＣ
Ｇ−ｇａｔｉｎｇ）法を用いた場合でも、全体のスキャ
ン時間（撮像時間）の長期化を抑えることができる。

【００１３】本発明の具体的な構成は以下のようであ
る。

【００１４】本発明のＭＲＩ装置は、被検体の所望領域
に対して心電同期法に拠るイメージングを行うようにし
た装置であり、前記心電同期法に拠るイメージング用Ｍ
Ｒスキャンに用いられ且つ高信号値を呈する高信号時相
域に対応した最適同期タイミングを準備用ＭＲスキャン
の実行を通して事前に設定する最適遅延時間設定手段
と、前記最適遅延時間に同期したイメージング用ＭＲス
キャンを実行してエコー信号を収集するイメージング用
スキャン手段と、このエコー信号をｋ空間に配置すると
共に当該配置信号に再構成処理を施して画像を生成する
画像生成手段とを備え、前記イメージング用スキャン手
段は、前記高信号時相域で収集したエコー信号を前記ｋ
空間の中心部の所望低周波領域に配置するように設定し
たパルスシーケンスを実行する実行手段を備えたことを
特徴とする。

【００１５】好適には、前記最適遅延時間設定手段は、
前記被検体の心時相を表す信号を収集する信号収集手段
と、前記信号の中の参照波に同期した異なる複数の遅延
時間夫々にて前記領域に対する前記準備用ＭＲスキャン
を実行してエコー信号を収集する準備用スキャン手段
と、このエコー信号から前記複数の遅延時間に対応した
複数枚の画像を各々得る画像取得手段と、前記参照波に
同期した前記最適遅延時間を前記複数枚の画像に基づい
て決める決定手段とを備える。また、前記最適遅延時間
設定手段は、前記被検体の心時相を表す信号を収集する
信号収集手段と、前記信号の中の参照波に同期した異な
る複数の遅延時間夫々にて前記領域に対する前記準備用
ＭＲスキャンを実行してエコー信号を収集する準備用ス
キャン手段と、このエコー信号から前記複数の遅延時間
に対応した複数枚の画像を各々得る画像取得手段と、前
記複数枚の画像をオペレータが目視観察して決めた前記
参照波に同期した前記最適遅延時間を受け付ける受付け
手段とを備えていてもよい。

【００１６】例えば、前記準備用スキャン手段は、シン
グルスライス・マルチフェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉ
ｃｅ ａｔ ｍｕｌｔｉｐｈａｓｅ）方式のパルスシー
ケンスで前記準備用ＭＲスキャンを実行する手段であ
る。このシングルスライス・マルチフェーズ方式のパル
スシーケンスは２次元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅ
ｇ．ＦＦＥ）法に拠るパルスシーケンスであってもよ
い。

【００１７】好適には、前記実行手段により実行される
パルスシーケンスは２次元又は３次元のセグメンテッド
ＦＦＥ（ｓｅｇ．ＦＦＥ）法に拠るパルスシーケンスで
ある。また、前記実行手段により実行されるパルスシー
ケンスは、このパルスシーケンスを実行して収集された
エコー信号がセントリック・オーダー（ｃｅｎｔｒｉｃ
ｏｒｄｅｒ）で前記ｋ空間に配置される位相エンコー
ド量又はスライスエンコード量の傾斜磁場パルスを有し
ていてもよい。例えば、前記実行手段により実行される
パルスシーケンスと前記準備用スキャン手段により実行
されるパルスシーケンスとのエコー時間は互いに略同一
であることが望ましい。

【００１８】さらに、前記実行手段により実行されるパ
ルスシーケンスは３次元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅ
ｇ．ＦＦＥ）法に拠るパルスシーケンスであってもよ
い。

【００１９】また前記実行手段により実行されるパルス
シーケンスは、前記最適遅延時間に同期して前記高信号
時相域においてエコー信号収集のために印加するパルス
列と、当該最適遅延時間に到達する前の空き時相域にお
いて印加するパルス列とを含んでいてもよい。この場
合、前記空き時相域において印加するパルス列は、前記
ｋ空間の低周波領域以外の残り領域である高周波領域に
スクロールして配置するエコー信号を収集するためのパ
ルス列を含むこともできる。また、前記空き時相域にお
いて印加するパルス列は、前記領域の実質部のスピンを
励起する空打ちパルスを含むことも可能である。さら
に、前記空き時相域において印加するパルス列は、前記
領域から収集するエコー信号にＭＴ効果を起こさせるＭ
Ｔパルスを含むという構成も好適な態様である。

【００２０】さらに、前記イメージング用スキャン手段
は、前記領域全体を一度に励起して得られるエコー信号
の強度をモニタする手段と、この信号強度が一定値を超
えた時点で前記イメージング用ＭＲスキャンを開始させ
る手段とを備えることができる。

【００２１】さらに、前記準備用スキャン手段は、シン
グルスライス・マルチフェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉ
ｃｅ ａｔ ｍｕｌｔｉｐｈａｓｅ）方式の２次元のフ
ィールドエコー（ＦＥ）法に拠るパルスシーケンスで前
記準備用ＭＲスキャンを実行する手段であり、一方、前
記実行手段により実行されるパルスシーケンスは、２次
元又は３次元のタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）法を
成すフィールドエコー（ＦＥ）法に拠るパルスシーケン
スであってもよい。この場合、前記準備用スキャン手段
は、前記パルスシーケンスを用いて前記複数の同期タイ
ミング夫々に対応したｋ空間の所望低周波領域を成す中
心部のみにエコー信号を収集・配置し、且つ、前記複数
の同期タイミングの内の少なくとも１つに対応したｋ空
間の残りの高周波領域にエコー信号を収集・配置する手
段を有し、前記画像取得手段は、前記準備用スキャン手
段によりエコー信号が配置されていない高周波領域を有
するｋ空間には、そのエコー信号が配置されているｋ空
間の高周波領域から信号値を複写する手段を有すること
もできる。

