JP4443918B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、心筋梗塞を診断する際、心筋梗塞領域の描出画像と心筋全体の輪郭の抽出画像とを１回の撮影で得る磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法に関する。

従来、医療現場におけるモニタリング装置として、図１２に示すような磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置１が利用される（例えば特許文献１参照）。

ＭＲＩ装置１は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２内部にセットされた被検体Ｐの撮像領域に傾斜磁場コイルユニット３の各傾斜磁場コイル３ｘ、３ｙ、３ｚでＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向の傾斜磁場を形成するとともにＲＦ（Radio Frequency）コイル４から高周波（ＲＦ）信号を送信することにより被検体Ｐ内の原子核スピンを磁気的に共鳴させ、励起により生じた核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）信号を利用して被検体ＰのＭＲ画像を再構成する装置である。

すなわち、予め静磁場電源５により静磁場用磁石２内部に静磁場が形成される。さらに、入力装置６からの指令によりシーケンスコントローラ制御手段７は、信号の制御情報であるシーケンスをシーケンスコントローラ８に与え、シーケンスコントローラ８はシーケンスに従って各傾斜磁場コイル３ｘ、３ｙ、３ｚに接続された傾斜磁場電源９およびＲＦコイル４に高周波信号を与える送信器１０を制御する。このため、撮像領域に傾斜磁場が形成され、被検体Ｐには高周波信号が送信される。

そして、被検体Ｐ内の原子核スピンの励起に伴って発生したＮＭＲ信号は、ＲＦコイル４で受信されるとともに受信器１１に与えられてデジタル化された生データ（raw data）に変換される。さらに、生データは、シーケンスコントローラ８を介してシーケンスコントローラ制御手段７に取り込まれ、シーケンスコントローラ制御手段７は生データデータベース１２に形成されたｋ空間（フーリエ空間）に生データを配置する。そして、画像再構成手段１３が、ｋ空間に配置された生データに対してフーリエ変換を実行するとともに表示装置１４に与えて表示させることにより、被検体Ｐの画像が再構成される。

また、この際、静磁場用磁石２の内側に同軸上に設けられた筒状のシムコイル１５にシムコイル電源１６から電流が供給されて、静磁場が均一化される。

このようなＭＲＩ装置１により、心筋梗塞ないし虚血性心疾患を診断する方法として、従来、心筋遅延造影法（Late EnhancementまたはDelayed Enhancement）がある（例えば非特許文献１参照）。

心筋遅延造影法は、被検体ＰにＭＲ造影剤を注入した後、一定の遅延時間後にインバージョンリカバリ（ＩＲ：Inversion Recovery）法（反転回復法）によりＴ１強調画像を収集することにより心筋梗塞領域を特定する方法である。

すなわち、ＩＲシーケンスによる撮像ではＲＦコイル４にＮＭＲ信号取得用の高周波信号を印加する前にＩＲプリパルスが印加され、原子核スピンのｚ軸方向の縦磁化成分が反転される。そして、原子核スピンの縦緩和（Ｔ１緩和）により縦磁化が回復してくる過程でデータ取得用のＲＦパルスを印加させて、エコー信号であるＮＭＲ信号が測定される。

ここで、原子核スピンの縦磁化成分の反転状態からの回復速度は、縦緩和により原子核スピンが定常状態に戻る際の時定数Ｔ１にのみ依存する。このため、ＩＲプリパルスから９０°パルスまでの時間であるインバージョンタイムＴＩ（反転回復時間）を調節することにより、各組織におけるＴ１の差異を利用してＴ１強調を行って特定の組織の画像を強調して得ることができる。

一方、ガドリウムＧｄをＭＲ造影剤として被検体Ｐに投与すると、一定の遅延時間後には心筋梗塞領域では組織浮腫や心筋細胞膜の障害により、ＭＲ造影剤の細胞外液分布容積が正常心筋よりも増大する。ＭＲ造影剤はＴ１を短縮させる性質があるため、ＭＲ造影剤を被検体Ｐに投与した後にＩＲ法により被検体Ｐを高速撮影すると、心筋梗塞病変が明瞭な高信号域として描出されることが知られる。

