JP4280186B2

JP4280186B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4280186B2
Application number: JP2004087596A
Authority: JP
Inventors: 重英久原; 正生油井; 由守葛西
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-03-24
Filing date: 2004-03-24
Publication date: 2009-06-17
Anticipated expiration: 2024-03-24
Also published as: JP2005270325A

Description

本発明は磁気共鳴映像措置の撮像技術に関し、特に冠動脈の撮像に使用されるものに関する。 The present invention relates to an imaging technique for magnetic resonance imaging, and more particularly to one used for imaging a coronary artery.

磁気共鳴イメージング装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化し、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。 A magnetic resonance imaging apparatus utilizes a phenomenon in which energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency is resonantly absorbed when a group of nuclei having a specific magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. It is a device that visualizes chemical and physical microscopic information of a substance or observes a chemical shift spectrum.

近年、この磁気共鳴イメージング装置を使用した画像診断において、定常状態を利用する撮像法（TrueSSFP／FISP／Balanced FFE法など）を用いた磁気共鳴冠動脈撮像法（MRCA）が、多用される様になってきた。この撮像法では、造影剤を使用しなくても冠動脈の描出が可能であり。また、拡張末期の比較的流れの遅い時期に撮像を行う程、定常状態の乱れを少なくすることができる。そのため、血管の描出能を向上させることができる手法と期待されている。 In recent years, magnetic resonance coronary artery imaging (MRCA) using imaging methods that use steady state (such as TrueSSFP / FISP / Balanced FFE methods) has become widely used in diagnostic imaging using this magnetic resonance imaging apparatus. I came. With this imaging method, coronary arteries can be depicted without using a contrast medium. In addition, the disturbance in the steady state can be reduced as the imaging is performed at a relatively slow flow in the end diastole. Therefore, it is expected to be a technique that can improve blood vessel rendering ability.

図７は、従来の冠動脈撮影法（MRCA）のスキャン系列を説明するための図である。図７に示す様に、従来のMRCAでは、ECG波形のR波を検出し、それをトリガとして一定のディレイ時間後にスキャンを開始して撮像を行う方法が用いられている（例えば、特許文献１参照）。 FIG. 7 is a view for explaining a conventional coronary angiography (MRCA) scan sequence. As shown in FIG. 7, in the conventional MRCA, a method of detecting an R wave of an ECG waveform and using it as a trigger to start scanning after a certain delay time is used (for example, Patent Document 1). reference).

しかしながら、従来のMRCAでは、撮像開始時に最適な（次のR波までのぎりぎりの時間に撮像できるような）ディレイ時間に設定していても、患者の心拍（R-R）が変化するため、実際のデータ収集では最適な条件からはずれ、冠動脈の描出能が低下するという問題がある。
特開平１１−２２９５７１号公報 However, in the conventional MRCA, the heart rate (RR) of the patient changes even if the delay time is set to the optimum time (so that imaging can be performed at the last minute time until the next R wave). In data collection, there is a problem that the ability to delineate the coronary arteries is reduced because it is not optimal.
JP-A-11-229571

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、患者の心拍（R-R）が変化した場合であっても、好適に冠動脈の描出することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of suitably depicting a coronary artery even when a patient's heart rate (RR) changes. .

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。 In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.

請求項１に記載の発明は、静磁場中に配置された被検体に対して高周波磁場及び傾斜磁場を印加することで、当該被検体において発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴イメージング装置において、第１の心拍における所定の心時相をトリガとして所定の遅延時間後、心臓を撮影するためのデータ収集パルス系列を同一の位相エンコードパターンにつき少なくとも二回以上繰り返し発生するパルス系列発生手段と、前記データ収集パルス系列に基づいて、高周波磁場及び傾斜磁場を発生し前記被検体に印加する磁場発生手段と、前記被検体において発生する磁気共鳴信号を検出し、これに基づいて磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴データとデータ収集時刻情報とを対応づけることができるように記憶する記憶手段と、前記所定の心時相から遡って設定される調整期間を所望の値に設定するための設定手段と、前記データ収集時刻情報に基づいて、前記第１の心拍よりも後に発生する第２の心拍における前記所定の心時相を基準時刻とし、当該基準時刻からさらに前記調整期間だけ遡った時刻以前に収集された前記磁気共鳴データから、画像再構成に必要なデータセットを抽出するデータセット抽出手段と、前記データセットに基づいて画像再構成を実行する再構成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。
請求項２に記載の発明は、静磁場中に配置された被検体に対して高周波磁場及び傾斜磁場を印加することで、当該被検体において発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴イメージング装置において、心臓を撮影するためのデータ収集パルス系列を同一の位相エンコードパターンにつき少なくとも二回以上繰り返し発生し、且つ各位相エンコードパターンに関するデータ収集パルス系列を連続的に発生するパルス系列発生手段と、前記データ収集パルス系列に基づいて、高周波磁場及び傾斜磁場を発生し前記被検体に印加する磁場発生手段と、前記被検体において発生する磁気共鳴信号を検出し、これに基づいて磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴データとデータ収集時刻情報とを対応づけることができるように記憶する記憶手段と、前記被検体の心拍における所定の心時相から遡って設定される調整期間を所望の値に設定するための設定手段と、前記データ収集時刻情報に基づいて、前記所定の心時相を基準時刻とし、当該基準時刻からさらに前記調整期間だけ遡った時刻以前に収集された前記磁気共鳴データから、画像再構成に必要なデータセットを抽出するデータセット抽出手段と、前記データセットに基づいて画像再構成を実行する再構成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。 The invention according to claim 1 is a magnetic resonance imaging apparatus that detects a magnetic resonance signal generated in a subject by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject arranged in a static magnetic field. Pulse sequence generation means for repeatedly generating a data acquisition pulse sequence for imaging the heart at least twice for the same phase encoding pattern after a predetermined delay time triggered by a predetermined cardiac time phase in the first heartbeat; Based on the data collection pulse sequence, a magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field and applying the magnetic field to the subject, and a magnetic resonance signal generated in the subject are detected, and magnetic resonance data is collected based on the detected magnetic resonance signal. Data collection means and storage means for storing the magnetic resonance data and data collection time information so as to be associated with each other A setting means for setting an adjustment period set back from said predetermined cardiac phase to a desired value, on the basis of the data collection time information, the second occurring later than the first heartbeat Data set extraction for extracting a data set necessary for image reconstruction from the magnetic resonance data collected before the time that is further the adjustment period further from the reference time with the predetermined cardiac time phase in the heartbeat as a reference time A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means; and reconstruction means for performing image reconstruction based on the data set .
The invention according to claim 2 is a magnetic resonance imaging apparatus for detecting a magnetic resonance signal generated in a subject by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject arranged in a static magnetic field. A pulse sequence generation means for repeatedly generating a data acquisition pulse sequence for imaging the heart at least twice for the same phase encoding pattern and continuously generating a data acquisition pulse sequence for each phase encoding pattern; and the data acquisition Data collection for generating a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field based on a pulse series and applying the magnetic field generation means to the subject, and detecting a magnetic resonance signal generated in the subject and collecting magnetic resonance data based on the magnetic resonance signal Means for storing the magnetic resonance data and the data collection time information so as to be associated with each other. That storage means, and setting means for setting an adjustment period in which the set back from a predetermined cardiac phase in a subject heart rate to a desired value, based on the data collection time information, the predetermined heart A data set extraction means for extracting a data set necessary for image reconstruction from the magnetic resonance data collected before the time that is further the adjustment period further than the reference time with the time phase as a reference time; and the data set And a reconstruction means for performing image reconstruction based on the magnetic resonance imaging apparatus.

