JP5389323B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関するものである。

磁気共鳴イメージング装置は、医療用途、産業用途などのさまざまな分野において利用されている。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場空間内の被検体にＲＦパルスを照射することにより、その被検体内のプロトンのスピンを核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象によって励起させ、その励起されたスピンにより発生する磁気共鳴（ＭＲ）信号を得るスキャンを実施する。そして、そのスキャンにより得られた磁気共鳴信号を画像のローデータ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）とし、被検体の画像を生成する（たとえば、特許文献１参照）。

磁気共鳴イメージング装置において、磁気共鳴信号の収集を心拍と同期させる方法として、磁気共鳴信号の収集を心電図の心電信号と同期させる心電図同期ＭＲＩ（ＥＣＧ−ｇａｔｅｄ ＭＲＩ）や脈波と同期させる脈波同期ＭＲＩ（ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｇａｔｉｎｇ ＭＲＩ）が知られている。心電図同期ＭＲＩでは、磁気共鳴信号の収集を心電図の心電信号と同期させて、Ｒ波の頂点から一定時間後に磁気共鳴信号を収集し、通常はスピンエコー法により、拡張終期あるいは収縮終期の画像を生成する。また、グラジェントエコー法を用いれば心臓壁及び血流のシネ画像（動画）が得られ、これを繰り返すことにより、心室全体の機能を評価することもできる。

図５は心電図同期ＭＲＩを行う場合の、シーケンスの例を示したものである。
図５において、横軸は時間を示し、縦軸の上段は、ＥＣＧ（心電図：ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）で、縦軸の下段は、磁気共鳴信号の収集のタイミングを示す。

まず図５（ａ）では、最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔ＲＲの時間と同じ長さの時間を磁気共鳴信号を収集する繰り返し時間ＴＲとしている。図５（ａ）においては、最初のＲ波Ｒ１から一定時間が経過した遅延時間（ＴＤ：Ｔｒｉｇｅｒ Ｄｅｌａｙ）後のスタートｓｔ１時点から、最初の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1）が開始される。そして、次の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ2）は、最初の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1）が終了後、所定の待ち時間（ｗａｉｔ ｔｉｍｅ）が経過し、設定されたＲ波Ｒ２から遅延時間ＴＤが経過した後のスタートｓｔ２時点から開始される。なお、次の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ2）が開始されるまでの、Ｒ波同士の間隔は任意の整数で設定することができる。すなわち、繰り返し時間ＴＲはＲ波同士の間隔ＲＲの整数倍に設定できる。また、繰り返し時間ＴＲの間に被検体の複数の箇所からの磁気共鳴信号の収集を行うこともできる。

次に図５（ｂ）では、最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔ＲＲの時間内に、時間Ｔを繰り返し時間ＴＲと設定し磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1，Ｓａ2，Ｓａ3）を３回行う。一のＲＲの時間内に行われる磁気共鳴信号の収集は、最初のＲ波Ｒ１から一定時間が経過した遅延時間ＴＤ後のスタートｓｔ１時点から開始される。そして、当該ＲＲ時間内の磁気共鳴信号の収集が完了し、所定の待ち時間（ｗａｉｔ ｔｉｍｅ）が経過し、設定されたＲ波Ｒ２から遅延時間ＴＤが経過した後のスタートｓｔ２時点から、次のＲ２以降における磁気共鳴信号Ｓａ4が開始される。こうして、１のＲＲ期間内に複数回の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1，Ｓａ2，Ｓａ3）を行うことにより、３回分の被検体の画像のデータを得ることができ、画像生成時間を短縮することも可能である。