【００２２】さらに、前記最適遅延時間設定手段は、前
記領域の２次元位相画像（２Ｄ−ＰＳ）をシングルスラ
イス・マルチフェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ａ
ｔｍｕｌｔｉｐｈａｓｅ）方式で収集して前記各同期タ
イミングにおけるフロー像を作成する手段と、この複数
枚のフロー像からピークフローを呈するフロー像に基づ
いて前記最適同期タイミングを決める手段とを備えてい
てもよい。

【００２３】さらに、好適には、前記心時相を表す信号
はＥＣＧ（心電図）信号であり、前記参照波はそのＥＣ
Ｇ信号のＲ波であり、且つ、前記同期タイミングはその
Ｒ波からの遅延時間であるとする構成が提供される。

【００２４】一方、本発明に係るＭＲイメージング方法
によれば、被検体の所望領域に対して心電同期法に拠る
イメージングを行う方法において、前記心電同期法に拠
るイメージング用ＭＲスキャンに用いられ且つ高信号値
を呈する高信号時相域に対応した最適同期タイミングを
準備用ＭＲスキャンの実行を通して事前に設定する第１
のステップと、前記最適遅延時間に同期したイメージン
グ用ＭＲスキャンを実行してエコー信号を収集する第２
のステップと、このエコー信号をｋ空間に配置すると共
に当該配置信号に再構成処理を施して画像を生成する第
３のステップと有し、前記第１のステップは、前記高信
号時相域で収集したエコー信号を前記ｋ空間の中心部の
所望低周波領域に配置するように設定したパルスシーケ
ンスを実行する処理を行なうことを特徴とする。

【００２５】

【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。

【００２６】（第１の実施の形態）第１の実施の形態
を、図１〜図１０を参照して説明する。

【００２７】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。

【００２８】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。

【００２９】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Ｈ_０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。

【００３０】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。

【００３１】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
Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し
方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒ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Ｈ_０に重畳される。

【００３２】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。この動作により、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。

【００３３】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１
２、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。

【００３４】このＭＲＩ装置は、図示しないメインプロ
グラムを実行する中で、図２に示すように、最初に準備
用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）
を行ない、次いで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）を行なうという２段階のスキ
ャン方式を採る。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、ＥＣ
Ｇ信号を用いて準備用パルスシーケンスが実行され、そ
の後のイメージングスキャンにおいてｋ空間の低周波領
域に配置するエコーデータの心時相での収集開始タイミ
ングが最適に定められる。この収集開始タイミングは、
ここでは、ＥＣＧ信号のＲ波のピーク値から遅延時間と
して決められる。イメージングスキャンでは、そのよう
にして決めたタイミングに同期したスキャンを含む心電
同期法に拠るイメージング用パルスシーケンスが実行さ
れる。

【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】このパルスシーケンスとしては、２次元
（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）のもの
であり、またそのパルス列の形態としては、セグメンテ
ィド（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）ＦＦＥ（高速ＦＥ）法、Ｆ
Ｅ法など、各種の形態のものを採用できる。

【００３７】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。

【００３８】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は例え
ば再構成画像を表示するのに使用される。また入力器１
３を介して、術者が希望するパラメータ情報、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
る情報などをホスト計算機６に入力できる。

【００３９】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。

【００４０】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ＥＣＧ計
測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングス
キャンを実行するときにシーケンサ５にて用いられる。
これにより、心電同期法のための同期タイミングを最適
に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期イメ
ージングスキャンを行ってデータ収集できる。

【００４１】続いて、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを図３
〜６に基づき説明する。

【００４２】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、例えば入力器１３か
らの指令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキ
ャンの処理の実行を開始させる。

【００４３】最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャンを実行するためのスキャン条件及びパラメ
ータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ
１）。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、心時相内のタイミングを決定する遅延時間
Ｔ_ＤＬなどが含まれる。これらのパラメータは操作者が
任意に設定できる。

【００４４】次いで、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Ｓ２）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する観点か
ら、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。

【００４５】この後、ホスト計算機６はＥＣＧ信号の読
込みを開始する（ステップＳ３）。

【００４６】次いで、ＥＣＧ信号中の参照波としてのＲ
波のピーク値からの経過時間を計測するソフトウエアタ
イマＴのカウント値をクリア（Ｔ＝０）する（ステップ
Ｓ４）。

【００４７】そして、ホスト計算機６はＥＣＧ信号にお
いてＲ波のピーク値が出現したか否かを判断する（ステ
ップＳ５）。この判断は、Ｒ波ピーク値が出現するまで
継続される。

【００４８】このステップＳ５の判断でＹＥＳ、すなわ
ちＲ波ピーク値が出現すると、ホスト計算機はさらに、
Ｒ波ピーク値から遅延時間Ｔ_ＤＬ（＝α１、α２、…、
αｎが経過したか否かをタイマＴのカウント値に基づい
て判断する（ステップＳ６）。ここで、遅延時間Ｔ_ＤＬ
＝α１、α２、…、αｎは、図４に示す如く、α１＜α
２、…、＜αｎに設定されており、心周期毎にセグメン
ト化されたセグメント（セグメント数ｎ＝１〜所定数）
の各々を形成する複数の時相（ｐｈａｓｅ）（ここでは
時相数ｍ＝１〜５；各時相は複数個のスキャンから成
る；ここではスキャン数ｐ＝１〜４）の開始タイミング
を規定する時間値である。このステップＳ６の判断も、
設定した遅延時間Ｔ_ＤＬ（＝α１、α２、…、αｎ）が
経過するまで継続される。