以上本発明によれば、患者の心拍（R-R）が変化した場合であっても、好適に冠動脈の描出することができる磁気共鳴イメージング装置を実現できる。 As described above, according to the present invention, it is possible to realize a magnetic resonance imaging apparatus that can appropriately depict a coronary artery even when the heart rate (R-R) of a patient changes.

以下、本発明の第１及び第２の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, first and second embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

（第１実施形態）
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１０のブロック構成図を示している。まず、本磁気共鳴イメージング装置１０の構成を、図１を参照しながら説明する。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus 10 according to this embodiment. First, the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described with reference to FIG.

本磁気共鳴イメージング装置１０は、静磁場磁石１１、傾斜磁場コイル１３、全身用高周波（RF）コイル１４、高周波受信コイル１５、傾斜磁場コイル駆動装置１７、全身用RFコイル駆動装置１８、RF受信部１９、コントローラ２０、演算装置２１、表示部２３、入力部２４、記憶部２５、ＥＣＧ装置３０内に格納されたＥＣＧ波形収集装置３１、R波時刻検出・記憶装置３２を具備している。 The magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a static magnetic field magnet 11, a gradient magnetic field coil 13, a whole body radio frequency (RF) coil 14, a high frequency receiving coil 15, a gradient magnetic field coil driving device 17, a whole body RF coil driving device 18, and an RF receiving unit. 19, a controller 20, a calculation device 21, a display unit 23, an input unit 24, a storage unit 25, an ECG waveform collection device 31 stored in the ECG device 30, and an R wave time detection / storage device 32.

静磁場磁石１１は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１１には、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用され、図示していない冷却系によって冷却される。 The static magnetic field magnet 11 is a magnet that generates a static magnetic field, and generates a uniform static magnetic field. For example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used as the static magnetic field magnet 11 and is cooled by a cooling system (not shown).

傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１よりも短軸な磁場コイルであり、静磁場磁石１１の内側に設けられる。傾斜磁場コイル１３は、傾斜磁場コイル駆動装置１７から供給されるパルス電流に基づいて、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの三方向に線形傾斜磁場分布を持つ傾斜磁場を形成する。この傾斜磁場コイル１３が発生する傾斜磁場によって、信号発生部位（位置）が特定される。 The gradient magnetic field coil 13 is a magnetic field coil having a shorter axis than the static magnetic field magnet 11 and is provided inside the static magnetic field magnet 11. The gradient coil 13 forms a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in three directions of X, Y, and Z orthogonal to each other based on the pulse current supplied from the gradient coil drive device 17. The signal generation site (position) is specified by the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field coil 13.

なお、Ｚ軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向（被検体の体軸方向）にとるものとする。また、本実施形態において、傾斜磁場コイル１３及び静磁場磁石１１は円筒形をしているものとする。また、傾斜磁場コイル１３は、所定の支持機構によって真空中に配置されていてもよい。これは、静音化の観点から、パルス電流の印加によって発生する傾斜磁場コイル１３の振動を、音波として外部に伝播させないためである。 In this embodiment, the Z-axis direction is the same as the direction of the static magnetic field (the body axis direction of the subject). In the present embodiment, the gradient magnetic field coil 13 and the static magnetic field magnet 11 are assumed to be cylindrical. Further, the gradient coil 13 may be disposed in a vacuum by a predetermined support mechanism. This is because the vibration of the gradient magnetic field coil 13 generated by applying the pulse current is not propagated to the outside as a sound wave from the viewpoint of noise reduction.

全身用RFコイル１４は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加するコイルである。また、例えば腹部等を撮影する場合には、受信コイルとしても使用される。 The whole-body RF coil 14 is a coil that applies a high-frequency pulse for generating a magnetic resonance signal to the imaging region of the subject. Further, for example, when photographing the abdomen, it is also used as a receiving coil.

高周波受信コイル（RF受信コイル）１５は、部位別に専用の形状を有した移動可能なサーフェスコイルである。 The high frequency receiving coil (RF receiving coil) 15 is a movable surface coil having a dedicated shape for each part.

全身用RFコイル駆動装置１８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部（それぞれ図示せず）を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを全身用RFコイル１４に送信する。当該送信によって全身用RFコイル１４から発生した高周波によって、被検体の所定原子核の磁化は、励起状態となる。 The whole-body RF coil driving device 18 includes an oscillation unit, a phase selection unit, a frequency conversion unit, an amplitude modulation unit, and a high-frequency power amplification unit (each not shown), and uses a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency for the whole body. Transmit to the RF coil 14. Due to the high frequency generated from the whole-body RF coil 14 by the transmission, the magnetization of the predetermined nucleus of the subject is in an excited state.