そして、図５（ｃ）では、最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔ＲＲの時間内において、所定の時間をデータ収集時間（ＡＷ：Ａｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｗｉｎｄｏｗ）として設け、さらに、所定の繰り返し時間ＴＲを複数回連続して設けている。この場合の磁気共鳴信号の収集は、ある位置の繰り返し時間ＴＲの全期間が、ＡＷと重なっている繰り返し時間ＴＲの時間について行う。図５（ｃ）の場合では、Ｓ2とＳ5において磁気共鳴信号の収集が行われる。あるいは、ある繰り返し時間ＴＲの開始時間がＡＷと重なっている際に磁気共鳴信号の収集を行うこともある。

特開２００２−１０２２０１号公報

磁気共鳴信号の収集は、繰り返し時間ＴＲ内において行われる。ここで、収集した磁気共鳴信号は、励起パルスから次の励起パルスまでの時間ＴＲ，励起パルスの中心からエコーのピークまでの時間ＴＥと関係している。ＴＲが組織のＴ１値と同程度であれば、各組織のＴ１値の違いが画像に反映され、さらにＴＥが非常に短ければ、各組織のＴ２値の影響が少ない画像が得られる。このような条件では、各組織のＴ１値の差が強くでる画像が得られる。これをＴ１強調画像と呼ぶ。

一般に、Ｔ１強調画像を得るためには、ＴＲを２００〜６００ｍｓ程度に短く設定する必要がある。ここで、図５（ａ）に示したシーケンスのような心電図同期ＭＲＩを行う場合、ＴＲとＲＲの長さが同じとなっている。一般に被検体の心拍は、６０〜７０回／分であるため、ＴＲが１０００ｍｓ程度となり、Ｔ1強調画像を得るために必要な値（２００〜６００ｍｓ）と比較して長くなる。そのため、図５（ａ）に示したシーケンスのような心電図同期ＭＲＩでは、Ｔ１強調画像を得にくいという問題がある。

また、図５（ｂ）に示したシーケンスのような心電図同期ＭＲＩを行う場合においてＲＲの時間内に、複数回の磁気共鳴信号の収集が行われているので、ＴＲをＴ1強調画像が得られるように短く設定して、複数回の磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1，Ｓａ2，Ｓａ3）を行うことができる。しかし、ＴＲを任意の値Ｔに設定すると、磁気共鳴信号の収集後、次のＲ２以降における磁気共鳴信号の収集（Ｓａ4）が開始されるまでの、待ち時間（ｗａｉｔ ｔｉｍｅ）が存在することになる。そのため、次のＲ２以降における磁気共鳴信号Ｓａ4を収集するのに際して、Ｓａ3とＳａ4との時間間隔ＴＲ３が、設定されたＴＲ（＝Ｔ）よりも延長するので、一定のＴＲで磁気共鳴信号の収集を行うことができなくなる。

図５（ｃ）に示したシーケンスのような心電図同期ＭＲＩを行う場合においては、複数回連続した所定の繰り返し時間ＴＲが設けられている。そして、この場合の繰り返し時間ＴＲはＲＲと直接連動していないので、Ｔ１強調画像を得られるように短く設定することもできる。しかし、実際に磁気共鳴信号の収集を行う繰り返し時間ＴＲは、ＡＷと重なっている時間についてのみである。そして、それ以外の繰り返し時間ＴＲにおいては、磁気共鳴信号の収集が行われないため、磁気共鳴信号の収集効率が下がり、スキャン効率が落ちる。

また、複数回連続した所定の繰り返し時間ＴＲは、心電図ＥＣＧの心電信号とは連動していないため、Ｒ波が計測された後、磁気共鳴信号の収集が行われるまでの時間が、各磁気共鳴信号の収集ごとに大きく異なってしまう。そのため、一様な心臓の収縮タイミングで各磁気共鳴信号の収集を行うことができず、磁気共鳴信号の収集タイミングによって異なる血流などの信号が、画像の画質低下を引き起こす可能性がある。

以上を考慮し、本発明が解決しようとする課題は、Ｔ1強調画像が得られやすく、適切なタイミングで磁気共鳴信号の収集を行うことができる磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

