JP5175420B2 - MRI apparatus and MR imaging method - Google Patents

Description

本発明は、被検体の血流を非造影でイメージングする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）を強調したＭＲＡ（ＭＡアンギオグラフィ）を行うことができ、ＰＩ（パラレルイメージング）法やＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向における非対称フーリエイメージング：Asymmetric Fourier Imaging）法に特に有効なＭＲＩ装置及びＭＲイメージングに関する。   The present invention relates to an MRI apparatus and an MR imaging method for imaging a blood flow of a subject in a non-contrast manner, and in particular, an effect due to blood flow inflow using an electrocardiographic synchronization method (that is, imaging of a fresh blood flow). MRA (MA angiography) emphasizing the effect of increasing MR signal value with inflow into the region (inflow effect) can be performed, PI (parallel imaging) method and PE-AFI (asymmetric Fourier in phase encoding direction) The present invention relates to an MRI apparatus and MR imaging particularly effective for the Asymmetric Fourier Imaging method.

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（エコー信号など）から画像を再構成する撮像法である。   In magnetic resonance imaging, the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with a high-frequency signal of its Larmor frequency, and an image is reconstructed from the MR signal (echo signal, etc.) generated by this excitation. This is an imaging method.

この磁気共鳴イメージングをフーリエ変換法で行う場合、収集したエコー信号が受信処理されてエコーデータが生成され、このエコーデータが一度、ｋ空間（周波数空間又はフーリエ空間とも呼ばれる）に配置される。このｋ空間を埋めたエコーデータの組がフーリエ変換されて実空間の画像に再構成される。   When this magnetic resonance imaging is performed by the Fourier transform method, the collected echo signals are received and processed to generate echo data, and this echo data is once arranged in k-space (also called frequency space or Fourier space). A set of echo data filling the k space is Fourier transformed to be reconstructed into a real space image.

この一連の処理において、従来、収集したエコーデータはリニア・オーダ（linear order）又はセントリック・オーダ（centric order）と呼ばれる順序でｋ空間に配置されることが多かった。リニア・オーダはｋ空間の位相エンコード方向の端（高周波側）からその中心部に向かってエコーデータを順に配置する手法である。これに対し、セントリック・オーダはｋ空間の中心部（低周波域）からエコーデータの配置を開始する手法である。   In this series of processing, the collected echo data has been conventionally arranged in the k-space in an order called a linear order or a centric order. The linear order is a technique in which echo data is sequentially arranged from the end (high frequency side) in the phase encoding direction of k-space toward the center thereof. On the other hand, the centric order is a method of starting the arrangement of echo data from the center (low frequency range) of the k space.

しかしながら、上述したリニア・オーダや、セントリック・オーダに基づくデータ配置順は必ずしも、近年のイメージング法やパルスシーケンスの多様化及び複雑化に十分に対応できていない。例えば、リニア・オーダについては、心電信号を同期信号として用いる心電同期法に拠るＭＲイメージングを行う場合、心電信号に含まれるＲ波に応答したトリガ信号からｋ空間の位相エンコード方向の中心位置（つまり、零エンコード位置）に配置するデータ収集までの時間が長くなり、動脈の描出能が低下することが指摘されていた。この問題は、位相エンコード方向にＡＦＩ法を実施するＰＥ−ＡＦＩ法のときに特に顕著であった。   However, the data arrangement order based on the above-described linear order and centric order is not necessarily sufficient for the recent diversification and complexity of imaging methods and pulse sequences. For example, in the case of linear order, when MR imaging based on an electrocardiographic synchronization method using an electrocardiogram signal as a synchronization signal is performed, the center of the phase encoding direction in the k space from the trigger signal in response to the R wave included in the electrocardiogram signal It has been pointed out that the time until data collection at the position (that is, the zero encoding position) is increased, and the ability to depict the artery is reduced. This problem is particularly remarkable in the PE-AFI method in which the AFI method is performed in the phase encoding direction.

また、セントリック・オーダに関しては、エコー信号が定常状態になる前にｋ空間の零エンコード位置（中心位置）に配置するエコーデータが収集されるため、再構成された画像上にエンコードゴーストが発生し易く、このため、画質が劣化するという問題があった。   Also, for centric orders, echo data is collected at the zero-encoding position (center position) in k-space before the echo signal reaches a steady state, so an encoded ghost is generated on the reconstructed image. Therefore, there is a problem that the image quality deteriorates.

このセントリック・オーダに基づくデータ収集順を更に発展させた手法として、特許文献１に記載の手法も知られている。この文献には、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準備用スキャンとしてのＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行を通して事前に設定し、この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し、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ことが記載されている。かかるイメージングスキャンにより実行されるパルスシーケンスは、高信号時相域で収集したエコー信号がｋ空間の中心部の所望の低周波領域に優先的に配置されるようになっている。
特開２００１−１７８７０１号公報 As a technique that further develops the data collection order based on this centric order, a technique described in Patent Document 1 is also known. In this document, optimal synchronization timing corresponding to a high signal time phase region that is used for an imaging scan based on the electrocardiogram synchronization method and exhibits a high signal value is set in advance through execution of an ECG-prep scan as a preparation scan. In addition, it is described that an echo signal is collected by executing an imaging scan synchronized with the optimum delay time, and the echo signal is arranged in the k space, and the arrangement signal is subjected to reconstruction processing to generate an image. . In the pulse sequence executed by such an imaging scan, echo signals collected in the high signal time phase region are preferentially arranged in a desired low frequency region in the center of the k space.
JP 2001-178701 A

しかしながら、上述した特許文献１に記載のエコーデータの収集順は、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により血流のインフロー効果を強調する場合に好適なものであって、前述したように、ＰＩ法により高速イメージングを行う場合や、ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ法とを組み合わせて高速イメージングを行う場合には、かかるインフロー効果を十分に強調できてはいなかった。その理由は、主に、ＰＩ法による実収集エンコード数の減少及びＰＥ−ＡＦＩ法によるｋ空間のＰＥ方向への非対称性を考慮に入れて、１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように設定してはいなかった、ということに因る。このため、ＰＩ法を使用したり、ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ法とを併用したりする場合であっても、ＰＩ法の高速性を損なわずに、血流と実質部との間の十分なコントラストを確保し、画質を高めて欲しいとする要求があった。   However, the order of collecting the echo data described in Patent Document 1 described above is suitable when the blood flow inflow effect is emphasized by a pulse sequence based on a two-dimensional or three-dimensional segmented FFE (seg. FFE) method. However, as described above, when high-speed imaging is performed by the PI method, or when high-speed imaging is performed by combining the PI method and the PE-AFI method, the inflow effect cannot be sufficiently emphasized. There wasn't. The reason for this is that the echoes collected at the desired time phase in one cardiac cycle mainly take into account the decrease in the number of actual collection encodes by the PI method and the asymmetry of the k space in the PE direction by the PE-AFI method. This is because the data is not set to be arranged at the center including the zero encoding position in the phase encoding direction of the k space. For this reason, even when the PI method is used or when the PI method and the PE-AFI method are used in combination, the sufficient speed between the blood flow and the substantial part is not impaired without impairing the high speed of the PI method. There was a demand to ensure contrast and improve image quality.

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、ＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法などの高速イメージングを実行する場合に、造影剤を投与すること無く血流を撮像でき、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に強調して、その血流と実質部とのコントラストを向上させた高画質のＭＲＡ像を提供する、ことである。   The present invention has been made to overcome the current state of the prior art, and its purpose is to perform blood flow without administering a contrast agent when performing high-speed imaging such as the PI method or PE-AFI method. A high-quality MRA image that enhances the contrast between the blood flow and the substantial part by emphasizing the inflow effect of the blood flow to the maximum, even for blood flow that can be imaged and the flow state changes Is to provide.

上述した目的を達成するために、本発明の１つの態様に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行する。このＭＲＩ装置は、前記被検体の心時相を表す情報を検出する心時相検出手段と、前記心時相検出手段により検出された心時相を表す情報に同期した同期撮像法の下で、前記被検体の１心周期のうちの所望の心時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるよう前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスを用いて、前記被検体の所望領域にイメージング用スキャンを実行するとともに当該イメージング用スキャンの実行により発生したエコー信号を収集するスキャン手段と、前記スキャン手段により収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置するデータ配置手段と、前記データ配置手段により配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する画像再構成手段と、を備えたことを特徴とする。 In order to achieve the above-described object, according to an MRI apparatus according to one aspect of the present invention, MR (magnetic resonance) imaging is performed on a desired region of a subject in synchronization with information representing a cardiac time phase of the subject. Run. The MRI apparatus includes a cardiac time phase detecting means for detecting information representing a cardiac time phase of the subject, and a synchronous imaging method synchronized with the information representing the cardiac time phase detected by the cardiac time phase detecting means. The echo data collection order can be changed so that echo data collected at a desired cardiac time phase in one cardiac cycle of the subject is arranged at the center including the zero encoding position in the phase encoding direction of k-space. A scan means for performing an imaging scan on a desired region of the subject using a simple pulse sequence and collecting an echo signal generated by the execution of the imaging scan; and an echo signal collected by the scan means Data placement means that generates echo data and places it in the k-space, and real space from the k-space echo data placed by the data placement means Characterized by comprising an image reconstruction means for reconstructing an image.