RF受信部１９は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、Ａ／Ｄ変換器（それぞれ図示せず）を有し、各レシーバから受信した各磁気共鳴信号（高周波信号）に対して、個別に所定の信号処理を施す。すなわち、受信部１９は、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、Ａ／Ｄ変換処理を施す。 The RF receiving unit 19 includes an amplifying unit, an intermediate frequency converting unit, a phase detecting unit, a filter, and an A / D converter (each not shown), and for each magnetic resonance signal (high frequency signal) received from each receiver. Then, predetermined signal processing is performed individually. That is, the reception unit 19 performs amplification processing, intermediate frequency conversion processing using a transmission frequency, phase detection processing, filter processing, A, on the magnetic resonance signal emitted when the nuclear magnetization relaxes from the excited state to the ground state. / D conversion processing is performed.

コントローラ２０は、図示していないＣＰＵ、メモリ等を有しており、システム全体の制御中枢として、本磁気共鳴イメージング装置を静的又は動的に制御する。特に、コントローラ２０は、パラレルイメージングを行う場合には、感度分布の異なる複数のRF受信コイルにより、並列的に磁気共鳴信号を受信・処理するための制御を行う。 The controller 20 includes a CPU, a memory, and the like (not shown), and statically or dynamically controls the magnetic resonance imaging apparatus as a control center of the entire system. In particular, when performing parallel imaging, the controller 20 performs control for receiving and processing magnetic resonance signals in parallel by a plurality of RF receiving coils having different sensitivity distributions.

また、コントローラ２０は、所定の制御プログラムに従って、後述するレトロスペクティブ撮影のためのパルス系列を発生するように、傾斜磁場コイル駆動装置１７、全身用RFコイル駆動装置１８を制御する。 Further, the controller 20 controls the gradient magnetic field coil driving device 17 and the whole body RF coil driving device 18 so as to generate a pulse sequence for retrospective imaging described later according to a predetermined control program.

演算装置２１は、RF受信部１９によってサンプリングされたディジタル信号を収集し、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。また、演算装置２１は、パラレルイメージングによる画像生成を実行する。ここで、パラレルイメージングとは、感度分布の異なる複数のRF受信コイルを用いて、位相エンコードを間引いたシーケンスを実行し、行列演算によって折り返しアーチファクトを除去する展開処理を行うことにより撮影時間を短縮化する技術である。パラレルイメージングを行った場合には、各コイルからの磁気共鳴信号からそれぞれ画像を再構成し、その後、各コイルの感度分布を使って、得られた複数枚の画像の後処理として展開処理を行い１枚の画像を生成する。 The arithmetic unit 21 collects the digital signals sampled by the RF receiver 19 and executes post-processing, that is, reconstruction such as Fourier transform, to obtain spectrum data or image data of desired nuclear spins in the subject. In addition, the arithmetic device 21 executes image generation by parallel imaging. Here, parallel imaging uses a plurality of RF receiver coils with different sensitivity distributions, executes a sequence with phase encoding thinned out, and performs expansion processing to remove aliasing artifacts by matrix calculation, thereby shortening imaging time. Technology. When parallel imaging is performed, each image is reconstructed from the magnetic resonance signals from each coil, and then development processing is performed as post-processing of the obtained images using the sensitivity distribution of each coil. One image is generated.

表示部２３は、コントローラ２０を介して演算装置２２から入力したスペクトラムデータあるいは画像データ等を表示する出力装置である。また、表示部２３は、マイクロコイル１５ａにより収集された診断部位に関する局部画像と広域コイル１５ｂに収集された広域画像とを、互いの位置関係を対応させ合成（重畳）して又は並べて同時に表示することもできる。 The display unit 23 is an output device that displays spectrum data or image data input from the arithmetic device 22 via the controller 20. In addition, the display unit 23 simultaneously displays a local image relating to a diagnostic site collected by the microcoil 15a and a wide area image collected by the wide area coil 15b in a manner that combines (superimposes) or arranges them in correspondence with each other. You can also.

入力部２４は、オペレータからの各種指示・命令・情報をとりこむため入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）を有している。 The input unit 24 has an input device (mouse, trackball, mode switch, keyboard, etc.) for capturing various instructions, commands, and information from the operator.

記憶部２５は、受信部１９を介して得られた再構成前の磁気共鳴信号データ、演算装置２１を介して得られた再構成後の磁気共鳴画像データ等を患者毎に記憶する。 The storage unit 25 stores, for each patient, magnetic resonance signal data before reconstruction obtained through the reception unit 19, magnetic resonance image data after reconstruction obtained through the arithmetic unit 21, and the like.

ＥＣＧ波形収集装置３１は、被検体Ｐの心臓の電気現象の時間変化を表すＥＣＧ波形を収集する。 The ECG waveform collection device 31 collects an ECG waveform representing a temporal change in the electrical phenomenon of the heart of the subject P.

R波時刻検出・記憶装置３２は、ＥＣＧ波形収集装置３１によって収集される各ＥＣＧ波形のR波発生時刻を検出し、記憶する。 The R wave time detection / storage device 32 detects and stores the R wave generation time of each ECG waveform collected by the ECG waveform collection device 31.

なお、ＥＣＧ波形収集装置３１及びR波時刻検出・記憶装置３２は、ともにＥＣＧ装置３０内に設けたが、構成はこれに限定されず、例えばR波時刻検出・記憶装置３２を磁気共鳴イメージング装置１０の本体側に設ける構成であってもよい。 The ECG waveform acquisition device 31 and the R wave time detection / storage device 32 are both provided in the ECG device 30. However, the configuration is not limited to this, and for example, the R wave time detection / storage device 32 is replaced with a magnetic resonance imaging device. 10 may be provided on the main body side.

（レトロスペクティブ撮影機能）
次に、本磁気共鳴イメージング装置１０が有するレトロスペクティブ撮影機能について説明する。この機能は、スキャン段階のものと後処理（特に、画像再構成）段階のものとに分けることができる。まずスキャン段階においては、一心拍における特定の時相（今の場合、ＥＣＧ波形でのR波発生時相）をトリガとして同一のエンコードパターンに従うスキャンを複数回実行する。後処理段階においては、スキャン実行よりも後段に発生する一心拍における同特定の時相を基準とし、ここから遡って上記スキャンにより得られたデータのうち画像再構成に必要なデータ（例えば、一枚分の画像データ）を用いて画像再構成を行うものである。 (Retrospective shooting function)
Next, the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus 10 will be described. This function can be divided into a scan stage and a post-processing (particularly image reconstruction) stage. First, in the scanning stage, scanning according to the same encoding pattern is executed a plurality of times using a specific time phase in one heartbeat (in this case, an R wave generation time phase in an ECG waveform) as a trigger. In the post-processing stage, the same time phase in one heartbeat that occurs later than the scan execution is used as a reference, and data necessary for image reconstruction (for example, one of the data obtained by the scan retroactively from here) The image reconstruction is performed using the image data for the number of sheets.