本発明は、被検体が収容される空間に静磁場を形成する静磁場形成部と、静磁場内の被検体にＲＦパルスを送信し、前記被検体のスピンを励起する送信部と、前記被検体に勾配磁場を印加し、前記ＲＦパルスによって励起されたスピンからの磁気共鳴信号のエンコードを行う勾配磁場印加部と、前記勾配磁場によりエンコードされた前記被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、前記データ収集部により収集された前記磁気共鳴信号に基づき、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、を有する磁気共鳴イメージング装置であって、前記データ収集部は、前記被検体の一心拍期間の２以上の整数分の１の期間を繰り返し時間として、前記磁気共鳴信号を収集する。

好適には、前記データ収集部は、所定のトリガ遅延時間経過後に前記磁気共鳴信号の収集を開始する。

より好適には、前記画像生成部は、前記データ収集部が前記被検体の一心拍期間内の複数の繰り返し時間内に収集した前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成する。

好ましくは、前記データ収集部は、前記被検体の一心拍期間内の複数の繰り返し時間の各繰り返し時間内ごとに、ｋ空間の周波数成分の列を異ならせて前記磁気共鳴信号を収集する。

好適には、前記被検体の一心拍期間内の複数の繰り返し時間のうち、一部の繰り返し時間内では前記データ収集部が磁気共鳴信号を収集しない。

一層好適には、前記被検体の一心拍期間内の最後の繰り返し時間の変動が大きい場合には前記データ収集部が磁気共鳴信号を収集しない。

前記データ収集部は、前記被検体の複数の心拍期間に渡って前記磁気共鳴信号を収集する、ようにしても良い。

なお、前記データ収集部は、ナビゲーターエコーに係る磁気共鳴信号を収集し、前記画像生成部は、前記データ収集部により収集されたナビゲーターエコーに係る磁気共鳴信号を前記被検体の体動アーチファクトの軽減のために使用する、ようにしても良い。

本発明に関わる磁気共鳴イメージング装置では、Ｔ1強調画像が得られやすく、適切なタイミングで磁気共鳴信号の収集を行うことができる。

＜実施形態＞
図１は、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。

図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置は、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４と、制御部２５と、クレードル２６と、ＥＣＧセンサ２７と、ＥＣＧユニット２８と、データ処理部３１と、操作部３２と、表示部３３とを有する。

以下より、各構成要素について、順次、説明する。

静磁場マグネット部１２は、たとえば、一対の永久磁石により構成されており、被検体４０が収容される撮像空間１１に静磁場を形成する。ここでは、静磁場マグネット部１２は、被検体４０の体軸方向に対して垂直な方向に静磁場の方向が沿うように静磁場を形成する。なお、静磁場マグネット部１２は、超伝導磁石により構成されていてもよく、その場合には通常静磁場の方向は水平な方向になっている。

勾配コイル部１３は、静磁場が形成された撮像空間１１に勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に位置情報を付加する。ここでは、勾配コイル部１３は、３系統からなり、撮像条件に応じて、周波数エンコード方向と位相エンコード方向とスライス選択方向とのそれぞれに勾配磁場を形成する。

具体的には、勾配コイル部１３は、被検体４０のスライス選択方向に勾配磁場を印加する。また、勾配コイル部１３は、被検体４０の位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を位相エンコードする。そして、勾配コイル部１３は、被検体４０の周波数エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を周波数エンコードする。

ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、被検体４０の撮像領域を囲むように配置される。ＲＦコイル部１４は、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成される撮像空間１１内において、電磁波であるＲＦパルスを被検体４０に送信して高周波磁場を形成し、被検体４０の撮像領域におけるプロトンのスピンを励起する。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体４０内のプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮像空間１１内にＲＦパルスを送信させて高周波磁場を形成する。ＲＦ駆動部２２は、ゲート変調器（図示なし）とＲＦ電力増幅器（図示なし）とＲＦ発振器（図示なし）とを有する。ＲＦ駆動部２２は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦ発振器からの信号を、ゲート変調器を用いて所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調する。そして、ゲート変調器により変調された信号を、ＲＦ電力増幅器により増幅した後、ＲＦコイル部１４に出力し、ＲＦパルスを送信させる。