【００４９】このステップＳ６の判断がＹＥＳ、すなわ
ち遅延時間Ｔ_ＤＬ（＝α１α２、…、αｎ）が到来した
と認識されると、ホスト計算機６はシーケンサ５に対し
て、例えば、２次元セグメンテッド（ｓｅｇｍｅｎｔｅ
ｄ）ＦＦＥ法（以下、ｓｅｇ．ＦＦＥ法と記す）に基づ
く各セグメント数ｎに対する時相数ｍ且つ各時相を構成
するスキャン数ｐに拠るスキャンの実行を指令する（ス
キャンＳ７）。

【００５０】このｓｅｇ．ＦＦＥ法は、ＥＣＧ信号のＲ
−Ｒ波間において、セグメントと呼ぶ一塊の連続データ
を得る手法である。このｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るＥＣＧ
−ｐｒｅｐスキャンは「シングルスライス・マルチフェ
ーズ」と呼ばれる方式に基づいて実施される。この「シ
ングルスライス・マルチフェーズ」方式によれば、スラ
イス用傾斜磁場Ｇ_ＳおよびＲＦ周波数で決まるシングル
スライスに対して複数の時相のエコーデータを一度に収
集することができる。このため、本実施形態では、ＥＣ
Ｇ−ｐｒｅｐスキャンにより例えば図４に示す如く、頭
部のスライスがスキャンされ、そのスライスに撮像目的
の血管が入るようにそのスライス厚さが決められる。

【００５１】本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャ
ンに用いるパルスシーケンスは２次元スキャンであり、
後述するイメージングスキャンにおけるそれは３次元ス
キャンである。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは画像自体を
得ることが目的ではなく、心電同期法を実施するとき
の、血流部分が最も高信号値に描出される心時相を見つ
けることができればよいので、２次元スキャンでも十分
である。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元スキャンで
実行することにより、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間
を短縮することができる。

【００５２】ただし、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメ
ージングスキャンに使用するパルスシーケンスは同一種
とすることが望ましく、その一例がｓｅｇ．ＦＦＥ法で
ある。パルスシーケンスの種類が変われば、同一スキャ
ン部位であっても画質が変化するので、これは当然のこ
とと言える。また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメー
ジングスキャンに使用するパルスシーケンスのエコー時
間ＴＥ（図５及び後述する図７のＴＥ＝ＴＥ_１参照）は
同じであることが望ましい。これにより、血流のスピン
のディフェーズ成分をほぼ同じにすることができる。

【００５３】なお、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、
例えば、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。

【００５４】一方、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとＥ
ＣＧ信号の対応については、一例として図４及び図５に
示す如く、心周期毎の５個の時相ｍが、Ｒ波からの遅延
時間Ｔ_ＤＬ＝α１〜α５にほぼ対応した値に設定されて
いる。このため、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが実行され
ると、シーケンサ５の管理下において、図５に示す如
く、時相毎に４回のスキャンがＦＦＥ法に拠り実行さ
れ、各時相毎に４個のエコー信号が収集される。

【００５５】ｋ空間は図４に示す如く、その位相エンコ
ード方向が４個の領域に分割されている。そして、位相
エンコード方向傾斜磁場パルスＧ_Ｅによる位相エンコー
ド量を適宜に設定することで、各心周期における一定番
目の時相ｍにおける４回のスキャンのエコーデータが１
つの２次元ｋ空間を埋めるようになっている。このと
き、セグメントｎ＝１におけるｍ＝１の時相で収集され
た４個のエコー信号が４個の分割領域それぞれにおける
先頭の位相エンコード位置に、次いで、セグメントｎ＝
２におけるｍ＝１の時相で収集された４個のエコー信号
が４個の分割領域それぞれにおける次の位相エンコード
位置に、といった具合に順に配置される。

【００５６】次いで、ホスト計算機６は所定セグメント
数ｎ分のスキャンが終了したか否かを判断し、ＮＯの場
合はステップＳ４に戻って、上述した処理を繰り返す
（ステップＳ８）。

【００５７】このため、ステップＳ８でＹＥＳと判断さ
れたときは、所定セグメント数ｎ分のスキャンが完了し
たときである。それらのスキャンに係るエコー信号は受
信器８Ｒにより受信されて受信処理され、エコーデータ
としてシーケンサを介して演算ユニット１０に送られ
る。このエコーデータは、演算ユニット１０にて、各セ
グメントｎ内の時相数ｍ＝５に対応した、全部で５組の
２次元ｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５に充填されている。この５
組のｋ空間ＫＳ１〜ＫＳ５を埋めたエコーデータは、そ
れぞれ、Ｒ波からの遅延時間Ｔ_ＤＬ＝α１〜α５にほぼ
同期して収集されたエコーデータ群であると見なすこと
ができる。

【００５８】そして、ステップＳ８でＹＥＳの判断が下
されたときはＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが終了したとき
であるので、ホスト計算機６は、息止め解除の指令を音
声発生器１６に出力させる（ステップＳ９）。これによ
り、音声発生器１６から息止めの音声メッセージが例え
ば「息をして結構です」の内容で出力される。

【００５９】上述の処理が順次実行されると、Ｒ波から
の遅延時間Ｔ_ＤＬがそれぞれ、例えば、Ｔ_ＤＬ＝５０ｍ
ｓｅｃ，１５０ｍｓｅｃ，２５０ｍｓｅｃ，３５０ｍｓ
ｅｃ，４５０ｍｓｅｃである５フレーム分のエコーデー
タが演算ユニット１０内に用意される。そこで、演算ユ
ニット１０により、これらのエコーデータが実空間の画
像に夫々再構成され、記憶ユニット１１に格納される。
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、この再構成画像を記憶ユニット１１から読み
出し、ＭＲＡ像として順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示す
る。