図２は、本磁気共鳴イメージング装置が有するレトロスペクティブ撮影機能を説明するための図であり、ＥＣＧ波形でのR波発生時刻とスキャンタイミングとの関係を示した図である。図中の各スキャン期間での開始時刻と終了時刻とを結ぶ斜線は、所定のエンコードパターンに従う一スキャンを象徴的に示したものである。また、この斜線が段階的に上昇しているのは（例えば、スキャンＢ_１、スキャンＢ_２の斜線は、スキャンＡ_１、スキャンＡ_２の斜線よりも一段高い。）、エンコードパターンを１ステップ進めていることを表現したものである。 FIG. 2 is a diagram for explaining the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus, and is a diagram showing the relationship between the R wave generation time in the ECG waveform and the scan timing. The diagonal lines connecting the start time and end time in each scan period in the figure symbolize one scan according to a predetermined encoding pattern. Further, the reason why the oblique lines are rising stepwise (for example, the oblique lines of scan B ₁ and scan B ₂ are one step higher than the oblique lines of scan A ₁ and scan A ₂ ) is to advance the encode pattern by one step. It expresses that

ここで、一スキャンとは、特定の断層面（スライス）選択のための傾斜磁場印加、特定の位相及び周波数エンコードパターンに従って実行される傾斜磁場印加、これらの磁場印加に従って読み出される磁気共鳴信号の受信までの一連の動作を意味するものとする。 Here, one scan means application of a gradient magnetic field for selecting a specific slice plane (slice), application of a gradient magnetic field executed in accordance with a specific phase and frequency encoding pattern, and reception of a magnetic resonance signal read out in accordance with the application of these magnetic fields. It means a series of operations up to.

図２に示すように、まず、時刻Ｔ_０において発生するR波をトリガとし、当該時刻Ｔ_０から一定のＥＣＧディレイ時間後にスキャンＡ_１を実施する。このスキャンＡ_１に続いて、当該Ａ_１と同一のエンコードパターンによるスキャンを少なくとも一回繰り返しデータを収集する。なお、図２の例においては、説明を簡単にするために、Ａ_１と同一のエンコードパターンによるスキャン（スキャンＡ_２）を一回繰り返した例を示している。 As shown in FIG. 2, first, the R wave generated at time T ₀ is used as a trigger, and the scan A ₁ is performed after a certain ECG delay time from the time T ₀ . Following this scan A ₁ , data is collected by repeating a scan with the same encoding pattern as that of A ₁ at least once. In the example of FIG. 2, for the sake of simplicity, an example in which a scan (scan A ₂ ) using the same encoding pattern as A ₁ is repeated once is shown.

次に、時刻Ｔ_０において発生するR波の次のR波（すなわち、時刻Ｔ_１において発生するR波）をトリガとし、スキャンＢ_１、及び当該スキャンＢ１と同じエンコードパターンによるスキャンＢ_２を、一定のディレイ時間後に実行させる。このスキャンＢ_１及びスキャンＢ_２は、エンコードパターンをスキャンＡ_１及びＡ_２から所定ステップ進めたスキャンである。 Next, using the R wave next to the R wave generated at time T ₀ (that is, the R wave generated at time T ₁ ) as a trigger, scan B ₁ and scan B ₂ having the same encoding pattern as scan B ₁ are Run after a certain delay time. The scan B ₁ and the scan B ₂ are scans in which the encode pattern is advanced by a predetermined step from the scans A ₁ and A ₂ .

これらのスキャンシーケンスは、全体を所定回数繰り返すことで冠動脈撮像に必要な３次元データのすべてを収集できるまで実行される。こうして得られるＭＲデータは、対応する各R波、及びデータ収集時刻情報と関連付けて記憶部２５に随時記憶される。なお、この時点でのデータ収集時刻情報との関連付けは必須ではなく、例えば本スキャンでのＴＲ、ＴＥ、サンプリング時間に基づいて、事後的にデータ収集時刻情報を計算する構成であってもよい。 These scan sequences are executed until all of the three-dimensional data necessary for coronary artery imaging can be collected by repeating the entire scan a predetermined number of times. The MR data obtained in this way is stored in the storage unit 25 as needed in association with each corresponding R wave and data collection time information. The association with the data collection time information at this time is not essential, and for example, the data collection time information may be calculated afterwards based on TR, TE, and sampling time in the main scan.

次に、データ収集時刻情報及びR波の時刻を元に、トリガとされたR波の次段のR波発生時刻から調整期間Ｔ_ａｊを挟んで時間的に遡り、収集したＭＲデータから画像再構成に必要なデータ数（画像一枚分のデータ数）を切り出して、トリガとされたR波発生後の拡張末期に関する心臓の動きを撮影するためのデータセットを生成し、画像再構成を行う。 Next, based on the data collection time information and the time of the R wave, the image is reconstructed from the collected MR data by going back in time from the R wave generation time of the next stage of the triggered R wave with the adjustment period T _aj interposed therebetween. Cut out the number of data required for composition (number of data for one image), generate a data set to capture the heart motion related to the end diastole after the triggering R wave generation, and perform image reconstruction .

すなわち、例えば時刻Ｔ_０において発生するR波をトリガとして収集されたスキャンデータ（スキャンＡ_１及びＡ_２に対応するデータ）に対し、次のR波の時刻Ｔ_１でのエンコードステップを検出する。図２においては、スキャンＡ_２のデータの途中で次のR波（時刻Ｔ_１のR波）が来ている。従って、まず、この時刻Ｔ_１から調整期間Ｔ_ａｊを挟んで時間的に遡り、スキャンＡ_２の最初のエンコードパターンまでのデータを切り出す。 That is, for example, for the scan data (data corresponding to the scans A ₁ and A ₂ ) collected with the R wave generated at time T ₀ as a trigger, the encoding step of the next R wave at time T ₁ is detected. In Figure 2, the next R-wave in the middle of the data in the scan A ₂ (R-wave at time T ₁₎ is coming. Therefore, first, the data up to the first encoding pattern of the scan A ₂ is cut out from the time T _{1 with the} adjustment period T _aj interposed therebetween.