勾配駆動部２３は、制御部２５からの制御信号に基づいて、勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮像空間１１内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、３系統の勾配コイル部１３に対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。

データ収集部２４は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集し、データ処理部３１に出力する。データ収集部２４は、エンコードが施された磁気共鳴信号をｋ空間に対応するように収集する。ここでは、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号をＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として位相検波器が位相検波した後に、そのアナログ信号の磁気共鳴信号をＡ／Ｄ変換器がデジタル信号に変換する。そして、その収集した磁気共鳴信号をメモリに記憶後、データ処理部３１に出力する。

制御部２５は、コンピュータと、コンピュータを用いて所定のパルスシーケンスを各部に実行させるプログラムとを有する。そして、制御部２５は、操作部３２からデータ処理部３１を介して入力される操作信号に基づいて、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とのそれぞれに、所定のパルスシーケンスを実行させる制御信号を出力し制御を行う。

クレードル２６は、被検体４０を載置する台を有する。クレードル２６は、制御部２５からの制御信号に基づいて、撮像空間１１の内部と外部との間を移動する。

ＥＣＧセンサ２７は被検体４０の体表に設けられ、被検体４０の心電信号を受信して電気信号としてＥＣＧユニット２８に与える。
ＥＣＧユニット２８は、ＥＣＧセンサ２７から受けた心電図の心電信号に対してデジタル化処理等の各種処理を施し、心電波形データとして制御部２５に出力する。

制御部２５がＥＣＧユニット２８から、被検体４０の心電図の心電信号を受けることにより、制御部２５は、磁気共鳴信号の収集を心電図の心電信号と同期させる制御を行うことができるようになる。

データ処理部３１は、コンピュータと、そのコンピュータを用いて所定のデータ処理を実行するプログラムとを有する。データ処理部３１は、操作部３２に接続されており、操作部３２からの操作信号が入力される。そして、データ処理部３１は、制御部２５に接続されており、オペレータによって操作部３２に入力される操作信号を制御部２５に出力する。

また、データ処理部３１は、データ収集部２４に接続されており、データ収集部２４が収集された磁気共鳴信号を取得し、その取得した磁気共鳴信号に対して画像処理を行って、被検体４０のスライスについての画像を生成する。たとえば、データ処理部３１は、デジタル信号に変換された磁気共鳴信号に対してフーリエ変換処理を実施して、被検体４０の画像を生成する。そして、データ処理部３１は、その生成した画像を表示部３３に出力する。

操作部３２は、キーボードやマウスなどの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作され、その操作に応じた操作信号をデータ処理部３１に出力する。ここでは、撮像目的に応じた複数のパルスシーケンスをオペレータが選択して入力可能なように操作部３２が構成されている。

表示部３３は、ＣＲＴなどの表示デバイスにより構成されている。表示部３３は、被検体４０からの磁気共鳴信号に基づいて生成される被検体４０のスライスについての画像を表示する。

なお、上記の実施形態の磁気共鳴イメージング装置において、勾配コイル部１３は、本発明の勾配磁場印加部に相当する。また、本実施形態のＲＦコイル部１４は、本発明の送信部に相当する。また、本実施形態のデータ収集部２４は、本発明のデータ収集部に相当する。また、本実施形態のデータ処理部３１は、本発明の画像生成部に相当する。

（磁気共鳴信号の収集：１）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して被検体４０の画像を生成する場合について図２を参照しながら説明する。
図２は、被検体４０にＥＣＧセンサ２７を取り付け、被検体４０の心電図（ｅｃｇ）を計測しながら、被検体４０の画像を生成する際の磁気共鳴信号の収集タイミングを示したものである。すなわち、心拍同期を行いながら、被検体４０の画像の生成を行っている。