また、心筋遅延造影法によるＩＲ撮像は呼吸停止下で行われるため、高速で撮像を実行する必要がある。そこで、従来、ｋ空間を複数のセグメントに分割し、心電波形に同期させて一度に複数の位相エンコード分の生データを収集して高い時間分解能で画像を撮像するセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法（segment k-space method）により生データが収集される。

すなわち、心電図（ＥＣＧ：Electrocardiography）センサ１７により呼吸停止下で得られた図１３（ａ）に示すＥＣＧ信号がＥＣＧユニット１８に与えられて、シーケンスコントローラ制御手段７を介してＩＲシーケンス生成手段１９に与えられる。ＩＲシーケンス生成手段１９は、図１３（ｂ）に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波から一定の遅延時間Ｔｄ後にＩＲプリパルス２０を有し、ＩＲプリパルス２０からインバージョンタイム（ＴＩ）後に複数のサブシーケンス２１ａで構成されたデータ取得用シーケンス２１を有するＩＲシーケンスを生成する。

この際、ＩＲプリパルス２０は、ＩＲプリパルス生成手段２４により生成される一方、データ取得用シーケンス２１はデータ取得用シーケンス生成手段２５により生成されてＩＲシーケンス生成手段１９により合成される。また、データ取得用シーケンス２１は、低周波成分収集ブロック２２と高周波成分ブロック２３とで構成される。

この際、図１３（ｃ）の縦磁化Ｍｚの時間ｔに対する変化を示すグラフに示すように、インバージョンタイム（ＴＩ）は、心筋梗塞領域Ａ１の縦磁化Ａ１が正値でその他の正常心筋の縦磁化Ａ２がゼロに近くなる時間に設定され、心筋梗塞領域からのＮＭＲ信号が強調される。

ＩＲシーケンス生成手段１９は、シーケンスコントローラ制御手段７を介してＩＲシーケンスをシーケンスコントローラ８に与える。そして、シーケンスコントローラ８が、ＩＲシーケンスに従って傾斜磁場および高周波信号を制御することにより、心筋梗塞領域の画像がＴ１強調されて高速撮影される。
特開２００１−１４９３４１号公報（第１頁―第１１頁、図１参照） ＩＮＮＥＲＶＩＳＩＯＮ（１５・３）２０００ Ｐ．５９−６６ 造影ＭＲＩによる虚血性心疾患の診断 佐久間ほか

従来、心筋バイアビリティの評価では、心筋梗塞領域の全心筋体積に占める割合、あるいは心筋壁厚の何％に心筋梗塞領域が認められるか（壁厚進展度）を測定することが重要であることが、「日本医放会誌 ２００２年 第６２巻 第１２号 ｐ．６８２−６８９ 心臓領域におけるＭＲＩ用造影剤の実際の使用方法 佐久間 肇」に記載されている。

心筋梗塞領域の体積は、心臓領域のＴ１強調画像において所定の閾値以上の画素値を有するボクセル数をカウントし、ボクセルの体積を掛けることにより求めることができる。

しかし、Ｔ１強調画像は、正常心筋の画素値ができるだけ０に近くなるような撮像パラメータで得られるため、心筋周囲の脂肪が多い場合を除き、心筋外膜と周囲との境界を抽出することが困難な場合が多い。

すなわち、正常心筋における画素値を０に近づけて心筋梗塞領域とその他の領域とのコントラストをつける必要があるため、正常心筋からのＮＭＲ信号の強度をできるだけｎｕｌｌ（無信号）にしなければならない。このため、心筋とその周囲の肺野からのＮＭＲ信号の強度が同程度に小さくなり、心筋遅延造影法により得られた画像を用いて心筋外膜と周囲との境界、すなわち心筋外壁の輪郭を抽出して心筋全体の体積や心筋壁厚を測定することが困難である。