しかし、このままでは完全なエンコードパターンのデータが揃わない。そのため、不足しているエンコードパターンに相当するデータを、図２に示すようにスキャンＡ_１から切り出す。なお、同一のエンコードパターンによるスキャンが３回以上実行されている場合には、不足分のエンコードパターンに相当するデータは、いずれのスキャンに対応するものであってもかまわない。しかしながら、患者の体動等を原因とするアーチファクトを低減させる観点から、なるべく時刻Ｔ_１に近いデータを用いることが好ましい。 However, complete encoding pattern data cannot be obtained as it is. Therefore, cut out data corresponding to the encoding pattern are missing, the scan A ₁ as shown in FIG. Note that when scanning with the same encoding pattern is performed three or more times, the data corresponding to the insufficient encoding pattern may correspond to any scan. However, from the viewpoint of reducing the artifacts caused by the patient's body motion or the like, it is preferable to use the data as close as possible to the time T _1.

次に、切り出されたスキャンＡ_１に対応するデータと、スキャンＡ_２に対応するデータとに基づいて、完全なエンコードパターンに対応するデータセットを生成する。すなわち、切り出されたスキャンＡ_１に対応するデータとスキャンＡ_２に対応するデータとは、エンコードパターンが連続するように並び替えられ、一組のデータセットとされる（図２の例では、スキャンＡ_１からスキャンＡ_２の順に並び替えられ、データセットが生成される）。 Then, the data corresponding to the scan A ₁ cut out, on the basis of the data corresponding to the scan A _2, and generates a data set corresponding to a complete encoding pattern. That is, the data corresponding to the cut-out scan A ₁ and the data corresponding to the scan A ₂ are rearranged so that the encoding patterns are continuous to form a set of data (in the example of FIG. A data set is generated by rearranging from A ₁ to Scan A ₂ ).

この様な、トリガとされたR波の次のR波発生時刻を基準として遡るデータの切り出し、及びその並び替えは、次のR波に対するデータ（スキャンＢ_１及びＢ_２）並びに、その後に連続する全ステップのエンコードに対応するデータについて適用され、所定のR波発生後の拡張末期に関する心臓の動きを撮影するための全データセットが生成される。 The extraction and rearrangement of data that goes back on the basis of the next R wave generation time of the triggered R wave as described above, and the subsequent R wave data (scan B ₁ and B ₂ ) and the subsequent This is applied to the data corresponding to the encoding of all the steps to generate an entire data set for photographing the heart motion related to the end diastole after the predetermined R wave generation.

なお、図２中の調整期間Ｔ_ａｊは、任意の値（時間）に設定可能である。例えば、トリガとしたR波の次段のR波から遡って必要なデータ量を切り出す際、厳密に次段のR波の発生時刻ちょうどから実行したい場合には、入力部２４に設けられた所定のスイッチ等を操作することで、Ｔ_ａｊ＝０と設定すればよい。 Note that the adjustment period T _aj in FIG. 2 can be set to an arbitrary value (time). For example, when the necessary amount of data is extracted retroactively from the R wave of the next stage of the R wave as a trigger, when it is desired to execute exactly from the generation time of the R wave of the next stage, the predetermined unit provided in the input unit 24 It is only necessary to set T _aj = 0 by operating the switch.

この様な調整時間Ｔ_ａｊの積極的な調整は、患者毎に心血流動態のばらつきが存在する場合に、特に実益がある。これにより、より冠動脈描出に適したデータ切り出しを実現することができる。 Such an active adjustment of the adjustment time _Taj is particularly beneficial when there are variations in cardiovascular dynamics from patient to patient. Thereby, it is possible to realize data cutout more suitable for coronary artery depiction.

また、本実施形態では、調整期間Ｔ_ａｊは図２、図３に示すように各スキャンにおいて一律（一定値）とした。しかし、撮影時の息止め等によって１心拍の周期が変化する場合もあることから、例えばスキャン毎に積極的に調整する構成であってもよい。 In the present embodiment, the adjustment period _Taj is uniform (constant value) in each scan as shown in FIGS. However, since the period of one heartbeat may change due to breath holding or the like at the time of photographing, a configuration in which adjustment is performed positively for each scan, for example, may be used.

（撮影動作）
次に、上記レトロスペクティブ撮影機能を用いた冠動脈の撮影動作について説明する。 (Shooting operation)
Next, the imaging operation of the coronary artery using the retrospective imaging function will be described.

図４は、本磁気共鳴イメージング装置１０が冠動脈の撮影において実施する各処理の流れを示したフローチャートである。 FIG. 4 is a flowchart showing the flow of each process performed by the magnetic resonance imaging apparatus 10 in imaging of coronary arteries.

まず、心臓を含む所定領域について、RF受信コイル１５から磁気共鳴信号を受信しながら、位置決め用撮影（パイロットスキャン）を行う（ステップＳ１）。当該パイロットスキャンによって得られた各磁気共鳴信号は、演算装置２１においてそれぞれ再構成され、展開処理が施されて１枚の画像が表示部２３に位置決め画像として表示されると共に、記憶部２５に記憶される。 First, imaging for positioning (pilot scan) is performed on a predetermined region including the heart while receiving a magnetic resonance signal from the RF receiving coil 15 (step S1). Each magnetic resonance signal obtained by the pilot scan is reconstructed in the arithmetic unit 21 and subjected to a development process so that one image is displayed as a positioning image on the display unit 23 and stored in the storage unit 25. Is done.

次に、表示された位置決め画像を参照しながら診断対象となる冠動脈の位置を把握し、RF受信コイル１５を適切な位置に合わせ、撮影断面の位置を決定する（ステップＳ２）。 Next, the position of the coronary artery to be diagnosed is grasped while referring to the displayed positioning image, the RF receiving coil 15 is adjusted to an appropriate position, and the position of the imaging section is determined (step S2).