被検体４０に取り付けられたＥＣＧセンサ２７はＲ波を計測し、図２のように、Ｒ１，Ｒ２のパルス信号が現れる。そして、最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔はＲＲとなっており、ＲＲは被検体４０の一心拍期間となる。
図２において、磁気共鳴イメージング装置のデータ収集部２４は、繰り返し時間ＴＲi内において被検体４０からの磁気共鳴信号の収集を行う。ここで、繰り返し時間ＴＲiは最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔ＲＲの２以上の整数分の１の期間となるようにし、図２の場合は繰り返し時間ＴＲiはＲＲの３分の１としている。さらに、ＲＦパルスと勾配磁場は、ＲＦコイル部１４と勾配コイル部１３によってすべての繰り返し時間ＴＲiにおいて同様に印加される。

被検体４０であるヒトの心拍数は通常６０〜７０回／分であり、ＲＲは１０００ｍｓ程度となる。そのため、図２のように繰り返し時間ＴＲiを例えばＲＲの３分の１とした場合には、繰り返し時間ＴＲiは３００〜４００ｍｓ程度となる。そのため、短い繰り返し時間ＴＲiを設定することができ、Ｔ1強調画像を容易に得ることができる。

さらに、図２のように繰り返し時間ＴＲiを例えばＲＲの３分の１とするだけでなく、繰り返し時間ＴＲiをＮ分の１（Ｎは２以上の整数）とすることで、さらに、繰り返し時間ＴＲiを短くすることができる。そのため被検体４０の状態にあわせて、一層Ｔ1強調画像を容易に得ることができる。

また、ＲＲの時間となる被検体４０の一心拍期間内において、最初の磁気共鳴信号の収集は、繰り返し時間ＴＲ1において開始される。そして、繰り返し時間ＴＲ1の始期ｓｔ１を最初のＲ波Ｒ１のパルスが計測されてから所定のトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後とする。同様にして、次のＲ波Ｒ２のパルスが計測された後に開始される磁気共鳴信号の収集（繰り返し時間ＴＲ´１内において磁気共鳴信号の収集が行われる）の開始時期ｓｔ２をｓｔ１と同じトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後とする。このように、各Ｒ波のパルスの計測された後に、初めて磁気共鳴信号の収集を行う時期を、所定のトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後とする。

ＴＲ´１もＲＲの３分の１となっており、ＴＲ１，ＴＲ２，ＴＲ３，ＴＲ´１は連続している。そのため、撮影中に被検体４０の心拍数が変動した場合、ＴＲ３の長さが変動するが、従来の図５（ｂ）の場合のように長い待ち時間（ｗａｉｔ ｔｉｍｅ）が入ることなく、ほぼ同じ繰り返し時間ＴＲで磁気共鳴信号の収集を行うことができる。なお、例えば心拍数の変動によってＴＲ３の変動が大きくなるような場合には、その前後の磁気共鳴信号のデータを画像生成のために使用しないようにすることもできる。これによって、被検体４０の心拍数が常に安定した状態で磁気共鳴信号の収集を行うことができる。このように、被検体４０の複数回の心拍期にわたって、磁気共鳴信号を収集する場合に、一様な心臓の収縮タイミングで各磁気共鳴信号の収集を行うことができるようになり、生成される画像の画質の向上が図られる。