【００６０】したがって、オペレータは、これらのシネ
表示像を目視観察することで、血流部分が最も高信号に
描出されているＭＲＡ像を決定することができる。

【００６１】つまり、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより
得られた複数枚のＭＲＡ像はそれぞれＲ波からの遅延時
間Ｔ_ＤＬが異なっているので、拍動する血流が頭部スラ
イス領域に流入するときのインフロー効果が最も大きい
ほど、再構成されたＭＲＡ像の血流は高い信号値で描出
される。このため、画像の血流部分が最も明瞭で且つ高
い信号である画像を特定することで、最適な遅延時間Ｔ
_ＤＬ、すなわち心電同期法の実施下において未飽和のフ
レッシュなインフロー（血流）を確実に捕捉できる同期
タイミングを決めることができる。

【００６２】なお、この複数枚のＭＲＡ像から心電同期
法の同期タイミングを決める処理は、必ずしもオペレー
タの画像目視観察に限定されるものではなく、表示画像
上で血流部分にＲＯＩを設定し、そのＲＯＩ内の信号強
度分布を解析し、その解析結果を比較するなどの自動化
処理で行なってもよい。また、目視観察や自動化処理の
結果、最適と思われる画像が複数、すなわち最適と思わ
れる遅延時間が複数個、存在する場合、それらの遅延時
間間で補間などの別処理を行なって新たな遅延時間（同
期タイミング）を演算するようにしてもよい。

【００６３】このようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介
して最適設定された同期タイミングは、この後の心電同
期法に拠るイメージングスキャンに反映される。

【００６４】続いて、心電同期法に基づくイメージング
スキャンを図６〜図１０を参照して説明する。

【００６５】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する中で、入力器１３からの操作情
報に呼応して図６に示す処理を実行する。

【００６６】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スキャンの実行を通し
て決められた、心電同期法の最適遅延時間Ｔ_ＤＬを読み
込む（図６、ステップＳ２０）。この時間値の読込み
は、入力器１３を介してオペレータからの入力を受けて
もよいし、記憶ユニット１１内のメモリに記憶しておい
た最適遅延時間Ｔ_ＤＬを自動的にワークエリアに読み出
すことで行なってもよい。

【００６７】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の種類な
ど）および画像処理法の情報（加算処理か最大値投影
（ＭＩＰ）処理かなど。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等）を
入力し、最適遅延時間Ｔ_ＤＬ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に出力する（ステップＳ２１）。

【００６８】次いで、ホスト計算機６は、イメージング
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。

【００６９】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の開始を指令する（ステップＳ２
７及び図７の処理参照）。

【００７０】このイメージングスキャンのパルスシーケ
ンスの概要、心周期毎の血流信号強度（拍動）との時間
関係、及びエコー信号の配置例を図８に、また、このパ
ルスシーケンスのパルス列の詳細例を図９に示す。

【００７１】なお、このイメージングスキャンにより収
集されるエコー信号の処理は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅ
ｐスキャンのときと同様である。つまり、エコー信号は
ＲＦコイル７で受信された後、受信器８Ｒに送られて受
信処理される。この処理された信号はエコーデータとし
てシーケンサ５を介して演算ユニット１０に送られ、３
次元ｋ空間にスライスエンコード量及び位相エンコード
量に応じて配置される。このため、以下の説明では、エ
コー信号の受信から配置までの詳細な説明は省略する。

【００７２】イメージングスキャンは、図８，９に示す
如く、３次元のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り、例えば頭部の
３次元領域Ｒｉｍａを撮像部位（図１０参照）として実
施される。この３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法では、図８，９
に示すように、１心周期毎に、セグメント化されたフィ
ールドエコー収集用の複数のスキャン（セグメントｎ）
と、この複数のスキャンの中程で印加されるＭＴ（ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅｒ）パルス：Ｐｍｔ、Ｃ
ＨＥＳＳ（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｈｉｆｔ ｓｅｌｅｃ
ｔｉｖｅ）パルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びスポイラパル
ス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅとが用いられる。なお、こ
の３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルス列におけるエコー時
間ＴＥ＝ＴＥ_１は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン
のそれと同じに設定されている。

【００７３】具体的には、シーケンサ５は、スキャン開
始の指令を受けると、各心周期毎に、Ｒ波の出現後の所
定タイミングで数個のＦＦＥ法に拠る前半グループのス
キャンＳ１を実行する（図７のステップＳ２４−１〜２
４−５）。この前半グループのスキャンＳ１によって収
集されたエコー信号は、図８に示すように、３次元ｋ空
間のあるスライスエンコードＧ_Ｅ２に対する高周波領域
Ｒ_Ｈ１に配置されるように位相エンコードＧ_Ｅ１が設定
されている（図９参照）。

【００７４】この高周波領域Ｒ_Ｈ１及びこれと対象な位
置の高周波領域Ｒ_Ｈ２は、図８の例では、１２８の位相
エンコード量を１６ラインずつ８領域に分割した内の上
下各々から位相エンコード量＝０の中心部に向かう３つ
の領域を指す。このため、位相エンコード方向の中心部
に位置する残りの２つの分割領域は、画像コントラスト
にとって重要な低周波領域Ｒ_Ｌとして設定されている。

【００７５】この前半グループのスキャンＳ１について
は、位相エンコード量Ｓ_Ｅ１の値の設定によって、その
１番目のスキャンで収集されるエコー信号がｋ空間のあ
るスライスエンコード量に対する高周波領域Ｒ_Ｈ１の１
番目の分割領域に、２番目のスキャンで収集されるエコ
ー信号が同空間の高周波領域Ｒ_Ｈ１の２番目の分割領域
に、及び３番目のスキャンで収集されるエコー信号が同
空間の高周波領域Ｒ_{Ｈ １}の３番目の分割領域に夫々配置
される。しかも、この前半グループのスキャンＳ１の
内、最初の心周期のスキャンによって収集されたエコー
信号は、高周波領域Ｒ_Ｈ１の３つの分割領域夫々におけ
る最初の位相エンコード量の位置に配置され、以下、心
周期毎に順に、次の位相エンコード量の位置に配置され
る。