一例として、前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、この情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備え、前記スキャン手段は、前記同期信号に順次現われるトリガ信号それぞれに同期して前記パルスシーケンスに基づくイメージング用スキャンを実行させる手段を含んでいてもよい。   As an example, the cardiac time phase detection means includes means for detecting pulse wave information of the subject, and means for generating a synchronization signal for use in the synchronous imaging method from this information, and the scanning means includes the Means for executing an imaging scan based on the pulse sequence in synchronization with each of the trigger signals sequentially appearing in the synchronization signal may be included.

また、本発明の別の態様に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記被検体の心時相を表すトリガ信号を検出する心時相検出手段と、前記心時相検出手段により検出されるトリガ信号それぞれに順次、同期して前記トリガ信号から所定の遅延時間後に収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスによるスキャンを前記被検体の所望領域に順次実行するとともに当該スキャンの実行により発生したエコー信号を収集するスキャン手段と、前記スキャン手段により収集されたエコー信号から前記所望部位の血管像を作成する画像作成手段とを、を備えたことを特徴とする。 According to the MRI apparatus according to another aspect of the present invention, MR (magnetic resonance) imaging is performed on a desired region of the subject in synchronization with information representing the cardiac time phase of the subject. And a predetermined delay time from the trigger signal in synchronization with each of the trigger signal detected by the cardiac phase detector and the trigger signal detected by the cardiac phase detector. A scan based on a pulse sequence that can change the collection order of the echo data so that echo data to be collected later is arranged at the center including the zero encode position in the phase encode direction of the k space is sequentially executed on a desired region of the subject. Scanning means for collecting echo signals generated by the execution of the scan, and the desired signal from the echo signals collected by the scanning means. And image forming means for forming a position of blood vessel image, characterized by comprising a.

さらに、本発明の更に別の態様に係るＭＲイメージング方法は、被検体の所望領域に心電同期法に拠るＭＲ（磁気共鳴）イメージングを行うもので、前記被検体の１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスを準備し、前記パルスシーケンスを用いて前記心電同期法の下で前記被検体の所望領域に対してイメージング用スキャンを実行して収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置し、前記配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する、ことを特徴とする。 Furthermore, an MR imaging method according to still another aspect of the present invention performs MR (magnetic resonance) imaging based on an electrocardiographic synchronization method on a desired region of a subject, and a desired one of one cardiac cycle of the subject. Preparing a pulse sequence capable of changing the collection order of the echo data so that the echo data collected in the time phase is arranged at the center including the zero encoding position in the phase encoding direction of the k-space, and using the pulse sequence An echo signal collected by executing an imaging scan on a desired region of the subject under the electrocardiogram synchronization method is generated in the echo data and arranged in the k space, and the arranged k space A real-space image is reconstructed from the echo data of.

本発明によれば、とくに、所望のパルスシーケンスにＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法などの高速イメージングを併用して実行する場合に、造影剤を投与すること無く撮影できる一方で、流れが拍動する血流であっても、血流のインフロー効果を最大限に強調して、その血流と実質部とのコントラストを向上させた高画質のＭＲＡ像を提供することができる。   According to the present invention, particularly when high-speed imaging such as the PI method or PE-AFI method is used in combination with a desired pulse sequence, imaging can be performed without administering a contrast agent, but the flow pulsates. Even for a blood flow, it is possible to provide a high-quality MRA image in which the inflow effect of the blood flow is emphasized to the maximum and the contrast between the blood flow and the substantial part is improved.

以下、本発明に係る実施の形態を説明する。   Embodiments according to the present invention will be described below.

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図６を参照して説明する。 (First embodiment)
A first embodiment will be described with reference to FIGS.

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。   A schematic configuration of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to this embodiment is shown in FIG.

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。   The MRI apparatus includes a bed unit on which the subject P is placed, a static magnetic field generation unit that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field generation unit for adding position information to the static magnetic field, a transmission / reception unit that transmits and receives high-frequency signals, A control / arithmetic unit responsible for overall system control and image reconstruction, and an electrocardiogram measurement unit that measures an ECG signal as a signal representing the cardiac time phase of the subject P are provided.

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。 The static magnetic field generation unit includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power supply 2 that supplies current to the magnet 1, and an axial direction of a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. (Z-axis direction) to generate a static magnetic field _{H 0.} In addition, the shim coil 14 is provided in this magnet part. The shim coil 14 is supplied with a current for homogenizing a static magnetic field from a shim coil power supply 15 under the control of a host computer to be described later. The couch portion can removably insert the top plate on which the subject P is placed into the opening of the magnet 1.

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。   The gradient magnetic field generator includes a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z coils 3x to 3z for generating gradient magnetic fields in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction orthogonal to each other. The gradient magnetic field unit also includes a gradient magnetic field power supply 4 that supplies current to the x, y, and z coils 3x to 3z. The gradient magnetic field power supply 4 supplies a pulse current for generating gradient magnetic fields to the x, y, z coils 3x to 3z under the control of a sequencer 5 described later.

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。 By controlling the pulse current supplied to the x, y, z coils 3x to 3z from the gradient magnetic field power source 4, the gradient magnetic fields in the three axes (X axis, Y axis, Z axis) directions which are physical axes are synthesized. it can be arbitrarily set and change the logical axial consisting slicing direction gradient magnetic field G _S, the phase encode direction gradient magnetic field G _E, and readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field G _R which are orthogonal to each other. Slice direction, phase encoding direction, and gradient magnetic fields in the readout direction are superimposed on the static magnetic field H _0.

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）を受信し、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信号のデジタル量のエコーデータ（生データとも呼ばれる）を生成する。   The transmission / reception unit includes an RF coil 7 disposed in the vicinity of the subject P in the imaging space in the magnet 1, and a transmitter 8T and a receiver 8R connected to the coil 7. The transmitter 8T and the receiver 8R operate under the control of the sequencer 5 described later. With this operation, the transmitter 8T supplies the RF coil 7 with an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR). The receiver 8R receives the MR signal (high frequency signal) received by the RF coil 7, and after performing various signal processing such as preamplification, intermediate frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, filtering, The digital signal echo data (also called raw data) of the MR signal is generated by A / D conversion.

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、予め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。   Further, the control / arithmetic unit includes a sequencer (also called a sequence controller) 5, a host computer 6, an arithmetic unit 10, a storage unit 11, a display device 12, an input device 13, and a sound generator 16. Among these, the host computer 6 has a function of instructing the pulse sequence information to the sequencer 5 according to a software procedure (not shown) stored in advance and supervising the operation of the entire apparatus.

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に示す手順のように、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。   While executing a main program (not shown), the MRI apparatus first performs a preparation scan (hereinafter referred to as an ECG-prep scan), and then performs an imaging scan (hereinafter referred to as an imaging scan). A two-stage scanning method is used.

ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、ＥＣＧ信号に同期させ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必要な、ｋ空間の位相エンコード方向の中心位置、即ち零エンコード位置に配置するエコーデータを収集すべき心時相が最適に定められる。このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば特開２００１−１４９３４１号公報で知られている。   In the ECG-prep scan, a preparation pulse sequence is executed in synchronization with the ECG signal, and echo data to be arranged at the center position in the phase encoding direction of the k space, that is, the zero encoding position, necessary for the subsequent imaging scan is collected. The optimal mental time phase is determined. This ECG-prep scan is known, for example, from Japanese Patent Application Laid-Open No. 2001-149341.

ただし、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは必ずしも実行する必要はない。このスキャンを実行して設定する最適時相に代えて、オペレータがその都度、所望の時相情報を入力器１３を介してホスト計算機６に与えてもよい。この場合、イメージング対象の部位の血流速度などに応じて、例えば既知の時相情報や経験的に得ている時相情報を自在に設定できる。さらに、入力器１３とホスト計算機６のソフトウエアにより機能的にインターフェースを構成し、このインターフェースに予め内蔵させてある記憶テーブルから、かかる時相情報を選択・設定するように構成してもよい。   However, this ECG-prep scan is not necessarily executed. Instead of the optimal time phase set by executing this scan, the operator may give desired time phase information to the host computer 6 via the input unit 13 each time. In this case, for example, known time phase information or empirically obtained time phase information can be freely set according to the blood flow velocity of the region to be imaged. Furthermore, an interface may be configured functionally by software of the input device 13 and the host computer 6, and such time phase information may be selected and set from a storage table built in the interface in advance.

イメージングスキャンに際して、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して設定された最適時相、又は、例えば手動で設定された最適時相に応じてショット（ＲＦ励起）毎のデータ収集開始タイミングが指定される。このデータ開始タイミングに応じて、ＥＣＧ信号に現れるＲ波に呼応したトリガ信号からの遅延時間がショット毎に決まる。この遅延時間の後にショット毎のイメージングスキャンが開始されてエコー信号が収集される。   In the imaging scan, the data acquisition start timing for each shot (RF excitation) is designated according to the optimal time phase set through the ECG-prep scan or the optimal time phase set manually, for example. In accordance with the data start timing, the delay time from the trigger signal corresponding to the R wave appearing in the ECG signal is determined for each shot. After this delay time, an imaging scan for each shot is started and echo signals are collected.

図１に戻って説明する。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。   Returning to FIG. The sequencer 5 includes a CPU and a memory, stores pulse sequence information sent from the host computer 6, controls the operations of the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to this information, The digital data of the MR signal output from the receiver 8R is once inputted and transferred to the arithmetic unit 10. Here, the pulse sequence information is all information necessary for operating the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to a series of pulse sequences, for example, x, y, z coils 3x to 3z. Includes information on the intensity, application time, application timing, and the like of the pulse current applied to.