なお、図２において、被検体４０のＲＲの時間となる被検体４０の一心拍期間内において、磁気共鳴信号を収集できるのは、繰り返し時間ＴＲ１，ＴＲ２及びＴＲ３内の３回分であるが、これら３回分のＴＲ１，ＴＲ２及びＴＲ３内において、すべて磁気共鳴信号の収集を行う必要は必ずしも無い。例えば、繰り返し時間ＴＲ１（ＴＲ´１）の時間内においてのみ磁気共鳴信号の収集を行えば、常に同じ収縮タイミングで磁気共鳴信号の収集を行い、心拍動の影響の少ない画像を得ることができる。また、繰り返し時間ＴＲ３の時間内においては、磁気共鳴信号の収集を行わず、繰り返し時間ＴＲ１及びＴＲ２の時間内においてのみ磁気共鳴信号の収集を行えば、撮影時間を短縮することができる。このように、被検体４０の一心拍期間内に複数回の磁気共鳴信号の収集を行う場合、以下の段落で説明するように、異なる収縮タイミングの磁気共鳴信号のデータがｋ空間に適切に配置するようにデータ収集を行うことにより、収縮タイミングが異なっていることによって発生するアーチファクトの影響を抑制することができる。いずれにしても、繰り返し時間ＴＲiが短いので、Ｔ1強調画像が得られることには変わりない。

（磁気共鳴信号の収集：２）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して被検体４０の画像を生成する別の場合について図３を参照しながら説明する。
図３（ａ）では図２の場合と同様にして、被検体４０にＥＣＧセンサ２７を取り付け、被検体４０の心電図（ｅｃｇ）を計測しながら、被検体４０の画像を生成する。すなわち、心拍同期を行いながら、被検体４０の画像の生成を行う。

また、図３（ａ）では図２の場合と同様にして、繰り返し時間ＴＲiはＲＲの３分の１としている。ただし、図３（ａ）の場合では、１の繰り返し時間ＴＲi内において、複数の画像（ここでは、Ｓａ及びＳｂの２箇所）を生成するための磁気共鳴信号の収集を行っている。図２の場合と同様にして、最初のＲ１波と次のＲ２波の間における、繰り返し時間ＴＲ1の始期ｓｔ１を最初のＲ波Ｒ１のパルスが計測されてから所定のトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後とし、次のＲ波Ｒ２のパルスが計測された後に開始される磁気共鳴信号の収集（繰り返し時間ＴＲ´１内において磁気共鳴信号の収集が行われる）の開始時期ｓｔ２をｓｔ１と同じトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後とする。

図３（ａ）ではＳａ及びＳｂの２箇所の画像を生成するための各データ収集は、繰り返し時間ＴＲ1と繰り返し時間ＴＲ2の２回に分割して行われる。すなわち、画像Ｓａを生成するための磁気共鳴信号の収集は、繰り返し時間ＴＲ１内の前半のＳａ1と繰り返し時間ＴＲ２内の前半のＳａ2の２回に分割して行われ、画像Ｓｂを生成するための磁気共鳴信号の収集は、繰り返し時間ＴＲ１内の後半のＳｂ1と繰り返し時間ＴＲ２内の後半のＳｂ2の２回に分割して行われる。なお、図３（ａ）では、繰り返し時間ＴＲ３の時間内においては磁気共鳴信号の収集を行っていない。

このように、画像Ｓａを生成するための磁気共鳴信号の収集は一心拍期間内に２回に分割して行われるため、画像Ｓａのｋ空間（ｋx，ｋy）における磁気共鳴信号の収集は、２つの異なる収縮タイミングで行われる。同様にして、画像Ｓｂを生成するための磁気共鳴信号の収集は一心拍期間内に２回に分割して行われるため、画像Ｓｂのｋ空間（ｋx，ｋy）における磁気共鳴信号の収集は、２つの異なる収縮タイミングで行われる。

図３（ｂ）は、２次元の画像Ｓａを生成するために必要なｋx及びｋyの２次元のｋ空間を示したものである。なお、画像Ｓｂについても同様である。図３（ｂ）は、２次元の画像についての説明であるが、３次元画像の場合のｋ空間であっても、同様に考えることができる。
図３（ｂ）において、ｋy空間は、正の高周波成分＋ｋy_maxから負の高周波成分−ｋy_maxからなり、これらは、ｋｙ方向に複数段の列に分割されている。例えば、ｋｙ方向の列が２５６段階に分割されている場合は、＋ｋy_maxの位置は、１２８ステップ目であり、原点Ｏの位置は、０ステップ目であり、−ｋy_maxの位置は、−１２７ステップ目である。すなわち、ｋｙ空間は、ｉ＝−１２７〜１２８段階からなるｋｙiの列の集合となっている。