【００７６】また、各心周期において、この前半グルー
プのスキャンＳ１に続く適宜なタイミングでＭＴパル
ス：Ｐｍｔ、ＣＨＥＳＳパルス：Ｐｃｈｅｓｓ、及びス
ポイラーパルス：ＳＰｓ、ＳＰｒ、ＳＰｅが順次印加さ
れる（図７のステップＳ２４−６〜２４−１１参照）。
ＭＴパルスはＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｔｒａｎｓｆｅ
ｒ）効果を生じさせて、実質部からの信号値を抑制する
ために印加される。また、ＣＨＥＳＳパルスは脂肪抑制
のために印加される。さらに、スポイラーパルスは、Ｍ
ＴパルスやＣＨＥＳＳパルスの印加がその後のエコー信
号収集に影響しないように、原子核スピンの位相を十分
にディフェーズさせるために印加される。このスポイラ
ーパルスはここではスライス方向、位相エンコード方
向、及び読出し方向の３方向に印加される。

【００７７】この後、適宜なタイミングで、後半グルー
プのスキャンＳ２がｓｅｇ．ＦＦＥ法で実行される（図
７、ステップＳ２４−１２〜２４−１３及び図９参
照）。このスキャンＳ２は、ｋ空間の中心部に位置する
低周波領域Ｒ_Ｌ及び残りの高周波領域Ｒ_Ｈ２に配置する
エコー信号を収集するためのものである。

【００７８】とくに、この後半グループのスキャンＳ２
の内、最初に実行されるスキャンの開始タイミングを、
前述したようにＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して最適
設定された遅延時間Ｔ_ＤＬに一致させてある。後半グル
ープのスキャンＳ２の各スキャンで収集されるエコー信
号は、そのスキャン順に、低周波領域Ｒ_Ｌ及び残りの高
周波領域Ｒ_Ｈ２に掛けて領域毎に配置される。

【００７９】すなわち、後半グループのスキャンＳ２に
おける最初のスキャンによって収集されたエコー信号が
低周波領域Ｒ_Ｌの最初の分割領域に、２番目のスキャン
によって収集されたエコー信号が低周波領域Ｒ_Ｌの残り
の分割領域に、３番目のスキャンによって収集されたエ
コー信号が高周波領域Ｒ_Ｈ２の最初の分割領域に、４番
目のスキャンによって収集されたエコー信号が高周波領
域Ｒ_Ｈ２の次の分割領域にといった具合に配置される。
しかも、この後半グループのスキャンＳ２の内、最初の
心周期のスキャンによって収集されたエコー信号は、各
分割領域夫々における最初の位相エンコード量の位置に
配置され、以下、心周期毎に順に、次の位相エンコード
量の位置に配置される。

【００８０】前述した如く、最適設定された遅延時間Ｔ
_ＤＬに一致させた心電同期タイミングは、撮像部位Ｒｉ
ｍａにおいて血流信号が最も高く描出されるタイミング
であった。したがって、上述の如く収集することで、後
半グループのスキャンＳ２における初期のスキャン（特
に１、２番目のスキャン）により収集されるエコー信号
は必ず優先的に低周波領域Ｒ_Ｌに配置されることにな
る。

【００８１】以上のｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠るスキャンの
実行及びそのほかのＭＴパルスの印加は、心周期毎に、
例えば「１６周期（ｎ＝１６）×スライスエンコード量
分」、繰り返される。この結果、３次元ｋ空間へのエコ
ーデータの配置が完了する（図７、ステップＳ２４−１
４）。

【００８２】この後、シーケンサ５はスキャン完了の通
知をホスト計算機６に通知する（ステップＳ２４−１
５） 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（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。

【００８３】この後、ホスト計算機６は演算ユニット１
０に画像再構成及び表示の指令を出す（ステップＳ２
７）。これに応答して、演算ユニット１０は、ｋ空間の
データに例えば３次元フーリエ変換を施して実空間の３
次元画像データを生成するとともに、このデータを記憶
ユニット１１に格納する。演算ユニット１０は、さら
に、この３次元画像データに例えばＭＩＰ（最大値投
影）処理を施すことで２次元画像データを生成し、それ
を表示器１２に表示する。

【００８４】以上の画像生成法によれば、心電同期法の
同期タイミングがＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを介して事
前に得た最適遅延時間Ｔ_ＤＬで規定されていること、及
び、その同期タイミングの近傍で収集される信号強度が
高いエコー信号をｋ空間の位相エンコード方向における
中心部、すなわち低周波領域に優先的に配置している。
このデータ収集・配置法は、上述した後半グループのス
キャンＳ２により達成されるものであり、このグループ
のスキャンＳ２を中心に考えると、セントリック・オー
ダー（ｃｅｎｔｒｉｃ ｏｒｄｅｒ）のデータ収集・配
置法になっている。

【００８５】このため、ＭＲ造影剤を用いないで血流を
画像化できることは勿論、拍動する血流であっても、再
構成画像における実質部と血流のコントラストは非常に
高く且つ安定したものとなる。すなわち、このような血
流のインフロー効果を最大限に利用してエコーデータの
収集及びｋ空間配置を行なうことができ、エンティティ
（血流）の描出能に優れた画像生成法を提供することが
できる。

【００８６】なお、本発明者が行なった頭部のＭＲＡ像
に関する比較実験によれば、本発明を適用した３Ｄｓｅ
ｇ．ＦＦＥ法のイメージングスキャンの場合、通常の頭
部用３ＤＴＯＦ法に拠るイメージングスキャンに比べ
て、得られた画像の血流の信号強度が約１．５倍向上
し、描出能が確実に向上することが確認されている。

【００８７】また、本実施形態では、心電同期法を併用
した３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠りイメージングスキャ
ンを実行するとき、心周期毎に、心電同期タイミングに
至る前の空き時間に、前半グループのスキャンＳ１によ
ってｋ空間の高周波領域にマッピングするエコーデータ
を収集している。このように空き時間を無駄にせずにデ
ータ収集を行なうことで、全体の撮像時間が極力短くす
ることができる。また、これにより、イメージングスキ
ャン時の息止め期間がなるべく短く抑えられ、患者の負
担が軽減される。