このパルスシーケンスは、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元スキャン（３Ｄ）で実施可能であり、そのパルス列の形態としては、特に、ＦＥ（フィールドエコー）法、ＦＦＥ（高速フィールドエコー）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法などに好適であるが、イメージング対象の流体としての血流のインフロー効果を強調できるものであれば、ほかのパルス列、例えばＳＥ（スピンエコー）系のパルスシーケンスであってもよい。   This pulse sequence can be implemented by a two-dimensional (2D) scan or a three-dimensional scan (3D), and the pulse train is in particular an FE (field echo) method, an FFE (fast field echo) method, an EPI ( Although it is suitable for the echo planar imaging method, etc., other pulse trains such as SE (spin echo) system pulse sequences can be used as long as the inflow effect of the blood flow as the fluid to be imaged can be emphasized. Good.

このパルスシーケンスは、ＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向の非対称フーリエイメージング：ハーフフーリエ法とも呼ばれる）法の下に実施することが好適である。このＡＦＩ法の概念を図３に示す。同図左側の２次元ｋ空間はＡＦＩ法を適用しない状態でのデータ配置の状態を模式的に示す。この場合には、ｋ空間全体にわたってデータ配置が行われる。一方、同図右側のそれはＡＦＩ法を適用したときのデータ配置の状態（斜線部）を模式的に示す。一部に、データ収集を行わない非対称なデータマッピングとなる（空白部）。この空白部には、零が配置されてＦＯＶが確保されるとともに、再構成演算時には収集済みのデータを使って演算により空白部を埋めるデータが求められる。このＡＦＩ法を適用した場合、収集エンコード数を減らし、撮影時間を短縮させることができる。   This pulse sequence is preferably performed under the PE-AFI (asymmetric Fourier imaging in the phase encoding direction: also called half Fourier method) method. The concept of this AFI method is shown in FIG. The two-dimensional k-space on the left side of the figure schematically shows the state of data arrangement when the AFI method is not applied. In this case, data arrangement is performed over the entire k space. On the other hand, that on the right side of the figure schematically shows the state of data arrangement (shaded area) when the AFI method is applied. Some of the data mapping is asymmetric without data collection (blank area). In this blank portion, zero is arranged to secure the FOV, and data for filling the blank portion by calculation using the collected data at the time of reconstruction calculation is obtained. When this AFI method is applied, the number of collected encodings can be reduced and the photographing time can be shortened.

上述した各種のパルスシーケンスのうちの所望のパルスシーケンスに、ＡＦＩ法と共同して、又は、単独で、特に近年脚光を浴びている、高速イメージングの一種であるＰＩ（パラレルイメージング）法を適用してもよい。   The PI (Parallel Imaging) method, which is a kind of high-speed imaging that has been in the spotlight in recent years, is applied to the desired pulse sequence among the various pulse sequences described above, either in cooperation with the AFI method or independently. May be.

ここで、前述したＰＩ法について簡単に説明しておく。このＰＩ法は、基本的に、複数のＲＦコイル（要素コイル）から成る、いわゆる、マルチコイルを用いて各コイル同時にエコー信号を受信し、それらの受信したエコー信号から独立に画像データを生成する手法である。このように複数のＲＦコイルで同時に受信するという条件の下で、各ＲＦコイルに対応したエンコード数を、画像再構成に必要な所定エンコード数の「１／ＲＦコイル数」に減らすことができる。これにより、ＲＦコイル毎に生成した画像のＦＯＶ（Field of View）は小さくなるが、スキャン時間は短縮され、高速化される。一方、画像端に生じる折返し（folding）現象は、複数のＲＦコイルの感度が相互に異なるという事実を利用して、各ＲＦコイルに対応して得られた複数の画像それぞれに後処理としてのアンフォールディング（unfolding）が施されて除去又は抑制される。この処理には、各ＲＦコイルの空間的な感度マップが用いられる。アンフォールディングされた複数枚の画像は、最終のフルＦＯＶの画像に合成され、例えば腹部全体の広い視野の最終画像が得られる。   Here, the PI method described above will be briefly described. In this PI method, a so-called multi-coil composed of a plurality of RF coils (element coils) is used to receive echo signals simultaneously in each coil, and image data is generated independently from the received echo signals. It is a technique. In this way, under the condition that a plurality of RF coils receive simultaneously, the number of encodings corresponding to each RF coil can be reduced to a “1 / RF coil number” of a predetermined encoding number necessary for image reconstruction. Thereby, the FOV (Field of View) of the image generated for each RF coil is reduced, but the scan time is shortened and the speed is increased. On the other hand, the folding phenomenon occurring at the edge of the image takes advantage of the fact that the sensitivities of the plurality of RF coils are different from each other, and the unfolding as post-processing is performed on each of the plurality of images obtained corresponding to each RF coil. Unfolding is applied to remove or suppress. For this processing, a spatial sensitivity map of each RF coil is used. The plurality of unfolded images are combined with the final full FOV image to obtain, for example, a final image with a wide field of view of the entire abdomen.

このＰＩ法は、例えば論文“Carlson J.W. and Minemura T., Image Time Reduction Through Multiple Receiver Coil Data Acquisition and Image Reconstruction, MRM 29:681-688, 1993”や論文“Sodikson D.K. and Manning W.J., Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH): Fast Imaging with Radiofrequency Coil Arrays, MRM 38:591-603, 1997”などで知られている。   This PI method is described in, for example, the paper “Carlson JW and Minemura T., Image Time Reduction Through Multiple Receiver Coil Data Acquisition and Image Reconstruction, MRM 29: 681-688, 1993” and the paper “Sodikson DK and Manning WJ, Simultaneous Acquisition of Spatial. Harmonics (SMASH): Fast Imaging with Radiofrequency Coil Arrays, MRM 38: 591-603, 1997 ”.

さらに、上述した各種のパルスシーケンスをＥＣＧ（心電図）信号などの被検体の心周期を表す信号に同期させて実行する心電同期法（ＥＣＧゲーティングなど）が望ましい。このため、パルスシーケンスとしては、ｋ空間を複数の領域に分割し、その分割数に応じてセグメンティド（segmented）化されたパルス列に形成することが望ましい。なお、セグメントとは、１スライス分又は１ボリュームのエコーデータ（生データ）を収集するのに、何回に分けて収集するのかということを表す数値である。   Furthermore, an electrocardiographic synchronization method (such as ECG gating) that executes the various pulse sequences described above in synchronization with a signal representing the cardiac cycle of the subject such as an ECG (electrocardiogram) signal is desirable. For this reason, as the pulse sequence, it is desirable to divide the k-space into a plurality of regions and form a pulse train segmented according to the number of divisions. The segment is a numerical value indicating how many times one slice or one volume of echo data (raw data) is collected for collection.

このセグメントの概念を図４に模式的に示す。同図の場合、セグメント数＝８の場合のデータ収集を示しており、１Ｒ−Ｒ間内にｋ空間の各分割領域の１ライン（１エンコード）分のデータの組が収集・配置され、複数の心周期にわたって、このデータ収集・配置が繰り返される。本発明は、このデータ収集の順序の設定を特徴としており、この特徴は後述される。   The concept of this segment is schematically shown in FIG. In the figure, data collection in the case where the number of segments = 8 is shown, and a set of data for one line (one encoding) of each divided region of k space is collected and arranged in 1R-R. This data collection and arrangement is repeated throughout the cardiac cycle. The present invention is characterized by setting the order of data collection, which will be described later.

図１に戻って説明を続ける。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１０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。   Returning to FIG. 1, the description will be continued. The arithmetic unit 10 inputs the digital data (also referred to as original data or raw data) output from the receiver 8R through the sequencer 5, and inputs the digital data to the k space (also referred to as Fourier space or frequency space) by its internal memory. This data is subjected to two-dimensional or three-dimensional Fourier transform for each set, and reconstructed into real space image data. In addition, the arithmetic unit 10 can also execute a data synthesizing process and a difference arithmetic process as necessary. This synthesis processing includes processing for adding each pixel, maximum value projection (MIP) processing, and the like. As another example of the above synthesis process, the axes of a plurality of frames may be aligned in Fourier space, and the original data may be synthesized into one frame of original data. The addition processing includes simple addition processing, addition averaging processing, weighted addition processing, and the like.

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１３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。   The storage unit 11 can store not only the reconstructed image data but also the image data that has been subjected to the above-described combining process and difference process. The display 12 is used for displaying a reconstructed image, for example. Also, parameter information desired by the surgeon, scan conditions, pulse sequences, information relating to image synthesis and difference calculation, and the like can be input to the host computer 6 via the input unit 13.

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。   The voice generator 16 can issue a breath holding start message and a breath holding end message as voice when instructed by the host computer 6.

さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ（心電図）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、例えば、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンやイメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５において用いられる。これにより、心電同期法によるデータ収集が可能になっている。このＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧユニット１８は、心時相を表す情報を検出する手段として機能する。   Further, the electrocardiogram measurement unit attaches to the body surface of the subject and detects an ECG (electrocardiogram) signal as an electrical signal, and performs various processing including digitization processing on the sensor signal to perform the host computer. 6 and an ECG unit 18 for outputting to the sequencer 5. This ECG measurement signal is used in the sequencer 5 when performing an ECG-prep scan or an imaging scan, for example. Thereby, data collection by the electrocardiogram synchronization method is possible. The ECG sensor 17 and the ECG unit 18 function as means for detecting information representing a cardiac phase.

続いて、本実施形態に係る全体動作を説明する。   Next, the overall operation according to this embodiment will be described.