繰り返し時間ＴＲ１内の前半のＳａ1において、磁気共鳴信号の収集を行う場合は、例えば、図３（ｂ）に示した、ｋ空間において、ｋｙiのｉが偶数のｋｙiの列のみの磁気共鳴信号を収集する。そして、繰り返し時間ＴＲ２内の前半のＳａ2において、磁気共鳴信号の収集を行う場合は、例えば、図３（ｂ）に示した、ｋ空間において、ｋｙiのｉが奇数のｋｙiの列のみの磁気共鳴信号を収集する。

同様にして、画像Ｓｂについて、繰り返し時間ＴＲ１内の後半のＳｂ1における磁気共鳴信号の収集、及び、繰り返し時間ＴＲ２内の後半のＳｂ2における磁気共鳴信号の収集においても、各繰り返し時間ＴＲ１及びＴＲ２内ごとに、ｋ空間の周波数成分の列を異ならせて前記磁気共鳴信号を収集する。

以上のように、各繰り返し時間内ごとにｋ空間の周波数成分の列を異ならせて収集した前記磁気共鳴信号を、フーリエ変換によって画像化することによって、収縮タイミングが異なることによって生じる磁気共鳴信号の変動を、ゴースト成分としてＦＯＶの両端に飛ばすことが可能である。このようにすれば、心拍動によるアーチファクトを抑制し、撮影時間を短縮した被検体４０のＴ1強調がなされた画像が得られる。

（磁気共鳴信号の収集：３）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して被検体４０の画像を生成する別の場合について図４を参照しながら説明する。
図４でも図２の場合と同様にして、被検体４０にＥＣＧセンサ２７を取り付け、被検体４０の心電図（ｅｃｇ）を計測しながら、被検体４０の画像を生成する。すなわち、心拍同期を行いながら、被検体４０の画像の生成を行う。

図４では図２の場合と同様にして、磁気共鳴イメージング装置のデータ収集部２４は、繰り返し時間ＴＲi内において被検体４０からの磁気共鳴信号の収集を行う。なお、図４の場合では、繰り返し時間ＴＲ１〜ＴＲ３のうち、ＴＲ１及びＴＲ２の時間内においてのみ磁気共鳴信号の収集を行っている。さらに、繰り返し時間ＴＲiは最初のＲ波Ｒ１と次のＲ波Ｒ２の間隔ＲＲの２以上の整数分の１の期間となるようにし、図４の場合では繰り返し時間ＴＲiはＲＲの３分の１としている。

また、ＲＲの時間となる被検体４０の一心拍期間内において、最初の磁気共鳴信号の収集は、繰り返し時間ＴＲ1内において開始される。そして、図２の場合と同様にして、繰り返し時間ＴＲ1の始期ｓｔを最初のＲ波Ｒ１のパルスが計測されてから所定のトリガ遅延時間（Ｔ．Ｄ）経過後としている。

図４に示した磁気共鳴信号の収集を行うシーケンスにおいて、一心拍期間内における次の繰り返し時間ＴＲ２内において行われる磁気共鳴信号の収集（Ｓａ2）が行われた後に、ナビゲーターエコーＮＥに係る磁気共鳴信号の収集も行っている。しかし、一心拍期間内における最初の繰り返し時間ＴＲ１内において行われる磁気共鳴信号の収集（Ｓａ1）が行われる前に、ナビゲーターエコーＮＥに係る磁気共鳴信号の収集を行っても良いし、一心拍期間内にナビゲーターエコーＮＥに係る磁気共鳴信号の収集を複数回行っても良い。