次に、当該撮影断面についてのスキャンを実行する（ステップＳ３）。このとき、各R波の発生タイミングに対応して実行されるスキャンは、図２（又は図３）に示した様に、同一エンコードパターンにより少なくとも二回以上実行される。 Next, a scan for the imaging section is executed (step S3). At this time, as shown in FIG. 2 (or FIG. 3), the scan executed corresponding to the generation timing of each R wave is executed at least twice with the same encoding pattern.

次に、実行したパルス系列と時間的に関連付けて記憶しておいたR波の時刻を元に、時間的に遡って、収集したデータから画像再構成に必要なデータ数を切り出し、並べ替えて当該R波に対応する完全なエンコードパターンに相当するデータを生成する（ステップＳ４）。 Next, based on the R-wave time stored in association with the executed pulse sequence, the number of data necessary for image reconstruction is extracted from the collected data and rearranged. Data corresponding to a complete encoding pattern corresponding to the R wave is generated (step S4).

次に、得られた３次元データセットを用いて、画像再構成を実行し（ステップＳ５）、得られたＭＲ画像を表示部２３に表示する（ステップＳ６）。 Next, image reconstruction is executed using the obtained three-dimensional data set (step S5), and the obtained MR image is displayed on the display unit 23 (step S6).

以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.

本磁気共鳴イメージング装置によれば、トリガとされたR波よりも後段のいずれかのR波発生時刻を基準とし、当該時刻から遡って時間的に最も新しいスキャンによって得られたデータを採用し、また、当該データに足りないデータについては、当該スキャンと同一のエンコードパターンによって得られたできる限り時間的に新しいスキャンによって得られたデータを利用して、完全な三次元データを生成する。従って、患者のR-R間隔が変化しても、常に心フェーズにおける拡張末期でのデータ収集が可能となり、良好な冠動脈像を安定して得ることができる。 According to this magnetic resonance imaging apparatus, with reference to the R wave generation time at a later stage than the triggered R wave, the data obtained by the latest scan in time from the time is adopted, In addition, for data that is insufficient for the data, complete three-dimensional data is generated using data obtained by a scan that is as new as possible and obtained by the same encoding pattern as the scan. Therefore, even if the patient's RR interval changes, it is always possible to collect data at the end diastole in the cardiac phase, and a good coronary artery image can be stably obtained.

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。本実施形態は、第１の実施形態の様にＥＣＧディレイを採用せず、連続的なスキャンを実行して上記レトロスペクティブ機能による撮影を行うものである。 (Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the ECG delay is not adopted as in the first embodiment, and continuous scanning is performed to perform imaging using the retrospective function.

図５は、第２の実施形態に係るレトロスペクティブ撮影機能を説明するための図であり、R波発生時刻とスキャンタイミングとの関係を示した図である。 FIG. 5 is a diagram for explaining the retrospective imaging function according to the second embodiment, and is a diagram illustrating the relationship between the R wave generation time and the scan timing.

まず、患者の（凡その）平均的なR-R時間を求め、それよりも所定時間長い期間を基準期間に設定する。次に、この基準期間内において、図５に示すように、同じエンコードパターンのスキャンを繰り返し連続的に実行してデータ収集を行う。こうして収集された各位相エンコードパターンに対応するＭＲデータは、対応する各R波、及びデータ収集時刻情報と関連付けて記憶部２５に随時記憶される。 First, the average (R-R) time of the patient is obtained, and a period longer than that is set as the reference period. Next, within this reference period, as shown in FIG. 5, the same encode pattern is repeatedly and continuously executed to collect data. MR data corresponding to each phase encoding pattern collected in this way is stored in the storage unit 25 as needed in association with each corresponding R wave and data collection time information.

データ収集後は、データ収集時刻情報及び各R波の発生時刻を元に、第１の実施形態と同様の手順にて、トリガとされたR波よりも後段のいずれかのR波発生時刻を基準とし、当該時刻から時間的に遡って収集したＭＲデータから画像再構成に必要なデータ数を切り出し並び替えることにより、所定のR波発生後の拡張末期に関する心臓の動きを撮影するためのデータセットを生成し、画像再構成を行う。 After data collection, based on the data collection time information and the generation time of each R wave, the R wave generation time in the stage after the triggering R wave is determined in the same procedure as in the first embodiment. Data for imaging heart motion related to the end diastole after the occurrence of a predetermined R wave by cutting out and rearranging the number of data necessary for image reconstruction from MR data collected retrospectively from the time as a reference A set is generated and image reconstruction is performed.

なお、図５中の調整期間Ｔ_ａｊは、任意の値（時間）に設定可能である点は、第１の実施形態と同様である。例えば、Ｔ_ａｊ＝０に設定することで、図６に示すように、次段のR波の発生時刻ちょうどを基準とし、ここから遡って再構成に必要なデータの切り出しを行うことができる。 Note that the adjustment period T _aj in FIG. 5 can be set to an arbitrary value (time), as in the first embodiment. For example, by setting T _aj = 0, as shown in FIG. 6, it is possible to extract data necessary for reconstruction retroactively from the next R wave generation time as a reference.

（撮影動作）
本実施形態に係る装置による冠動脈の撮影は、図３のステップＳ３においてＥＣＧディレイを採用しない連続的なスキャンを実行し、ステップＳ４において上記レトロスペクティブ機能を用いたデータ切り出し・並び替えを実行することで、実行される。 (Shooting operation)
The coronary artery is imaged by the apparatus according to the present embodiment by performing a continuous scan that does not employ an ECG delay in step S3 of FIG. 3, and performing data segmentation and rearrangement using the retrospective function in step S4. Executed.

以上述べた構成によれば、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。加えて、RFパルスが中断することがないため、スピン系の定常状態が保たれ、冠動脈の描出能がより改善されると期待される。 According to the configuration described above, the same effect as in the first embodiment can be obtained. In addition, since the RF pulse is not interrupted, it is expected that the steady state of the spin system is maintained and the ability to depict the coronary artery is further improved.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。具体的には、例えば次のような変形例がある。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. Specifically, for example, there are the following modifications.