【００８８】さらに、心電同期タイミングは上述のよう
に「シングルスライス・マルチフェーズ」方式で測定さ
れるので、１回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで複数の時
相の画像を一度に得ることができる。つまり、複数回の
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを行う必要がなく、全体の撮
像時間を短縮でき、患者スループットを向上させる。

【００８９】なお、本実施形態のＭＲＩ装置に対しては
更に種々の変形が可能である。以下に、この変形形態を
説明する。

【００９０】（第１の変形形態）上述した空き時間を利
用した前半グループのスキャンＳ１は必ずしも実行せ
ず、心周期毎に、ＭＴパルス、ＣＨＥＳＳパルス、及び
スポイラーパルスを印加した後、最適な同期タイミング
で始まるエコーデータ収集用の一連のスキャンが続くよ
うに構成しても勿論よい。

【００９１】（第２の変形形態）また、上述した心電同
期法を併用したイメージング・スキャンは、図１１に示
す如く、２次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法に拠り実行してもよ
い。このイメージング法は、図９に示したパルス列の
内、スライスエンコード用傾斜磁場の印加を省き、エン
コードとしては位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅのみを印
加するようにしたものである。この２次元のイメージン
グスキャンにおいても、前述した最適同期タイミングの
事前設定とセントリック・オーダーのデータ収集及び配
置の手法を好適に用いることができる。

【００９２】この場合、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのス
ライスとイメージングスキャンのスライス（撮像領域）
が異なっていてもよい。

【００９３】（第３の変形形態）この変形形態は、エコ
ーデータの収集及び配置をスクロール法に拠り実施する
ことが特徴である。心電同期法の同期タイミング（遅延
時間Ｔ_ＤＬ）、ｋ空間の位相エンコード数などに撮像条
件によっては、前述した後半グループのスキャンＳ２の
開始タイミングとＲ波との間に別のスキャンを行なうだ
けの空きが無いこともあり得る。そのような場合には、
設定した同期タイミングで直ぐにスキャン（前述した実
施形態では、後半グループのスキャンＳ２に相当）を開
始し、そのエコー信号をセントリック・オーダー法に基
づき収集・配置する。この場合、この開始した一連のス
キャンの内、時間的に後の方のスキャンに拠るエコー信
号は、図１２の矢印で示す如く、ｋ空間の高周波領域に
スクロールして配置されるように、位相エンコード用傾
斜磁場パルスが設定される。これによっても、撮像時間
の短縮を図ることができる。

【００９４】（第４の変形形態）さらに、前述した実施
形態において、前半グループのスキャンＳ１の代わり
に、エコー信号を収集しない励起パルス（空打ちパル
ス）を印加するようにしてもよい。このように、Ｒ波の
出現からセントリック・オーダー法によるスキャンＳ２
までの間において、空き時間には常に空打ちパルスが印
加されるので、撮像領域の実質部からの信号値を抑え、
スライスエンコード間又はスライス間の信号のばらつき
を減らすことができる。

【００９５】（第５の変形形態）この変形形態は、ＭＴ
パルスの印加に関する。図１４に示す如く、ＭＴパル
ス：Ｐｍｔとして、複数個に分割したＭＴパルスを連続
的に印加する。この分割ＭＴパルス夫々のフリップ角は
小さいが、その複数個の全体としては所定のフリップ角
を確保できるようにそれらのパルス波形面積が設定され
ている。この分割した複数個のＭＴパルスによっても撮
像領域の実質部の信号値をＭＴ効果によって抑えること
ができ、同時に、この複数個のＭＴパルスの印加数を調
整することで、スライスエンコード間又はスライス間の
信号のばらつきを調整することができる。

【００９６】（第６の変形形態）この変形形態は、イメ
ージングスキャンの開始制御に関する。この制御の概要
は図１５に示される（同図の処理は、シーケンサ、ホス
ト計算機、及び演算ユニットが共同して行なわれる）。
このイメージングスキャンを実施する場合、その前段階
のスキャンとして、心電同期を使用せず、かつエンコー
ド用傾斜磁場を印加しないｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルスシ
ーケンスにより、リアルタイムに撮像領域（ボクセル）
全体からエコー信号を収集する（図１５、ステップＳ４
１）。そして、このエコー信号の強度があるしきい値を
超えた時点で、前述した心電同期法併用の３Ｄｓｅｇ．
ＦＦＥ法に拠るイメージングスキャンを前述と同様に実
行させる（ステップＳ４２〜Ｓ４４）。これにより、ダ
イナミックスキャンの開始タイミングを自動的に最適値
に設定することができる。

【００９７】（第７の変形形態）この変形形態は、前述
した心電同期法の同期タイミングの事前最適設定及びセ
ントリック・オーダー法によるデータ収集・配置の手法
を通常のＴＯＦ法、すなわちＦＥ法に実施することを特
徴とする。この場合、例えば、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャ
ンは２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行さ
れ、イメージングスキャンは３Ｄ−ＦＥ法（通常の３Ｄ
−ＴＯＦ法）で実行される。勿論、イメージングスキャ
ンを２Ｄ−ＦＥ法（通常の２Ｄ−ＴＯＦ法）で実行して
もよい。イメージングスキャンによるデータの収集及び
配置は、前述と同様に、セントリック・オーダー法で実
行される。

【００９８】この場合、とくに、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキ
ャンが２Ｄ−ＦＥ法の場合、そのスキャン時間が長くな
るので、これを回避するには、いわゆるキーホール（ｋ
ｅｙｈｏｌｅ）撮像法を併用することが望ましい。すな
わち、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、２次元ｋ空
間の位相エンコード方向の中心部（低周波領域）のみを
２Ｄ−ＦＥ法でデータ収集し、残りの高周波領域には一
度撮像したデータを複写することで、各回のデータ収集
を完了させる。これにより、２Ｄ−ＦＥ法に拠るＥＣＧ
−ｐｒｅｐスキャンの時間を短縮させることができる。