最初に、ｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置に配置するデータの収集時相について、再度、従来の問題点と比較しながら、説明する。本実施形態では、撮影部位は下肢であり、撮像するターゲットは動脈であるとする。   First, the collection time phase of data arranged at the zero encoding position in the phase encoding direction of the k space will be described again by comparing with the conventional problems. In the present embodiment, it is assumed that the imaging region is the lower limb and the imaging target is an artery.

ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法を採用しない、通常の撮影で用いられる撮影条件の典型例を示すと、

Typical examples of imaging conditions used in normal imaging that do not employ the PI method and PE-AFI method are as follows:

となる。 It becomes.

いま、ターゲットは下肢の動脈であるから、この血管を安定して描出するには、Ｒ波から１００〜５００ｍｓの間にｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置の配置するエコーデータを収集する必要がある。   Now, since the target is the artery of the lower limb, in order to stably depict this blood vessel, it is necessary to collect echo data arranged at the zero encoding position in the phase encoding direction of k-space between 100 and 500 ms from the R wave. There is.

上述した撮影条件（１）、（２）で決定的に違う要素は、零エンコード位置に対するデータ収集時相である。零エンコード位置に配置するデータの、ＥＣＧトリガ信号からの収集時相（零エンコード時間：０EncodeTimeと記す）は下記式で表される。

An element that is decisively different between the imaging conditions (1) and (2) described above is a data collection time phase with respect to the zero encoding position. The collection time phase (zero encoding time: written as 0 EncodeTime) of the data arranged at the zero encoding position from the ECG trigger signal is expressed by the following equation.

ここで、DelayTimeはＥＣＧトリガ信号からデータ収集開始まで遅延時間である。   Here, DelayTime is a delay time from the ECG trigger signal to the start of data collection.

このように撮影条件の違いに応じて、データ収集時相を表すことができるので、＃ＡＦＩファクタは０．６、DelayTime＝０として、その値を算出すると、

As described above, since the data collection time phase can be expressed according to the difference in the shooting conditions, when the #AFI factor is 0.6 and DelayTime = 0,

となる。これによると、通常撮影に対する零エンコード時間（（１）″の値）は、下肢の動脈をターゲットとしたときの零エンコード時間の許容範囲（１００〜５００ｍｓ）に収まるが、ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の併用撮影に零エンコード時間（（２）″の値）は、その許容範囲に収まらない。つまり、後者の撮影の場合、かかる高速撮影時に、いわゆる血管抜けによりエコー信号が低くなるなど、画像を安定して得ることができない。 It becomes. According to this, the zero encoding time (value of (1) ″) for normal imaging falls within the allowable range (100 to 500 ms) of the zero encoding time when targeting the lower limb artery, but the PI method and PE-AFI. The zero encoding time (value of (2) ″) for the combined shooting of the method does not fall within the allowable range. That is, in the case of the latter imaging, an image cannot be stably obtained during such high-speed imaging because the echo signal becomes low due to so-called blood vessel omission.

このためには、ＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の併用撮影においても、零エンコード収集時相を、ＥＣＧトリガ信号から１００〜５００ｍｓの範囲に収めてやればよい。しかしながら、かかる零エンコード収集時相をＥＣＧトリガ信号の直後に設定することは、前述したと同様に、定常状態（即ち、信号強度の安定した状態）には無いので、エンコードゴーストが発生するなど、再構成したＭＲＡ画像の画質が劣化する原因になる。   For this purpose, the zero-encode acquisition time phase may be set within the range of 100 to 500 ms from the ECG trigger signal even in the combined imaging of the PI method and the PE-AFI method. However, setting the zero encode acquisition time phase immediately after the ECG trigger signal is not in a steady state (that is, a state in which the signal intensity is stable), as described above, so that an encode ghost occurs. This causes the quality of the reconstructed MRA image to deteriorate.

そこで、本実施形態では、図２に示すように、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャン及び心電同期イメージングスキャンの順に撮像が、好適には被検体Ｐの息止めを併用して行われる。最初に、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンが行われる。これにより、ＥＣＧ信号のＲ波（トリガ信号に対応）から例えば１００，２００，３００，４００，５００ｍｓといった複数の遅延時間を置いて、被検体の下肢の所望撮像部位に対して例えば２次元スキャンが実行される。このスキャンに使用するパルスシーケンスは、後で実行するイメージングスキャンと同種類のものが好適である。   Therefore, in the present embodiment, as shown in FIG. 2, imaging is performed in the order of ECGprep-scan and ECG-synchronized imaging scan, preferably in combination with breath holding of the subject P. First, an ECGprep-scan is performed. Accordingly, for example, a two-dimensional scan is performed on a desired imaging portion of the lower limb of the subject with a plurality of delay times such as 100, 200, 300, 400, and 500 ms from the R wave (corresponding to the trigger signal) of the ECG signal. Executed. The pulse sequence used for this scan is preferably the same type as an imaging scan to be executed later.

これにより、遅延時間が異なる複数枚の断層像が得られるので、この画像を例えば目視観察し、所望の血管が最も良好に描出され、血管と他の組織とのコントラストが最も明瞭になっている時相を零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏ（例えばＲ波に応答したＥＣＧトリガ信号からの遅延時間：図５参照）として設定する。この零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏを表すデータは入力器１３を介してホストコンピュータ６に送られ、その後の心電同期イメージングスキャンの撮影条件の一つとして記憶される。 As a result, a plurality of tomographic images having different delay times can be obtained, and this image is visually observed, for example, and the desired blood vessel is best depicted, and the contrast between the blood vessel and other tissues is most clear. The time phase is set as the zero encoding time phase t _zero (for example, the delay time from the ECG trigger signal in response to the R wave: see FIG. 5). Data representing this zero-encoding time phase t _zero is sent to the host computer 6 via the input device 13 and stored as one of the imaging conditions for the subsequent electrocardiogram-gated imaging scan.

なお、前述したように、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンを実行しない態様も可能である。その場合には、オペレータが既に知見して所望の零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏのデータを手入力で入力器１３を介してホストコンピュータ６に渡せばよい。 As described above, an aspect in which ECGprep-scan is not executed is also possible. In that case, the operator should know and pass the desired zero-encoding time phase t _zero data to the host computer 6 via the input device 13 manually.

このように零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏが設定されると、心電同期法に基づくイメージングスキャンが、例えば、２次元セグメンティドＦＥ法がＰＩ＆ＰＥ−ＡＦＩ法の元で実行される。 When the zero encoding time phase t _zero is set in this way, an imaging scan based on the electrocardiographic synchronization method is executed, for example, a two-dimensional segmented FE method under the PI & PE-AFI method.

図５に、ＰＥ−ＡＦＩ法の下でセグメント化されて実行される、エコーデータの収集順及びそのデータのｋ空間への配置位置の関係を模式的に示す。ｋ空間は一例として、ＰＥ−ＡＦＩ法を使用するため、６個の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６と零詰め処理を行う残りの領域ＶＣとに分かれている。パルスシーケンスも、ＥＣＧ信号のＲ波に出現に伴うトリガ信号（図示せず）に応答して、６個のエコー信号を収集するパルス列が１つのセグメントＳｅｇ．１（〜６）として置かれ、このセグメントＳｅｇ．１（〜６）が６個の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６のデータ配置を賄う分だけ複数の心周期に渡ってＲ波毎に設定されている。ただし、全体のスキャン時間は、被験者の一回の息止め可能な期間内に収められている。   FIG. 5 schematically shows the relationship between the collection order of echo data and the arrangement position of the data in the k space, which are executed by being segmented under the PE-AFI method. As an example, the k-space is divided into six divided regions DV1 to DV6 and a remaining region VC on which zero padding processing is performed because the PE-AFI method is used. The pulse sequence also includes a pulse train that collects six echo signals in response to a trigger signal (not shown) accompanying the appearance of the R wave of the ECG signal. 1 (˜6), this segment Seg. 1 (to 6) is set for each R wave over a plurality of cardiac cycles as much as the data arrangement of the six divided areas DV1 to DV6 is covered. However, the entire scan time is within a period in which the subject can hold his / her breath once.

このパルスシーケンスのより詳細な波形例を図６に示す。同図に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波が出現し、そのピーク値に応答してＥＣＧユニット１８からＥＣＧトリガ信号がシーケンサ５に送られる。このため、シーケンサ５には、そのＥＣＧトリガ信号から零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏの経過時に、ｋ空間の零エンコード位置に配置する所定番目のエコー信号（図６の場合には、３番目のエコー信号）の中心時間を合わせるための遅延時間ｔｄが予めホスト計算機６から撮影条件の１つとして渡されている。つまり、この遅延時間ｔｄは各セグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１（〜６）の開始時相を規定している。 A more detailed waveform example of this pulse sequence is shown in FIG. As shown in the figure, an R wave of the ECG signal appears, and an ECG trigger signal is sent from the ECG unit 18 to the sequencer 5 in response to the peak value. For this reason, the sequencer 5 receives a predetermined echo signal (the third echo signal in the case of FIG. 6) that is arranged at the zero encoding position in the k space when the zero encoding time phase t _zero has elapsed from the ECG trigger signal. The delay time td for adjusting the center time of () is previously passed from the host computer 6 as one of the photographing conditions. That is, the delay time td is determined by the segmented pulse train seg. 1 (~ 6) start time phase is specified.