（１）上記実施形態では、不足したデータは、直前のデータセットから切り出した。これに対し、同一の位相エンコードによるスキャンを３回以上実行する場合には、直前以外の同一エンコードパターンのデータセットから切り出す、若しくは補間して求める様にしても良い。例えば、R-R間隔が極端に短くなり、R波から遡って必要なデータ数が得られない場合等では、最寄の同一エンコードパターンのデータから切り出して使用したり、隣接するデータから補間して用いる構成であっても良い。 (1) In the above embodiment, the deficient data is cut out from the immediately preceding data set. On the other hand, when the scan by the same phase encoding is executed three times or more, it may be obtained by cutting out or interpolating from a data set of the same encoding pattern other than the previous one. For example, if the RR interval becomes extremely short and the required number of data cannot be obtained by going back from the R wave, it can be used by cutting out from the nearest data of the same encoding pattern or by interpolating from adjacent data It may be a configuration.

（２）上記実施形態では、再構成に必要なデータの切り出しは、トリガとされたR波の直後のR波発生時刻を基準として実行されている。これは、「スキャントリガ−再構成基準時刻」を「R-R」間隔とし、再構成でのデータ切り出しについての基準時刻を、トリガ直後の心拍における同一時相とするものである。 (2) In the above embodiment, the extraction of data necessary for reconstruction is executed based on the R wave generation time immediately after the triggered R wave. In this case, the “scan trigger-reconstruction reference time” is set to the “R-R” interval, and the reference time for data extraction in the reconstruction is set to the same time phase in the heartbeat immediately after the trigger.

しかしながら、必ずしも「スキャントリガ−再構成基準時刻」を「R-R」間隔とする必要はなく、例えば「スキャントリガ−再構成基準時刻」を「2R-R」（再構成でのデータ切り出し基準時刻を、トリガから一つおきの心拍における同一時相とするもの）、「3R-R」（再構成でのデータ切り出し基準時刻を、トリガから二つおきの心拍における同一時相とするもの）、さらにそれ以上の間隔とする構成であってもよい。 However, the “scan trigger-reconstruction reference time” is not necessarily set to the “RR” interval. For example, the “scan trigger-reconstruction reference time” is set to “2R-R” (the data extraction reference time in the reconstruction is “3R-R” (the data extraction reference time for reconstruction is the same time phase for every other heartbeat from the trigger), and more The structure set as the above space | interval may be sufficient.

（３）上記各実施形態においては、心拍に関する情報としてＥＣＧ波形を利用し、トリガ基準時刻及び後処理のための基準時刻として、R波発生時刻を利用する構成であった。しかしながら、心拍に関する情報として利用するものはＥＣＧ波形に限定されず、各時刻での心臓の運動（すなわち心拍）を把握することができる情報であれば、どんなものであってもよい。他の具体例としては、脈波形、血流情報、他のモダリティ（例えば、超音波診断装置）によって得られる画像、当該磁気共鳴イメージング装置によって得られるＭＲ信号が挙げられる。 (3) In each of the above embodiments, an ECG waveform is used as information about the heartbeat, and the R wave generation time is used as the trigger reference time and the reference time for post-processing. However, what is used as information about the heartbeat is not limited to the ECG waveform, and any information can be used as long as it can grasp the heart motion (that is, heartbeat) at each time. Other specific examples include pulse waveforms, blood flow information, images obtained by other modalities (for example, an ultrasonic diagnostic apparatus), and MR signals obtained by the magnetic resonance imaging apparatus.

特に、磁気共鳴イメージング装置によって得られるＭＲ信号を利用する場合には、高周波磁場及び傾斜磁場からなるパルス系列の連続印加により、ゼロエンコードでのデータ収集を連続的に行い、そのデータあるいはそれを一次元フーリエ変換したデータの変化をトリガとしてイメージング用のスキャンを実行すればよい。すなわち、当該磁気共鳴イメージング装置によって心臓の運動に由来するＭＲ信号を取り続け、これに基づいて上記レトロスペクティブ機能を実行する構成であってもよい。 In particular, when MR signals obtained by a magnetic resonance imaging apparatus are used, data acquisition in zero encoding is continuously performed by continuously applying a pulse sequence composed of a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field, and the data or the primary data is collected. An imaging scan may be executed by using a change in the original Fourier transformed data as a trigger. That is, a configuration may be adopted in which MR signals derived from heart motion are continuously acquired by the magnetic resonance imaging apparatus, and the retrospective function is executed based on the MR signals.

（４）上記第２の実施形態においては、一心拍における特定の心時相（例えば、ＥＣＧ波形でのR波発生時相）をトリガとしてスキャンを開始した。しかしながら、スキャンの開始は、必ずしも一心拍における特定の心時相とする必要はなく、任意の時刻とする構成であってもよい。 (4) In the second embodiment, scanning is started with a specific cardiac time phase in one heartbeat (for example, an R wave generation time phase in an ECG waveform) as a trigger. However, the start of the scan does not necessarily have to be a specific cardiac time phase in one heartbeat, and may be configured to have an arbitrary time.

また、各実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 Moreover, you may delete some components from all the components shown by each embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１０のブロック構成図を示している。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus 10 according to this embodiment. 図２は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が有するレトロスペクティブ撮影機能を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が有するレトロスペクティブ撮影機能の変形例を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a modified example of the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 図４は、磁気共鳴イメージング装置１０が冠動脈の撮影において実施する各処理の流れを示したフローチャートである。FIG. 4 is a flowchart showing the flow of each process performed by the magnetic resonance imaging apparatus 10 in the imaging of the coronary artery. 図５は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が有するレトロスペクティブ撮影機能を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. 図６は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が有するレトロスペクティブ撮影機能の変形例を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a modified example of the retrospective imaging function of the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment. 図７は、従来の磁気共鳴イメージング装置が実行する冠動脈撮影を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining coronary angiography performed by a conventional magnetic resonance imaging apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

１０…磁気共鳴イメージング装置、１１…静磁場磁石、１３…傾斜磁場コイル、１４…全身用高周波（RF）コイル、１５…高周波受信コイル、１７…傾斜磁場コイル駆動装置、１８…全身用RFコイル駆動装置、１９…RF受信部、２０…コントローラ、２１…演算装置、２３…表示部、２４…入力部、２５…記憶部、３０…ＥＣＧ装置、３１…ＥＣＧ波形収集装置、３２…R波時刻検出・記憶装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 11 ... Static magnetic field magnet, 13 ... Gradient magnetic field coil, 14 ... Whole body radio frequency (RF) coil, 15 ... High frequency receiving coil, 17 ... Gradient magnetic field coil drive device, 18 ... Whole body RF coil drive Device: 19 ... RF receiving unit, 20 ... controller, 21 ... arithmetic unit, 23 ... display unit, 24 ... input unit, 25 ... storage unit, 30 ... ECG device, 31 ... ECG waveform collecting device, 32 ... R wave time detection ·Storage device