【００９９】（第８の変形形態）この変形形態は、ＥＣ
Ｇ−ｐｒｅｐスキャンを２次元の位相画像（２Ｄ−ＰＳ
像）で行なう例である。前述した心電同期法の同期タイ
ミング（遅延時間Ｔ_ＤＬ）を計測する別の手法として、
シングルスライス・マルチフェーズ法に拠り２次元位相
画像を撮像し、心周期毎の各時相におけるフロー像を作
成する。このフロー像を例えば比較観察すると、トリガ
としてのＲ波から時間経過したときにフローがピークと
なる像を決めことできる。すなわち、このピークフロー
像を収集した時相を最適な同期タイミングとして設定
し、この同期タイミングを前述と同様にイメージングス
キャンに反映させることができる。

【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】例えば、前述の実施形態及びその変形形態
にあっては、心電同期法の同期タイミング（遅延時間）
は後半グループのスキャンＳ２の開始タイミングと同義
であるとして説明していたが、この同期タイミングは、
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して、ｋ空間の位相エン
コード量＝０に配置するデータを収集するタイミングと
して規定するようにしてもよい。すなわち、ＥＣＧ−ｐ
ｒｅｐスキャンで得た最適な遅延時間と位相エンコード
数、低周波領域の範囲などの条件とを考慮して、演算に
より決めてもよい。

【０１０２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと呼ばれる準備用ＭＲスキャ
ンを通して、血流のインフロー効果を最大に発揮し得る
心電同期法の最適な同期タイミングを決め、しかも、こ
の同期タイミングに拠る心電同期法を併用したイメージ
ング用ＭＲスキャンを、いわゆるセントリック・オーダ
ー法の基に実行するので、造影剤を投与すること無く血
流を撮像でき、且つ流れの状態が変化する血流であって
も、血流のインフロー効果を最大限活かして、その血流
と実質部とのコントラストを向上させたＭＲＡ像を提供
することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態及び変形形態に係るＭＲＩ装
置の構成例を示す機能ブロック図。

【図２】実施形態及び変形形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅ
ｐスキャン及びイメージングスキャンの時間的前後関係
を説明する図。

【図３】実施形態においてホスト計算機が実行するＥＣ
Ｇ−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スキャンとｋ空間へのデータ
配置との関係を例示するタイミングチャート。

【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのパルス列を説明す
るタイミングチャート。

【図６】ホスト計算機が実行するイメージングスキャン
の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
概略フローチャート。

【図８】イメージングスキャンとｋ空間へのデータ配置
との関係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のパルス列を説明するタ
イミングチャート。

【図１０】イメージングスキャンの３次元撮像領域を説
明する図。

【図１１】２次元のイメージングスキャンのパルス列を
説明するタイミングチャート。

【図１２】データの収集・配置に適用可能なスクロール
法の概念を説明する図。

【図１３】イメージングスキャンに空打ちパルスを用い
たパルスシーケンスのタイミングチャート。

【図１４】イメージングスキャンに複数の分割ＭＴパル
スを用いたパルスシーケンスのタイミングチャート。

【図１５】イメージングスキャンの開始タイミングの制
御を示す概略フローチャート。

【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

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 杉浦 聡 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 喜種 慎一 東京都北区赤羽二丁目16番４号 東芝医用 システムエンジニアリング株式会社内 Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AB04 AB25 AC01 AC04 AD06 AD12 AD13 AD27 BA10 BA18 BA37 BA41 BA50 BB32 DA11 DA12 DA15 DA18 DB02 DB03 DB08