このため、上述したＥＣＧトリガ信号を受けたシーケンサ５は、所定の遅延時間ｔｄの経過を待って、各セグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１（〜６）を開始させる。この各パルス列ｓｅｇ．１（〜６）が開始されると、その冒頭部分で、ＭＴパルスＰｍｔ、化学選択パルスＰｃｈｅｓｓ、及びスポイラーパルスが印加される。その後、ＦＥ法による所望スライスのエコー信号が収集される。   Therefore, the sequencer 5 that has received the ECG trigger signal waits for the elapse of a predetermined delay time td and waits for the passage of a predetermined delay time td. Start 1 (~ 6). Each pulse train seg. When 1 (˜6) is started, an MT pulse Pmt, a chemical selection pulse Pchess, and a spoiler pulse are applied at the beginning thereof. Thereafter, echo signals of a desired slice by the FE method are collected.

このエコー信号の収集に際し、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが収集毎にそのパルス面積（例えば波高値）が変更されて、発生するエコー信号に位相エンコーディングを行う。 Upon acquisition of the echo signal, it is changed the phase encode direction gradient magnetic field G _E is the pulse area for each collection (e.g. peak value), the phase encoding to generate echo signals.

この位相エンコーディングの中で、ｋ空間の零エンコード位置に配置する所定番目のエコー信号（図６の場合には、１番目のセグメント化されたパルス列ｓｅｇ．１の３番目のエコー信号）には、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが付与されないように設定されている（位相エンコード量＝０）。その他のセグメント化されたパルス列ｓｅｇ．２〜６の３番目のエコー信号には、零エンコード量を含む中心部の１つの分割領域ＤＶ５における位相エンコード量に対応して、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが付与される。 In this phase encoding, the predetermined echo signal (the third echo signal of the first segmented pulse train seg.1 in the case of FIG. 6) arranged at the zero encoding position in the k space includes: the phase-encoding direction gradient magnetic field G _E are set so as not granted (phase encoding amount = 0). Other segmented pulse trains seg. The third echo signal 2 to 6, in correspondence with the phase encoding amount in one of the divided regions DV5 Centrally including zero encoding quantity, the phase-encoding direction gradient magnetic field G _E is applied.

また、この中心部の分割領域ＤＶ５に配置するエコー信号の時間軸方向前後で収集するエコー信号には、図５に示すように零エンコード位置を越えた一方の極性側の所定位相エンコード量から位相エンコーディングがスタートし、零エンコード位置を越えて反対側の極性側の位相エンコーディングまで順に進み、分割領域ＤＶ６の端まで達すると、反対の極性側に折り返し、元のエンコード位置まで戻るという、データ配置位置のスクロールが行われるように、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅが与えられる。この収集順は、ＰＩ法の撮影倍率などの撮影ファクタ、ＰＥ−ＡＦＩ法における実収集データ数の変化分、及びＰＥ−ＡＦＩ法におけるデータ収集の零エンコード位置に対する非対象性のほか、１心周期内の血流の動態や信号強度の変化を考慮して設定される。 In addition, the echo signals collected in the central portion of the divided area DV5 before and after the time axis direction of the echo signal are phased from a predetermined phase encoding amount on one polarity side beyond the zero encoding position as shown in FIG. Data arrangement position in which encoding starts, proceeds sequentially from the zero encoding position to the phase encoding on the opposite polarity side, reaches the end of the divided area DV6, and turns back to the opposite polarity side to return to the original encoding position. so that scroll is performed, given the phase encoding direction gradient magnetic field G _E. This collection order includes not only the imaging factors such as the imaging magnification of the PI method, the change in the number of actual collection data in the PE-AFI method, and the non-objectivity of the zero-encoding position of the data collection in the PE-AFI method. It is set in consideration of the dynamics of the blood flow and changes in signal intensity.

なお、このスクロール順は一例であっても、零エンコード時相の収集以外の収集順は、任意の順番でスクロールさせることができる。   Note that even if this scroll order is an example, the collection order other than the collection of the zero encoding time phase can be scrolled in an arbitrary order.

このため、零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏで収集されたデータは、ｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む分割領域ＤＶ５に必ず配置されつつ、ＡＳＩ法に従う全部の分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６までエコーデータで充足される。残りの領域ＶＣには零を表すデータ充足され、ＡＳＩ法に拠り画像再構成が行われる。これにより、被検体Ｐの例えば下肢の動脈を描出するＭＲＡ像が造影剤をしないで得ることができる。 Therefore, the data collected at the zero encoding time phase t _zero is always arranged in the divided area DV5 including the zero encoded position in the phase encoding direction of the k space, and echo data to all the divided areas DV1 to DV6 according to the ASI method. Is satisfied. The remaining area VC is filled with data representing zero, and image reconstruction is performed based on the ASI method. Thereby, the MRA image which depicts the artery of the lower limb of the subject P can be obtained without using a contrast agent.

このようにして、ｋ空間の零エンコード位置を含む中心部の分割領域に配置するデータの収集時相を、１心周期内の、ターゲットにとって最も描出能の高い時相範囲（例えば、下肢の動脈の場合、Ｒ波から１００〜５００ｍｓの範囲）に確実に収めることができる。このため、ターゲットである血流のインフロー効果を最も効率良く強調でき、血流と組織とのコントラストを高めた、高描出能で、アーチファクトの少ない高画質のＭＲＡ像を提供することができる。   In this way, the collection time phase of the data arranged in the central divided region including the zero-encoding position in the k space is set as a time phase range (for example, arteries of the lower limbs) having the highest rendering ability for the target within one cardiac cycle. In the case of (1), it can be surely kept within the range of 100 to 500 ms from the R wave. For this reason, the inflow effect of the target blood flow can be emphasized most efficiently, and a high-definition ability and high-quality MRA image with less artifacts can be provided with increased contrast between blood flow and tissue.

また、ｋ空間の各分割領域ＤＶ１〜ＤＶ６それぞれに対するデータ収集順は、上述したインフロー効果の強調効果の確保に加えて、ＰＩ法における撮影倍率や、ＰＥ−ＡＳＩ法を併用した場合の実収集データ数と実際に再構成されるときのｋ空間中心位置との差を考慮して決められている。このため、昨今富に注目されているＰＩ法やＡＦＩ法を併用する場合でも、それらの高速撮像の性能を維持しつつ、血管輝度と組織とのコントラスト比が十分に確保された高画質のＭＲＡ像を提供することができ、それらの高速撮像法の特性を一層強固なものにすることができる。   Further, the data collection order for each of the divided areas DV1 to DV6 in the k-space is the actual collection when the imaging magnification in the PI method and the PE-ASI method are used in addition to ensuring the enhancement effect of the inflow effect described above. It is determined in consideration of the difference between the number of data and the k-space center position when it is actually reconstructed. For this reason, even when the PI method or AFI method, which has been attracting attention in recent years, is used in combination, high-quality MRA in which the contrast ratio between the blood vessel luminance and the tissue is sufficiently secured while maintaining the high-speed imaging performance. Images can be provided, and the characteristics of these high-speed imaging methods can be made more robust.

さらに、画質劣化（エンコードゴースト）の発生を防止するため、ｋ空間の中心位置を収集するまでのほかのエンコードデータの収集数を考慮して、かかるデータ収集順が決定されている。これを、図５を用いて説明すると、ｋ空間の零エンコード位置に配置するデータを収集する前に、撮像スライスを他のデータ収集のＲＦパルスによりある程度励起している。このため、零エンコード位置に配置するデータ収集時には、エコー信号が確実に定常状態に近づいているので、零エンコード位置に対して、より安定したデータを収集することができる。   Further, in order to prevent image quality degradation (encoding ghost), the data collection order is determined in consideration of the number of other encoded data collected until the central position of the k space is collected. This will be described with reference to FIG. 5. Before acquiring data to be arranged at the zero-encoding position in k-space, the imaging slice is excited to some extent by other data acquisition RF pulses. For this reason, at the time of data collection arranged at the zero encode position, the echo signal is surely approaching the steady state, so that more stable data can be collected at the zero encode position.

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。とくに、ＰＩ法やＰＥ−ＡＦＩ法に対しても、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空間配置を行うことができ、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。   Therefore, the blood flow can be imaged without using an MR contrast agent, and even in the case of pulsating blood flow, the contrast between the substantial part and the blood flow in the reconstructed image is very high and stable. . In particular, even for the PI method and PE-AFI method, echo data can be collected and k-space arrangement can be performed by using the inflow effect of the blood flow to the maximum, and blood flow can be visualized. An excellent image generation method can be provided.

第１の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。例えば、上述した実施形態において、所望のパルスシーケンスにＰＩ法のみを組み合わせて実施してもよいし、所望のパルスシーケンスにＰＥ−ＡＦＩ法のみを組み合わせて実施してもよいし、所望のパルスシーケンスにＰＩ法及びＰＥ−ＡＦＩ法の両方を併用してもよい。   The description of the first embodiment is as described above. However, the present invention is not limited to the configuration described in the embodiment, and those skilled in the art can appropriately perform the invention without departing from the scope described in the claims. These can be changed and modified, and those configurations are also included in the present invention. For example, in the above-described embodiments, the desired pulse sequence may be combined with only the PI method, the desired pulse sequence may be combined with only the PE-AFI method, or the desired pulse sequence may be combined. Both the PI method and the PE-AFI method may be used in combination.

（第２の実施の形態）
次いで、図７〜９を参照して、本発明に係る第２の実施形態を説明する。 (Second Embodiment)
Next, a second embodiment according to the present invention will be described with reference to FIGS.

この第２の実施形態は、上述の第１の実施形態で説明したＭＲＩ装置及びＭＲイメージング方法により実行される同期撮影法の元でのデータ収集期間の相互間の間隔設定に関する。   The second embodiment relates to the interval setting between data collection periods under the synchronous imaging method executed by the MRI apparatus and the MR imaging method described in the first embodiment.