図４のシーケンスにおいて実施されるナビゲーターエコーＮＥに係るナビゲーターシーケンスは、横隔膜から位相エンコードを与えない磁気共鳴信号を計測するものであり、通常一般的に実施されているものである。ナビゲーターシーケンスを実施することにより、被検体４０の呼吸による体動を検出する。

ナビゲーターシーケンスを実施することによって検出された被検体４０の体動が所定以上の大きさであると制御部２５が判断した場合は、ナビゲーターエコーＮＥを取得した心拍内において収集されたＳａについての磁気共鳴信号を、データ処理部３１が画像生成のための信号から除外することができる。こうして、データ処理部３１において体動が大きい繰り返し時間ＴＲ内において収集された磁気共鳴信号を画像生成に使用しないという処理を行うことにより、体動アーチファクトを軽減し、Ｔ1強調がなされた被検体４０の画像を生成することができるようになる。あるいは、データ処理部３１においてナビゲーターシーケンスによって検出された被検体４０の体動の変動量に基づき、励起するスライス位置を補正するスライストラッキングを行うことで、体動アーチファクトを軽減することもできる。

本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。 本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、磁気共鳴信号の収集を行う一のシーケンスであり、被検体の心電図の波形の時間依存性を併せて示した図である。 （ａ）は、本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、磁気共鳴信号の収集を行う別のシーケンスであり、被検体の心電図の波形の時間依存性を併せて示した図である。（ｂ）は、画像を生成するための磁気共鳴信号のｋ空間を示した図である。 本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、磁気共鳴信号の収集を行う一のシーケンスであり、被検体の心電図の波形の時間依存性を併せて示した図である。 （ａ）〜（ｃ）はそれぞれ、従来技術の磁気共鳴イメージング装置を使用して、磁気共鳴信号の収集を行う一のシーケンスであり、被検体の心電図の波形の時間依存性を併せて示した図である。

符号の説明

１１…撮像空間， １２…静磁場マグネット部， １３…勾配コイル部（勾配磁場印加部）， １４…ＲＦコイル部（送信部）， ２２…ＲＦ駆動部， ２３…勾配駆動部， ２４…データ収集部， ２５…制御部， ２６…クレードル， ２７…ＥＣＧセンサ， ２８…ＥＣＧユニット， ３１…データ処理部（画像生成部）， ３２…操作部， ３３…表示部， ４０…被検体

Claims (6)

1. 被検体が収容される空間に静磁場を形成する静磁場形成部と、
   静磁場内の被検体にＲＦパルスを送信し、前記被検体のスピンを励起する送信部と、
   前記被検体に勾配磁場を印加し、前記ＲＦパルスによって励起されたスピンからの磁気共鳴信号のエンコードを行う勾配磁場印加部と、
   前記勾配磁場によりエンコードされた前記被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、
   前記データ収集部により収集された前記磁気共鳴信号に基づき、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記被検体の一心拍期間の２以上の整数分の１の期間が繰り返し時間として設定され、
   前記データ収集部は、前記被検体の一心拍期間内の複数の繰り返し時間のうち最後の繰り返し時間に基づいて、前記最後の繰り返し時間の前後の繰返し時間で収集される磁気共鳴信号を画像生成のために使用しないことを決定する、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記データ収集部は、所定のトリガ遅延時間経過後に前記磁気共鳴信号の収集を開始する
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記画像生成部は、前記データ収集部が前記被検体の一心拍期間内に収集した前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成する
   請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記データ収集部は、前記被検体の一心拍期間内の各繰り返し時間内ごとに、ｋ空間の周波数成分の列を異ならせて前記磁気共鳴信号を収集する
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記データ収集部は、前記被検体の複数の心拍期間に渡って前記磁気共鳴信号を収集する
   請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記データ収集部は、ナビゲーターエコーに係る磁気共鳴信号を収集し、
   前記画像生成部は、前記データ収集部により収集されたナビゲーターエコーに係る磁気共鳴信号を前記被検体の体動アーチファクトの軽減のために使用する
   請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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