特に、ソフトウェアにより隣接するボクセルの画素値の変化を検出して自動的に組織の輪郭を抽出する画素値法を適用した場合には、正確な輪郭の抽出が行われない可能性が高い。

このため、従来、心筋全体の体積や心筋壁厚を測定して心筋梗塞領域の全心筋体積に占める割合あるいは壁厚進展度を求める場合には、心筋の輪郭を抽出するために心筋遅延造影法による撮像とは別に、心筋遅延造影法のパルスシーケンスからインバージョンパルスを取り除いたパルスシーケンスによる撮像を行う方法や、心筋遅延造影法のパルスシーケンスのインバージョンタイム（ＴＩ）を心筋信号が０となる設定値からずらして心筋の画素値が周囲に対して高くなるような撮像を行う方法がとられる。

この結果、心筋の輪郭を抽出するための撮像が心筋梗塞領域の撮像とは別に必要となり、検査時間の増加に繋がる。さらに、通常、ＭＲＩ装置１を用いた心筋遅延造影法による虚血性心疾患の検査は、心筋パフュージョン撮影やシネ撮影等の撮像と組合せて行われる。このような各種撮影は通常、被検体Ｐである患者の呼吸停止下で行われる場合が多いため、患者は各撮影において複数回に亘って息止めをする必要があり、被検体Ｐの負担や労力の増加要因となっている。

さらに、撮影を複数回に分けた場合には、各撮影において被検体Ｐの呼吸停止状態が異なるため、スライス位置ずれが起こり正確な計測が困難となる。

そこで、ＭＲＩ装置１を用いた虚血性心疾患検査等の心臓検査では、被検体Ｐの位置決めやテストスキャン等の作業を含めた検査時間全体の短縮、撮影回数の低減、被検体Ｐの負担低減および測定精度の向上が望まれる。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、心筋梗塞領域の描出画像と心筋全体の輪郭の抽出画像とを１回の撮影で得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法を提供することを目的とする。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、ＩＲプリパルスを生成するＩＲプリパルス生成手段と、前記ＩＲプリパルスから心筋の縦磁化がゼロ付近となるようなインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用シーケンスを生成するデータ取得用シーケンス生成手段と、共通のＩＲプリパルスから前記データ取得用シーケンス生成手段により生成されたデータ取得用シーケンスのインバージョンタイムＴＩ１と異なり、心筋の縦磁化の絶対値が前記インバージョンタイムＴＩ１後における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるようなインバージョンタイムＴＩ２後に、心筋全体データ用シーケンスを生成する心筋全体データ用シーケンス生成手段と、前記ＩＲプリパルス、データ取得用シーケンスおよび心筋全体データ用シーケンスを合成することによりマルチエコー法によるＩＲシーケンスを生成するＩＲシーケンス生成手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項５に記載したように、被検体の心時相に同期させてインバージョンリカバリ法を用いて画像を収集する磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の心時相に同期させてインバージョンリカバリパルスを印加した後、前記画像の高周波成分のデータを収集するとともに、心筋の縦磁化がゼロ付近となるような第１の反転回復時間および前記第１の反転回復時間と異なり、かつ心筋の縦磁化の絶対値が前記第１の反転回復時間における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるような第２の反転回復時間を少なくとも含む複数の異なる反転回復時間各々において同一スライス位置における前記画像の低周波成分のデータを複数回収集する収集手段と、前記異なる遅延時間において収集された低周波成分のデータ各々と前記高周波成分のデータから複数の画像を生成する画像生成手段とを備えることを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項６に記載したように、ＩＲ法により共通のＩＲプリパルスから心筋の縦磁化がゼロ付近となるようなインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用シーケンスを有し、前記インバージョンタイムＴＩ１と異なり、心筋の縦磁化の絶対値が前記インバージョンタイムＴＩ１後における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるようなインバージョンタイムＴＩ２後に、心筋全体データ用シーケンスを有するマルチエコー法によるＩＲシーケンスを生成することを特徴とする方法である。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法においては、心筋梗塞領域の描出画像と心筋全体の輪郭の抽出画像とを１回の撮影で得ることが可能であるため、検査時間全体の短縮、撮影回数の低減、被検体の呼吸停止による負担低減および被検体の呼吸停止状態の相違に伴う測定精度の向上を図ることができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。