この第２の実施形態では、被検体の下肢領域のＭＲＡ（血管）像がＰＰＧ（Peri Pherical Gating：脈波同期）法の元で撮像される例を挙げる。なお、下肢にて測定される脈波は心時相を表す情報に相当し、ＰＰＧ法は心時相の情報に基づく同期撮像法の一形態を成す。   In the second embodiment, an example will be given in which an MRA (blood vessel) image of a lower limb region of a subject is imaged under a PPG (Peri Pherical Gating) method. Note that the pulse wave measured at the lower limb corresponds to information representing the cardiac phase, and the PPG method forms one form of a synchronous imaging method based on the cardiac phase information.

一般に、下肢領域の所望撮像部位のＭＲＡ像をＰＰＧ法で撮像する場合、血流のインフロー効果を得るため、２Ｒ−Ｒに跨るスキャン計画が立てられる。このため、スキャン時には、図７に示すように、そのスキャン計画に沿って２Ｒ−Ｒの間隔でデータ収集が行われる。   In general, when an MRA image of a desired imaging region in the lower limb region is imaged by the PPG method, a scan plan over 2R-R is made in order to obtain a blood flow inflow effect. For this reason, at the time of scanning, as shown in FIG. 7, data collection is performed at intervals of 2R-R according to the scanning plan.

具体的には、脈波計測部が検出した脈波信号には、心電図信号のＲ波に応答して生成される脈波同期信号（同期用パルス信号：PPG-trigger）が含まれる。このため、ある脈波同期信号ＰＧ１から所定の遅延時間ｔｄの後、データ収集ＡＣＱ１を行ってデータ収集を行う。このデータ収集ＡＣＱ１は、通常、スキャン計画に沿って次の脈波同期信号ＰＧ２を跨ぐ時間まで継続される。このため、インフロー効果を得るために、シーケンサは更に次の脈波同期信号ＰＧ３の出現までスキャンをせずに待機する。そして、脈波同期信号ＰＧ３が出現すると、所定時間ｔｄの遅延を掛けて次のデータ収集ＡＣＱ２を実行する。これにより、２Ｒ−Ｒの間隔でデータ収集が実行される。   Specifically, the pulse wave signal detected by the pulse wave measurement unit includes a pulse wave synchronization signal (synchronization pulse signal: PPG-trigger) generated in response to the R wave of the electrocardiogram signal. Therefore, after a predetermined delay time td from a certain pulse wave synchronization signal PG1, data collection ACQ1 is performed to collect data. This data collection ACQ1 is normally continued until the time over the next pulse wave synchronization signal PG2 along the scan plan. Therefore, in order to obtain the inflow effect, the sequencer stands by without scanning until the next pulse wave synchronization signal PG3 appears. When the pulse wave synchronization signal PG3 appears, the next data collection ACQ2 is executed with a delay of a predetermined time td. Thereby, data collection is executed at intervals of 2R-R.

上述のように、下肢血流のインフロー効果を得るためには２Ｒ−Ｒの周期でデータを収集する必要があるが、その反面、次のトリガ信号（脈波同期信号）が到来するまでの期間を待たなければならない。このため、かかる待機の分だけ撮像部位の実質部の信号値が回復するので、インフロー効果を得た血管であっても、その血管と実質部との信号値の差が少なくなってしまう。つまり、２Ｒ−Ｒの間隔設定によって得たインフロー効果を実質部の信号値の回復分が減殺することとなり、結果として、血管のコントラストが思ったほどは高くならないことが多い。また、待機の期間が多くなるので、全体としてのスキャン時間も長くなる。   As described above, in order to obtain the inflow effect of the lower limb blood flow, it is necessary to collect data at a cycle of 2R-R. On the other hand, until the next trigger signal (pulse wave synchronization signal) arrives. You have to wait for a period. For this reason, since the signal value of the substantial part of the imaging region is recovered by the waiting time, even in the blood vessel having the inflow effect, the difference in the signal value between the blood vessel and the substantial part is reduced. In other words, the inflow effect obtained by setting the 2R-R interval reduces the recovery of the signal value of the substantial part, and as a result, the blood vessel contrast is often not as high as expected. In addition, since the standby period increases, the scan time as a whole also increases.

そこで、この第２の実施形態にあっては、前述した第１の実施形態に係るデータ収集順の手法を実施する一方で、上述したデータ収集期間の相互間の間隔設定に因る問題を解決して、コントラストのより優れたＭＲＡ像（血管像）を、より短いスキャン時間で得るようにする。   Therefore, in the second embodiment, while the method of the data collection order according to the first embodiment described above is implemented, the problem caused by the interval setting between the data collection periods described above is solved. Thus, an MRA image (blood vessel image) with better contrast is obtained in a shorter scan time.

本実施形態で採用するＭＲＩ装置は、図８に示すように、ＥＣＧユニット（図１参照）に代えて、ＰＰＧ（脈波同期）ユニット２１が設置されており、そのセンサ部２２が被検体Ｐの例えば下肢に付けられる。このセンサ２２は、例えば指先の血流に基づく光の透過（反射率）の変化を検出して、その変化情報をＰＰＧユニット２１に送る。ＰＰＧユニット２１は、心時相を反映した脈波同期信号を生成し、この脈波同期信号をシーケンサ５に送る。シーケンサ５は、かかる脈波同期信号を用いてパルスシーケンスを制御し、被検体の下肢領域の所望の撮像部位をＰＰＧ法（脈波同期法）の元で同期撮像するようになっている。   As shown in FIG. 8, the MRI apparatus employed in the present embodiment is provided with a PPG (pulse wave synchronization) unit 21 instead of the ECG unit (see FIG. 1), and the sensor unit 22 serves as a subject P. For example, it is attached to the lower limbs. This sensor 22 detects, for example, a change in light transmission (reflectance) based on the blood flow of the fingertip, and sends the change information to the PPG unit 21. The PPG unit 21 generates a pulse wave synchronization signal reflecting the cardiac time phase, and sends this pulse wave synchronization signal to the sequencer 5. The sequencer 5 controls the pulse sequence using such a pulse wave synchronization signal, and performs synchronous imaging of a desired imaging region in the lower limb region of the subject under the PPG method (pulse wave synchronization method).

このＭＲＩ装置のその他の構成要素は、第１の実施形態で説明したものと同一又は同等であるので、その説明を省略する。   The other components of the MRI apparatus are the same as or equivalent to those described in the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.

シーケンサ５は、ホスト計算機６からパルスシーケンス情報を受け取る。このパルスシーケンス情報は、第１の実施形態のものと同様に、例えば、２次元セグメンティドＦＥ法に基づくパルス列をＰＥ−ＡＦＩ法に従って、ＰＰＧ法の元でパラレルイメージング（ＰＩ）を実行するためのパルスシーケンス情報である。   The sequencer 5 receives pulse sequence information from the host computer 6. As in the first embodiment, the pulse sequence information includes, for example, a pulse for executing parallel imaging (PI) under the PPG method using a pulse train based on the two-dimensional segmented FE method according to the PE-AFI method. This is sequence information.

このパルスシーケンス情報には、ＥＣＧｐｒｅｐ−スキャンを実行して設定した、又は、オペレータがマニュアルで指定した所望の零エンコード時相ｔ_ｚｅｒｏのデータが含まれる。また、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅについても、第１の実施形態と同様に、データ配置位置が所望のスクロール順になるように設定されており、この傾斜磁場情報がパルスシーケンス情報に含まれる。 This pulse sequence information includes data of a desired zero encoding time phase t _zero set by executing ECGprep-scan or manually specified by the operator. As for the phase-encoding direction gradient magnetic field G _E, as in the first embodiment, the data arrangement positions are set to be in the order desired scrolling, the gradient magnetic field information is included in the pulse sequence information.

さらに、このパルスシーケンス情報には、本第２の実施形態に特有の情報として、ＰＰＧユニット２１から連続的に送出される脈波同期信号それぞれに同期すべく設定された遅延時間ｔｄを含む。つまり、本第２の実施形態では、ＰＰＧユニット２１からトリガーパルスとしての脈波同期信号（PPG-trigger）が入力する度に、データ収集が実行されることを一つの特徴とする。   Further, the pulse sequence information includes a delay time td set to synchronize with each pulse wave synchronization signal continuously transmitted from the PPG unit 21 as information unique to the second embodiment. That is, one feature of the second embodiment is that data collection is performed each time a pulse wave synchronization signal (PPG-trigger) as a trigger pulse is input from the PPG unit 21.

また、このパルスシーケンス情報には、データ収集を実行しない、空いている時間帯（すなわち、隣り合うデータ収集期間同士の間の時間帯）に空打ち用の励起パルスの印加情報も含まれる。   Further, the pulse sequence information includes application information of an excitation pulse for idle driving in a vacant time zone in which data collection is not performed (that is, a time zone between adjacent data collection periods).

そこで、シーケンサ５は、上述のパルスシーケンス情報に基づいて傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、及び受信器８Ｒを制御して、例えば図９に示す如く、ＰＰＧ法の元で、２次元セグメンティドＦＥ法をＰＥ−ＡＦＩ法に基づいて実行し、パラレルイメージング（ＰＩ）法のためのスキャンを行う。   Therefore, the sequencer 5 controls the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R based on the above-described pulse sequence information, and, for example, as shown in FIG. 9, based on the PPG method, the two-dimensional segmented FE method. Is executed based on the PE-AFI method, and a scan for the parallel imaging (PI) method is performed.