Claims

静磁場中に配置された被検体に対して高周波磁場及び傾斜磁場を印加することで、当該被検体において発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴イメージング装置において、
第１の心拍における所定の心時相をトリガとして所定の遅延時間後、心臓を撮影するためのデータ収集パルス系列を同一の位相エンコードパターンにつき少なくとも二回以上繰り返し発生するパルス系列発生手段と、
前記データ収集パルス系列に基づいて、高周波磁場及び傾斜磁場を発生し前記被検体に印加する磁場発生手段と、
前記被検体において発生する磁気共鳴信号を検出し、これに基づいて磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、
前記磁気共鳴データとデータ収集時刻情報とを対応づけることができるように記憶する記憶手段と、
前記所定の心時相から遡って設定される調整期間を所望の値に設定するための設定手段と、
前記データ収集時刻情報に基づいて、前記第１の心拍よりも後に発生する第２の心拍における前記所定の心時相を基準時刻とし、当該基準時刻からさらに前記調整期間だけ遡った時刻以前に収集された前記磁気共鳴データから、画像再構成に必要なデータセットを抽出するデータセット抽出手段と、
前記データセットに基づいて画像再構成を実行する再構成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 In a magnetic resonance imaging apparatus that detects a magnetic resonance signal generated in a subject by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject arranged in a static magnetic field,
Pulse sequence generating means for repeatedly generating a data acquisition pulse sequence for imaging the heart at least twice per same phase encoding pattern after a predetermined delay time triggered by a predetermined cardiac time phase in the first heartbeat;
Magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field based on the data collection pulse sequence and applying the magnetic field to the subject;
Data collecting means for detecting magnetic resonance signals generated in the subject and collecting magnetic resonance data based on the signals;
Storage means for storing the magnetic resonance data and data collection time information so as to be associated with each other;
Setting means for setting an adjustment period set retrospectively from the predetermined cardiac phase to a desired value;
Based on the data collection time information, the predetermined cardiac time phase in the second heartbeat that occurs after the first heartbeat is used as a reference time, and is collected before the time that is further back from the reference time by the adjustment period. A data set extraction means for extracting a data set necessary for image reconstruction from the magnetic resonance data,
Reconstruction means for performing image reconstruction based on the data set;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

静磁場中に配置された被検体に対して高周波磁場及び傾斜磁場を印加することで、当該被検体において発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴イメージング装置において、
心臓を撮影するためのデータ収集パルス系列を同一の位相エンコードパターンにつき少なくとも二回以上繰り返し発生し、且つ各位相エンコードパターンに関するデータ収集パルス系列を連続的に発生するパルス系列発生手段と、
前記データ収集パルス系列に基づいて、高周波磁場及び傾斜磁場を発生し前記被検体に印加する磁場発生手段と、
前記被検体において発生する磁気共鳴信号を検出し、これに基づいて磁気共鳴データを収集するデータ収集手段と、
前記磁気共鳴データとデータ収集時刻情報とを対応づけることができるように記憶する記憶手段と、
前記被検体の心拍における所定の心時相から遡って設定される調整期間を所望の値に設定するための設定手段と、
前記データ収集時刻情報に基づいて、前記所定の心時相を基準時刻とし、当該基準時刻からさらに前記調整期間だけ遡った時刻以前に収集された前記磁気共鳴データから、画像再構成に必要なデータセットを抽出するデータセット抽出手段と、
前記データセットに基づいて画像再構成を実行する再構成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 In a magnetic resonance imaging apparatus that detects a magnetic resonance signal generated in a subject by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject arranged in a static magnetic field,
A pulse sequence generating means for repeatedly generating a data acquisition pulse sequence for imaging the heart at least twice for the same phase encoding pattern and continuously generating a data acquisition pulse sequence for each phase encoding pattern;
Magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field based on the data collection pulse sequence and applying the magnetic field to the subject;
Data collecting means for detecting magnetic resonance signals generated in the subject and collecting magnetic resonance data based on the signals;
Storage means for storing the magnetic resonance data and data collection time information so as to be associated with each other;
Setting means for setting an adjustment period set retrospectively from a predetermined cardiac phase in the heartbeat of the subject to a desired value;
Based on the data collection time information, the predetermined cardiac time phase is set as a reference time, and data necessary for image reconstruction is acquired from the magnetic resonance data collected before the reference time and a time that is further back by the adjustment period. A data set extraction means for extracting the set;
Reconstruction means for performing image reconstruction based on the data set;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

前記データセット抽出手段は、前記所定の心時相に近いデータ収集時刻を優先させて前記データセットを生成することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。 4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the data set extraction unit generates the data set by giving priority to a data collection time close to the predetermined cardiac phase. 5. .

前記パルス系列発生手段は、前記同一の位相エンコードパターンによるデータ収集パルス系列の繰り返し発生を、少なくとも当該被検体の平均心拍時間よりも長く実行することを特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置。 3. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the pulse sequence generation unit repeatedly generates the data collection pulse sequence based on the same phase encoding pattern for at least longer than the average heartbeat time of the subject. Imaging device.

前記データセット抽出手段は、前記当該基準時刻から遡った期間に収集された前記磁気共鳴データを連続するエンコードパターンに並べ替えることで、前記データセットを抽出すること特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。 The data set extraction unit, wherein by rearranging the magnetic resonance data collected in the period going back from the reference time to the encoding pattern continuing, of claim 1, wherein extracting the data set The magnetic resonance imaging apparatus as described in any one of them.

前記データセット抽出手段は、前記被検体の心臓の動きについてのボリュームデータセットを生成し、
前記再構成手段は、前記ボリュームデータセットに基づいて三次元画像再構成を実行すること、
を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。 The data set extraction means generates a volume data set for the heart motion of the subject;
The reconstruction means performs three-dimensional image reconstruction based on the volume data set;
Magnetic resonance imaging apparatus as claimed in any one of claims 1 to 5, characterized in.