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の所望領域に対して心電同期法に
   拠るイメージングを行うようにしたＭＲＩ装置におい
   て、 前記心電同期法に拠るイメージング用ＭＲスキャンに用
   いられ且つ高信号値を呈する高信号時相域に対応した最
   適同期タイミングを準備用ＭＲスキャンの実行を通して
   事前に設定する最適遅延時間設定手段と、前記最適遅延
   時間に同期したイメージング用ＭＲスキャンを実行して
   エコー信号を収集するイメージング用スキャン手段と、
   このエコー信号をｋ空間に配置すると共に当該配置信号
   に再構成処理を施して画像を生成する画像生成手段とを
   備え、 前記イメージング用スキャン手段は、前記高信号時相域
   で収集したエコー信号を前記ｋ空間の中心部の所望低周
   波領域に配置するように設定したパルスシーケンスを実
   行する実行手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記最適遅延時間設定手段は、前記被検体の心時相を表
   す信号を収集する信号収集手段と、前記信号の中の参照
   波に同期した異なる複数の遅延時間夫々にて前記領域に
   対する前記準備用ＭＲスキャンを実行してエコー信号を
   収集する準備用スキャン手段と、このエコー信号から前
   記複数の遅延時間に対応した複数枚の画像を各々得る画
   像取得手段と、前記参照波に同期した前記最適遅延時間
   を前記複数枚の画像に基づいて決める決定手段とを備え
   たＭＲＩ装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記最適遅延時間設定手段は、前記被検体の心時相を表
   す信号を収集する信号収集手段と、前記信号の中の参照
   波に同期した異なる複数の遅延時間夫々にて前記領域に
   対する前記準備用ＭＲスキャンを実行してエコー信号を
   収集する準備用スキャン手段と、このエコー信号から前
   記複数の遅延時間に対応した複数枚の画像を各々得る画
   像取得手段と、前記複数枚の画像をオペレータが目視観
   察して決めた前記参照波に同期した前記最適遅延時間を
   受け付ける受付け手段とを備えたＭＲＩ装置。
4. 【請求項４】 請求項２又は３記載のＭＲＩ装置におい
   て、 前記準備用スキャン手段は、シングルスライス・マルチ
   フェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ａｔ ｍｕｌｔ
   ｉｐｈａｓｅ）方式のパルスシーケンスで前記準備用Ｍ
   Ｒスキャンを実行する手段であるＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】 請求項４記載のＭＲＩ装置において、 前記シングルスライス・マルチフェーズ方式のパルスシ
   ーケンスは２次元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅｇ．Ｆ
   ＦＥ）法に拠るパルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
6. 【請求項６】 請求項５記載のＭＲＩ装置において、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスは２次
   元又は３次元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅｇ．ＦＦ
   Ｅ）法に拠るパルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 請求項６記載のＭＲＩ装置において、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスは、こ
   のパルスシーケンスを実行して収集されたエコー信号が
   セントリック・オーダー（ｃｅｎｔｒｉｃ ｏｒｄｅ
   ｒ）で前記ｋ空間に配置される位相エンコード量又はス
   ライスエンコード量の傾斜磁場パルスを有するＭＲＩ装
   置。
8. 【請求項８】 請求項６又は７記載のＭＲＩ装置におい
   て、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスと前記
   準備用スキャン手段により実行されるパルスシーケンス
   とのエコー時間は互いに略同一であるＭＲＩ装置。
9. 【請求項９】 請求項５記載のＭＲＩ装置において、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスは３次
   元のセグメンテッドＦＦＥ（ｓｅｇ．ＦＦＥ）法に拠る
   パルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
10. 【請求項１０】 請求項５記載のＭＲＩ装置において、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスは、前
    記最適遅延時間に同期して前記高信号時相域においてエ
    コー信号収集のために印加するパルス列と、当該最適遅
    延時間に到達する前の空き時相域において印加するパル
    ス列とを含むＭＲＩ装置。
11. 【請求項１１】 請求項１０記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記空き時相域において印加するパルス列は、前記ｋ空
    間の低周波領域以外の残り領域である高周波領域にスク
    ロールして配置するエコー信号を収集するためのパルス
    列を含むＭＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 請求項１０記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記空き時相域において印加するパルス列は、前記領域
    の実質部のスピンを励起する空打ちパルスを含むＭＲＩ
    装置。
13. 【請求項１３】 請求項１０記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記空き時相域において印加するパルス列は、前記領域
    から収集するエコー信号にＭＴ効果を起こさせるＭＴパ
    ルスを含むＭＲＩ装置。
14. 【請求項１４】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記イメージング用スキャン手段は、前記領域全体を一
    度に励起して得られるエコー信号の強度をモニタする手
    段と、この信号強度が一定値を超えた時点で前記イメー
    ジング用ＭＲスキャンを開始させる手段とを備えたＭＲ
    Ｉ装置。
15. 【請求項１５】 請求項２又は３記載のＭＲＩ装置にお
    いて、 前記準備用スキャン手段は、シングルスライス・マルチ
    フェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ａｔ ｍｕｌｔ
    ｉｐｈａｓｅ）方式の２次元のフィールドエコー（Ｆ
    Ｅ）法に拠るパルスシーケンスで前記準備用ＭＲスキャ
    ンを実行する手段であり、一方、 前記実行手段により実行されるパルスシーケンスは、２
    次元又は３次元のタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）法
    を成すフィールドエコー（ＦＥ）法に拠るパルスシーケ
    ンスであるＭＲＩ装置。
16. 【請求項１６】 請求項１５記載のＭＲＩ装置におい
    て、 前記準備用スキャン手段は、前記パルスシーケンスを用
    いて前記複数の同期タイミング夫々に対応したｋ空間の
    所望低周波領域を成す中心部のみにエコー信号を収集・
    配置し、且つ、前記複数の同期タイミングの内の少なく
    とも１つに対応したｋ空間の残りの高周波領域にエコー
    信号を収集・配置する手段を有し、 前記画像取得手段は、前記準備用スキャン手段によりエ
    コー信号が配置されていない高周波領域を有するｋ空間
    には、そのエコー信号が配置されているｋ空間の高周波
    領域から信号値を複写する手段を有するＭＲＩ装置。
17. 【請求項１７】 請求項１記載のＭＲＩ装置において、 前記最適遅延時間設定手段は、前記領域の２次元位相画
    像（２Ｄ−ＰＳ）をシングルスライス・マルチフェーズ
    （ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ａｔ ｍｕｌｔｉｐｈａ
    ｓｅ）方式で収集して前記各同期タイミングにおけるフ
    ロー像を作成する手段と、この複数枚のフロー像からピ
    ークフローを呈するフロー像に基づいて前記最適同期タ
    イミングを決める手段とを備えたＭＲＩ装置。
18. 【請求項１８】 請求項１乃至１７の何れか一項記載の
    ＭＲＩ装置において、 前記心時相を表す信号はＥＣＧ（心電図）信号であり、
    前記参照波はそのＥＣＧ信号のＲ波であり、且つ、前記
    同期タイミングはそのＲ波からの遅延時間であるＭＲＩ
    装置。
19. 【請求項１９】 被検体の所望領域に対して心電同期法
    に拠るイメージングを行うＭＲイメージング方法におい
    て、 前記心電同期法に拠るイメージング用ＭＲスキャンに用
    いられ且つ高信号値を呈する高信号時相域に対応した最
    適同期タイミングを準備用ＭＲスキャンの実行を通して
    事前に設定する第１のステップと、前記最適遅延時間に
    同期したイメージング用ＭＲスキャンを実行してエコー
    信号を収集する第２のステップと、このエコー信号をｋ
    空間に配置すると共に当該配置信号に再構成処理を施し
    て画像を生成する第３のステップと有し、 前記第１のステップは、前記高信号時相域で収集したエ
    コー信号を前記ｋ空間の中心部の所望低周波領域に配置
    するように設定したパルスシーケンスを実行する処理を
    行なうことを特徴とするＭＲイメージング方法。