このスキャンにあっては、シーケンサ５により、トリガーパルスである脈波同期信号（PPG-trigger）が入力する度に、この脈波同期信号から遅延時間ｔｄの経過が計測され、この遅延時間ｔｄの経過後に一定時間のデータ収集が実行される。このデータ収集の具体的なパルス列は、一例として、第１の実施形態のものと同一のパルス列が採用される。   In this scan, every time a pulse wave synchronization signal (PPG-trigger) as a trigger pulse is input by the sequencer 5, the passage of the delay time td is measured from this pulse wave synchronization signal, and the delay time td After a lapse of time, data collection for a certain time is executed. As a specific pulse train for data collection, the same pulse train as that of the first embodiment is adopted as an example.

具体的には、シーケンサ５は、脈波同期信号ＰＧ１が入力すると、これに応答して所定の遅延時間ｔｄの計測を行う。そして、シーケンサ５は、この遅延時間ｔｄが経過すると、データ収集ＡＣＱ１を実行させてデータ収集を行う。このデータ収集ＡＣＱ１は、通常、スキャン計画の基づいて次の脈波同期信号ＰＧ２を跨ぐ時間まで継続される。シーケンサ５は、このデータ収集ＡＣＱ１を行っている間に、次の脈波同期信号ＰＧ２が入力すると、この入力にも応答して時間計測を開始する。この時間計測を行なっている間に、最初のデータ収集ＡＣＱ１が終わる。これは、各回のデータ収集ＡＣＱと遅延時間ｔｄとの時間長の関係が相互に干渉しないように予め設定されていることによる。   Specifically, when the pulse wave synchronization signal PG1 is input, the sequencer 5 measures a predetermined delay time td in response to the input. Then, when the delay time td elapses, the sequencer 5 performs data collection by executing data collection ACQ1. This data collection ACQ1 is normally continued until the time over the next pulse wave synchronization signal PG2 based on the scan plan. When the next pulse wave synchronization signal PG2 is input while performing the data collection ACQ1, the sequencer 5 starts time measurement in response to this input. During this time measurement, the first data collection ACQ1 is completed. This is because the time length relationship between the data collection ACQ of each time and the delay time td is set in advance so as not to interfere with each other.

最初のデータ収集ＡＣＱ１が終わるってから所定時間後に、それまで時間計測していた所定遅延時間ｔｄがタイプアップするので、この時点で第２回目のデータ収集ＡＣＱ２が開始される。このデータ収集ＡＣＱ２は、通常、スキャン計画の基づいて次の脈波同期信号ＰＧ３を跨ぐ時間まで継続される。このデータ収集ＡＣＱ２の間に次の脈波同期信号ＰＧ３が入力するので、これに応答して再度、所定遅延時間ｔｄの計測が開始される。   The predetermined delay time td that has been measured until then is typed up after a predetermined time since the end of the first data collection ACQ1, so the second data collection ACQ2 is started at this point. This data collection ACQ2 is normally continued until the time over the next pulse wave synchronization signal PG3 based on the scan plan. Since the next pulse wave synchronization signal PG3 is input during the data collection ACQ2, in response to this, measurement of the predetermined delay time td is started again.

以下、同様の繰返しの元に、毎回入力する脈波同期信号に応答してデータ収集が実行される。なお、互いに隣接するデータ収集の期間相互の間の空き時間には、図示しないが、空打ち用の励起パルスが所定間隔で励起される。このため、データ収集を行っていない期間であっても、実質部の磁化スピンを飽和状態又はこれに近い状態にして、実質部からの信号を抑制することができる。   Thereafter, data collection is executed in response to the pulse wave synchronization signal input every time under the same repetition. In addition, although not shown, idle excitation pulses are excited at a predetermined interval in the idle time between data collection periods adjacent to each other. For this reason, even during a period when data collection is not performed, the signal from the substantial part can be suppressed by setting the magnetization spin of the substantial part to a saturated state or a state close thereto.

このように、本第２の実施形態によれば、２Ｒ−Ｒ間隔では無く、常に１Ｒ−Ｒ間隔で造影剤不要のデータ収集を行うことができる。つまり、トリガーパルスとしての脈波同期信号ＰＧが出現する度にデータ収集を行うもので、トリガーパルスを１つ飛ばす（２Ｒ−Ｒ間隔）ことはしない。これにより、血流のインフロー効果が小さくはなるが、実質部（静止部）から発生する信号の強度を最小限の値に抑制できることから、この抑制の効果の寄与がより大きく、したがって、下肢の所望撮像部位のＭＲＡ（血管）像をより安定して且つ高いコントラストで得ることができる。   As described above, according to the second embodiment, it is possible to always collect data that does not require a contrast medium at 1R-R intervals, not at 2R-R intervals. That is, data collection is performed every time the pulse wave synchronization signal PG as a trigger pulse appears, and one trigger pulse is not skipped (2R-R interval). As a result, the inflow effect of the blood flow is reduced, but the intensity of the signal generated from the substantial part (stationary part) can be suppressed to the minimum value, so that the contribution of the effect of this suppression is larger, and therefore the lower limb MRA (blood vessel) images of the desired imaging region can be obtained more stably and with high contrast.

とくに、データ収集をしていない空き時間に励起パルスを空打ちするので、実質部からの信号を確実に抑制でき、血流のインフロー効果をより際立たせることができる。このため、得られるＭＲＡ像の血管部位のコントラストがより一層高くなり、描出能に優れた画像を提供することができる。   In particular, since the excitation pulse is idled in the idle time when data is not collected, the signal from the substantial part can be reliably suppressed, and the inflow effect of the blood flow can be made more conspicuous. For this reason, the contrast of the blood vessel part of the obtained MRA image is further increased, and an image excellent in rendering ability can be provided.

また、常に１Ｒ−Ｒ間隔でデータ収集を行うことで、２Ｒ−Ｒ間隔のデータ収集に比べて、スキャン時間（撮影時間）が約半分になる。このため、撮影に要する時間が短縮され、撮影能率が上がるとともに、患者にとっても、スキャン中の息止め時間が短くなるなど、診断を受け易くなる。   Also, by always collecting data at 1R-R intervals, the scan time (imaging time) is approximately halved compared to data collection at 2R-R intervals. For this reason, the time required for imaging is shortened, the imaging efficiency is increased, and the patient can easily receive a diagnosis such as a shorter breath holding time during scanning.

なお、上述した第２の実施形態では、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集の手法と前述した第１の実施形態に係るデータ収集順の手法とを一緒に実施するとしたが、これは必ずしも必須の事項では無い。例えば、従来周知の一般の下肢部領域に対するＰＰＧ法に拠る同期撮像（つまり、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集の手法を実施しない撮像）を、本第２の実施形態に特有の１Ｒ−Ｒ間隔の元でのデータ収集を行うようにしてもよい。これによっても、実質部の信号を抑制し、血流のインフロー効果を活かしたコントラストの良いＭＲＡ像を造影剤の注入無しの状態で得ることができる。   In the second embodiment described above, the data collection method based on the 1R-R interval peculiar to the second embodiment and the data collection order method according to the first embodiment described above are combined. However, this is not always essential. For example, synchronous imaging based on the PPG method for a general well-known lower limb region (that is, imaging that does not perform the data collection method under the 1R-R interval peculiar to the second embodiment) is performed. Data may be collected under a 1R-R interval specific to the second embodiment. Also by this, it is possible to obtain a MRA image with good contrast that suppresses the substantial signal and takes advantage of the inflow effect of the blood flow without injecting the contrast agent.

なお、本発明は上述した実施形態及びその変形例に限定されるものでは無く、当業者であれば、本願の特許請求の範囲に記載の発明の範囲内で、更に様々な態様の実施形態を提案することができるものであって、それらも当然に本発明に含まれるものである。   It should be noted that the present invention is not limited to the above-described embodiments and modifications thereof, and those skilled in the art will be able to implement various embodiments in the scope of the invention described in the claims of the present application. These can be proposed and are naturally included in the present invention.

本発明の第１の実施形態係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。1 is a functional block diagram showing a configuration example of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention. 第１の実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及びイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。FIG. 5 is a diagram for explaining the temporal relationship between an ECG-prep scan and an imaging scan in the first embodiment. ＡＦＩ法の概念を説明する図。The figure explaining the concept of AFI method. セグメントの概念を説明する図。The figure explaining the concept of a segment. 第１の実施形態で使用する心電同期イメージングスキャンの概要を説明する図。The figure explaining the outline | summary of the electrocardiogram synchronous imaging scan used in 1st Embodiment. 心電同期イメージングスキャンのセグメント化された１つのパルス列を示すタイミング図。FIG. 5 is a timing diagram showing one segmented pulse train of an electrocardiogram-gated imaging scan. 本発明の第２の実施形態の背景を説明するための、ＰＰＧ法に拠る下肢ＭＲＡ撮像において実行されるデータ収集間隔の設定法を説明するタイミングチャート。The timing chart explaining the setting method of the data collection interval performed in lower limb MRA imaging based on the PPG method for demonstrating the background of the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第２の実施形態係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。The functional block diagram which shows the structural example of the MRI apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention. 第２の実施形態に係る、ＰＰＧ法に拠る下肢ＭＲＡ撮像において実行されるデータ収集間隔の設定法を説明するタイミングチャート。The timing chart explaining the setting method of the data collection interval performed in lower limb MRA imaging based on PPG method based on 2nd Embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