磁気共鳴イメージング装置３０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石３１と、この静磁場用磁石３１の内部に設けられたシムコイル３２、傾斜磁場コイルユニット３３およびＲＦコイル３４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。

また、磁気共鳴イメージング装置３０には、制御系３５と心電図（ＥＣＧ：Electrocardiography）計測系３６とが備えられる。

制御系３５は、静磁場電源３７、傾斜磁場電源３８、シムコイル電源２９、送信器４０、受信器４１、シーケンスコントローラ４２およびコンピュータ４３を具備している。制御系３５の傾斜磁場電源３８は、Ｘ軸傾斜磁場電源３８ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源３８ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源３８ｚで構成される。また、コンピュータ４３には、入力装置４４、表示装置４５、演算装置４６および記憶装置４７が備えられる。

ＥＣＧ計測系３６は、ＥＣＧセンサ４８とＥＣＧユニット４９とを具備している。

磁気共鳴イメージング装置３０の静磁場用磁石３１は静磁場電源３７と接続され、静磁場電源３７から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。また、静磁場用磁石３１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル３２が設けられる。シムコイル３２はシムコイル電源２９と接続され、シムコイル電源２９からシムコイル３２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル３３ｚで構成され、静磁場用磁石３１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット３３の内側には寝台５０が設けられて撮像領域とされ、寝台５０には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル３４はガントリに内蔵されず、寝台５０や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。

また、傾斜磁場コイルユニット３３は、傾斜磁場電源３８と接続される。傾斜磁場コイルユニット３３のＸ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル３３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源３８のＸ軸傾斜磁場電源３８ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源３８ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源３８ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源３８ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源３８ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源３８ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル３３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

ＲＦコイル３４は、送信器４０および受信器４１と接続される。ＲＦコイル３４は、送信器４０から高周波信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンの高周波信号による励起に伴って発生したＮＭＲ信号を受信して受信器４１に与える機能を有する。

一方、ＥＣＧ計測系３６のＥＣＧセンサ４８は被検体Ｐの体表に設けられ、ＥＣＧ信号を受信して電気信号としてＥＣＧユニット４９に与える機能を有する。

ＥＣＧユニット４９は、ＥＣＧセンサ４８から受けたＥＣＧ信号の電気信号に対してデジタル化処理等の各種処理を施してシーケンスコントローラ４２およびコンピュータ４３に出力する機能を有する。

また、制御系３５のシーケンスコントローラ４２は、傾斜磁場電源３８、送信器４０、受信器４１およびＥＣＧユニット４９と接続される。シーケンスコントローラ４２は傾斜磁場電源３８、送信器４０および受信器４１を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源３８に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源３８、送信器４０および受信器４１を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ４２は、受信器４１からはデジタル化されたＮＭＲ信号である生データ（raw data）を受けて、ＥＣＧユニット４９からはデジタル化されたＥＣＧ信号をそれぞれ受けてコンピュータ４３に与えるように構成される。

このため、送信器４０には、シーケンスコントローラ４２から受けた制御情報に基づいて高周波信号をＲＦコイル３４に与える機能が備えられる一方、受信器４１には、ＲＦコイル３４から受けたＮＭＲ信号に所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化されたＮＭＲ信号である生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ４２に与える機能とが備えられる。

また、コンピュータ４３の記憶装置４７に保存されたプログラムを演算装置４６で実行することにより、コンピュータ４３には各種機能が備えられるとともにシーケンス作成システム６３が構成される。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ４３を構成してもよい。