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
２１ ＰＰＧユニット
２２ ＰＰＧセンサ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Magnet 2 Static magnetic field power supply 3 Gradient magnetic field coil unit 4 Gradient magnetic field power supply 5 Sequencer 6 Host computer 7 RF coil 8T Transmitter 8R Receiver 10 Arithmetic unit 11 Storage unit 12 Display 13 Input device 17 ECG sensor 18 ECG unit 21 PPG unit 22 PPG sensor

Claims (16)

被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、
前記被検体の心時相を表す情報を検出する心時相検出手段と、
前記心時相検出手段により検出された心時相を表す情報に同期した同期撮像法の下で、前記被検体の１心周期のうちの所望の心時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスを用いて、前記被検体の所望領域にイメージング用スキャンを実行するとともに当該イメージング用スキャンの実行により発生したエコー信号を収集するスキャン手段と、
前記スキャン手段により収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置するデータ配置手段と、
前記データ配置手段により配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する画像再構成手段と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 In an MRI apparatus configured to perform MR (magnetic resonance) imaging on a desired region of a subject in synchronization with information representing a cardiac time phase of the subject,
Cardiac time phase detecting means for detecting information representing the cardiac time phase of the subject;
Under the synchronous imaging method synchronized with the information representing the cardiac time phase detected by the cardiac phase detection means, echo data collected in a desired cardiac phase of one cardiac cycle of the subject is k-space. Using a pulse sequence that can change the collection order of the echo data so as to be arranged in the center including the zero encoding position in the phase encoding direction, an imaging scan is performed on the desired region of the subject and the imaging A scanning means for collecting echo signals generated by executing the scan;
Data placement means for generating echo signals collected by the scanning means in the echo data and placing them in the k space;
An MRI apparatus comprising: image reconstruction means for reconstructing an image in real space from k-space echo data arranged by the data arrangement means. 前記心時相検出手段は、前記被検体の心電図情報又は脈波の情報を検出する手段と、前記情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備えたことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。   The cardiac time phase detection means comprises means for detecting electrocardiogram information or pulse wave information of the subject, and means for generating a synchronization signal for use in the synchronous imaging method from the information. Item 4. The MRI apparatus according to Item 1. 前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、前記情報から前記同期撮像法に供する同期信号を生成する手段とを備え、
前記スキャン手段は、前記同期信号に順次現われるトリガ信号それぞれに同期して前記パルスシーケンスに基づくイメージング用スキャンを実行させる手段を含むことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 The cardiac time phase detection means comprises means for detecting information on the pulse wave of the subject, and means for generating a synchronization signal for use in the synchronous imaging method from the information,
2. The MRI apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit includes a unit that executes an imaging scan based on the pulse sequence in synchronization with trigger signals that appear sequentially in the synchronization signal. 3. 前記スキャン手段は、前記イメージング用スキャンを実行するときに、前記エコー信号の収集を行わない空き時間に励起用パルスを空打ちするように構成したことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。   3. The MRI apparatus according to claim 2, wherein the scanning unit is configured to idle the excitation pulse in an idle time during which the echo signal is not collected when the imaging scan is executed. . 前記パルスシーケンスは、ＰＩ（パラレルイメージング：parallel imaging）法に基づくパルス列で構成されていることを特徴とする請求項１〜４の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。   The MRI apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the pulse sequence is configured by a pulse train based on a PI (parallel imaging) method. 前記パルスシーケンスは、前記ＰＩ法とＰＥ−ＡＦＩ（位相エンコード方向の非対称フーリエイメージング（Asymmetric Fourier Imaging））法とを併用したパルス列で構成されていることを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。   6. The pulse sequence according to claim 1, wherein the pulse sequence is composed of a pulse train using both the PI method and PE-AFI (Asymmetric Fourier Imaging in phase encoding direction). The MRI apparatus according to one item. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、前記ＰＩ法の撮影倍率を考慮して設定されていることを特徴とする請求項５に記載のＭＲＩ装置。   6. The MRI apparatus according to claim 5, wherein the data collection order defined by the pulse sequence is set in consideration of the imaging magnification of the PI method. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、前記ＰＥ−ＡＦＩ法によるスキャンの実収集データ数の前記ＰＥ−ＡＦＩ法を適用しない場合のスキャンの実収集データ数からの変化分を考慮して設定されていることを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩ装置。   The data collection order defined by the pulse sequence takes into account the change from the actual acquired data number of scans when the PE-AFI method is not applied to the actual acquired data number of scans by the PE-AFI method. The MRI apparatus according to claim 6, wherein the MRI apparatus is set. 前記パルスシーケンスにより規定される前記データ収集順は、
前記ＰＥ−ＡＦＩ法によるエコーデータの収集において、前記中心部に配置されるエンコードデータを収集するまでの他のエンコードデータの収集数を考慮して設定されていることを特徴とする請求項６〜８の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。 The data collection order defined by the pulse sequence is:
The echo data collection by the PE-AFI method is set in consideration of the number of other encode data collected until the encode data arranged in the central portion is collected. The MRI apparatus according to any one of 8. 前記ｋ空間は前記位相エンコード方向にて複数の領域に分割された空間として形成され、前記パルスシーケンスは前記複数の領域に対応して心周期毎にセグメント化された複数の心周期に渡るパルス列で形成されたことを特徴とする請求項１〜９の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。   The k space is formed as a space divided into a plurality of regions in the phase encoding direction, and the pulse sequence is a pulse train that spans a plurality of cardiac cycles segmented for each cardiac cycle corresponding to the plurality of regions. The MRI apparatus according to claim 1, wherein the MRI apparatus is formed. 前記パルスシーケンスは２次元スキャンに基づくパルス列から成ることを特徴とする請求項１〜１０の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。   The MRI apparatus according to claim 1, wherein the pulse sequence includes a pulse train based on a two-dimensional scan. 前記被検体の１心周期のうちの前記所望時相を探索するための準備用スキャンを当該被検体に対して実行する準備スキャンを備えたことを特徴とする請求項１〜１１の何れか一項に記載のＭＲＩ装置。   12. A preparation scan for executing a preparation scan for searching for the desired time phase in one cardiac cycle of the subject with respect to the subject. The MRI apparatus according to item. 被検体の心時相を表す情報に同期してＭＲ（磁気共鳴）イメージングを当該被検体の所望領域に実行するようにしたＭＲＩ装置において、
前記被検体の心時相を表すトリガ信号を検出する心時相検出手段と、
前記心時相検出手段により検出されるトリガ信号それぞれに順次、同期して前記トリガ信号から所定の遅延時間後に収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスによるスキャンを前記被検体の所望領域に順次実行するとともに当該スキャンの実行により発生したエコー信号を収集するスキャン手段と、
前記スキャン手段により収集されたエコー信号から前記所望部位の血管像を作成する画像作成手段とを、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 In an MRI apparatus configured to perform MR (magnetic resonance) imaging on a desired region of a subject in synchronization with information representing a cardiac time phase of the subject,
A cardiac phase detection means for detecting a trigger signal representing the cardiac phase of the subject;
Echo data collected after a predetermined delay time from the trigger signal in synchronization with each trigger signal detected by the cardiac time phase detection means is arranged at the center including the zero encode position in the phase encode direction of k-space. A scan means for sequentially performing a scan by a pulse sequence capable of changing the collection order of the echo data on a desired region of the subject and collecting echo signals generated by the execution of the scan;
An MRI apparatus, comprising: an image creating unit that creates a blood vessel image of the desired site from the echo signals collected by the scanning unit. 前記心時相検出手段は、前記被検体の脈波の情報を検出する手段と、前記情報から前記トリガ信号を生成する手段とを備えたことを特徴とする請求項１３に記載のＭＲＩ装置。   14. The MRI apparatus according to claim 13, wherein the cardiac time phase detection means includes means for detecting pulse wave information of the subject and means for generating the trigger signal from the information. 前記スキャン手段は、前記スキャンを実行するときに、前記エコー信号の収集を行わない空き時間に励起用パルスを空打ちするように構成したことを特徴とする請求項１４に記載のＭＲＩ装置。   The MRI apparatus according to claim 14, wherein the scanning unit is configured to idle the excitation pulse in an idle time during which the echo signal is not collected when the scan is executed. 被検体の所望領域に心電同期法に拠るＭＲ（磁気共鳴）イメージングを行うＭＲイメージング方法において、
前記被検体の１心周期のうちの所望時相で収集するエコーデータがｋ空間の位相エンコード方向の零エンコード位置を含む中心部に配置されるように前記エコーデータの収集順を変更可能なパルスシーケンスを準備し、
前記パルスシーケンスを用いて前記心電同期法の下で前記被検体の所望領域に対してイメージング用スキャンを実行して収集されたエコー信号を前記エコーデータに生成して前記ｋ空間に配置し、
前記配置されたｋ空間のエコーデータから実空間の画像を再構成する、ことを特徴とするＭＲイメージング方法。 In an MR imaging method for performing MR (magnetic resonance) imaging based on an electrocardiographic synchronization method on a desired region of a subject,
Pulses that can change the collection order of the echo data so that echo data collected at a desired time phase in one cardiac cycle of the subject is arranged at the center including the zero encode position in the phase encode direction of k-space. Prepare the sequence
Using the pulse sequence to generate an echo signal acquired by performing an imaging scan on a desired region of the subject under the electrocardiographic synchronization method in the echo data and arranging the echo data in the k space;
An MR imaging method comprising reconstructing a real-space image from the arranged k-space echo data.

Images