図２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０の機能ブロック図である。

コンピュータ４３は、プログラムによりシーケンスコントローラ制御手段６０、画像再構成手段６１、生データデータベース６２として機能する。

さらにシーケンス作成プログラムがコンピュータ４３の演算装置４６に読み込まれて実行されることにより、シーケンス作成システム６３が構成される。シーケンス作成システム６３は、ＩＲプリパルス生成手段６４、データ取得用シーケンス生成手段６５、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６、ＩＲシーケンス生成手段６７およびデータ分配手段６８を有する。

ここで、磁気共鳴イメージング装置３０により心筋梗塞ないし虚血性心疾患を診断する場合には、心筋梗塞領域を特定するために、被検体ＰにＭＲ造影剤を注入した後、一定の遅延時間後にＩＲシーケンスによりＴ１強調画像を収集する心筋遅延造影法による撮影が行われる。

ＩＲシーケンスによる撮像ではＲＦコイル４に高周波信号としてデータ取得用のＲＦパルスを印加する前に１８０°パルスがＩＲプリパルス（インバージョンリカバリパルス）として印加される。そして、ＩＲプリパルスにより原子核スピンのｚ軸方向の縦磁化成分を反転させ、励起した核スピンが吸収したエネルギを周囲の分子に熱振動のエネルギとして放出する縦緩和（Ｔ１緩和）により縦磁化が回復してくる過程でＲＦパルスを印加させて、エコー信号であるＮＭＲ信号が測定される。

このとき、縦磁化成分の反転状態からの回復の速度は、縦緩和により核スピンが定常状態に戻る際の時定数Ｔ１にのみ依存する。このため、１８０°パルスからＲＦパルスまでの時間（反転時間）を調節することにより、各組織におけるＴ１の差異を利用してＴ１強調を行って特定の組織の画像を強調して得ることができる。

ここで、心筋遅延造影法において被検体Ｐに投与されるＧｄ系のＭＲ造影剤は、縦緩和時間Ｔ１を短縮させる効果があるため、ＭＲ造影剤が投与された血液が分布する領域からは強いＮＭＲ信号が生じる。そこで、ＭＲ造影剤を被検体Ｐに投与してＩＲ法により高速撮影すると、心筋梗塞領域では組織浮腫や心筋細胞膜の障害によって、一定の遅延時間後にはＭＲ造影剤の細胞外液分布容積が正常心筋よりも増大するため、心筋梗塞領域が明瞭なＮＭＲ信号の高信号域として描出される。そして、ＩＲ法により得られた生データを再構成させると、心筋梗塞領域の縦緩和時間Ｔ１に応じて強調したコントラストのＴ１強調画像が得られる。

そこで、シーケンス作成システム６３には、このような心筋遅延造影法による撮影のためのＩＲシーケンスを生成してシーケンスコントローラ制御手段６０に与える機能が備えられる。

シーケンス作成システム６３のＩＲプリパルス生成手段６４は、ＩＲシーケンスのＩＲプリパルスを生成してＩＲシーケンス生成手段６７に与える機能を有する。ここで、ＩＲプリパルスは、ＥＣＧユニット４９から受けたＥＣＧ信号の心時相に同期するように生成される。すなわち、ＩＲプリパルス生成手段６４はシーケンスコントローラ制御手段６０からＥＣＧ信号を受けて、ＥＣＧ信号の各Ｒ波から一定の遅延時間Ｔｄ後に撮影領域全体を励起させるようなＩＲプリパルスをそれぞれ生成するように構成される。

データ取得用シーケンス生成手段６５は、各ＩＲプリパルスから一定の待ち時間、すなわちインバージョンタイムＴＩ１後に、関心スライス断面を選択的に励起させてＲＦコイル４においてＮＭＲ信号を受信させるためのデータ取得用シーケンスをそれぞれ生成してＩＲシーケンス生成手段６７およびデータ分配手段６８に与える機能を有する。

ここで、心筋遅延造影法によるＩＲ撮像は、心電波形に同期させて呼吸停止下で実行されるため、高速化が望まれる。そこで、ｋ空間を複数のセグメントに分割し、セグメントごとに一度に複数の位相エンコード分の生データを収集して高い時間分解能で画像を撮像するＳｅｇｍｅｎｔｅｄ ＦＦＥ（fast field echo）やＳｅｇｍｅｎｔｅｄ Ｔｕｒｂｏ ＦＬＡＳＨと呼ばれるセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法（segment k-space method）により生データが収集される。

セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるデータ取得の場合、データ取得用シーケンスは複数のサブシーケンスで構成される。そしてＥＣＧ信号における単一のセグメント（心拍）内では、各サブシーケンスによりセントリックと呼ばれる順序で位相エンコード順にＮＭＲ信号が収集される。このため、データ取得用シーケンスには低周波成分収集側のサブシーケンスから順に高周波成分収集側のサブシーケンスが配置される。このため、データ取得用シーケンスは低周波成分収集ブロックと高周波成分収集ブロックとに区分することができる。

心筋全体データ用シーケンス生成手段６６は、ＩＲプリパルスからインバージョンタイムＴＩ２後に心筋全体データ用シーケンスを生成する機能と、生成した心筋全体データ用シーケンスをＩＲシーケンス生成手段６７およびデータ分配手段６８に与える機能とを有する。セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるデータ取得の場合には、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６には、例えば位相エンコードが低周波成分のデータを収集するためのサブシーケンスで構成される低周波成分収集シーケンスを心筋全体データ用シーケンスとして生成する機能が備えられる。

心筋全体データ用シーケンス生成手段６６が心筋全体データ用シーケンスとして生成する低周波成分収集シーケンスは、データ取得用シーケンス生成手段６５により生成されたデータ取得用シーケンスのうち低周波成分収集ブロックに含まれる各サブシーケンスを複製して任意の順序で配置することにより生成することができる。ただし、データ取得用シーケンスの低周波成分収集ブロックに含まれる各サブシーケンスと低周波成分収集シーケンスに含まれる各サブシーケンスとは必ずしも同一でなくてもよい。

ここで、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６が設定するインバージョンタイムＴＩ２は、低周波成分収集シーケンスがデータ取得用シーケンス生成手段６５により生成されるデータ取得用シーケンスと異なる時間、例えばデータ取得用シーケンスよりも後となるように、インバージョンタイムＴＩ１よりも長く設定される。

ＩＲシーケンス生成手段６７は、ＩＲプリパルス生成手段６４、データ取得用シーケンス生成手段６５および心筋全体データ用シーケンス生成手段６６からそれぞれ受けたＩＲプリパルス、データ取得用シーケンスおよび低周波成分収集シーケンスを合成してＩＲシーケンスを生成する機能と、生成したＩＲシーケンスをシーケンスコントローラ制御手段６０に与える機能とを有する。

データ分配手段６８は、データ取得用シーケンス生成手段６５から受けたデータ取得用シーケンスおよび心筋全体データ用シーケンス生成手段６６から受けた低周波成分収集シーケンスに基づいて、データ取得用シーケンスの低周波成分収集ブロックと高周波成分収集ブロック並びに低周波成分収集シーケンスに従って収集された生データをシーケンスコントローラ制御手段６０から識別可能に受けて生データデータベース６２に形成された心筋梗塞領域の画像用のｋ空間（フーリエ空間）と心筋全体の画像用のｋ空間とに分配配置する機能を有する。

また、データ分配手段６８は、生データデータベース６２に配置された心筋梗塞領域の画像取得用の生データと心筋全体の画像取得用の生データとの識別情報を画像再構成手段６１に与える機能を有する。

このため、生データデータベース６２には、受信器４１において生成された各生データが保存される。すなわち、生データデータベース６２には、心筋梗塞領域の画像用の第１のｋ空間が形成されて心筋梗塞領域の画像用の生データが配置される一方、心筋全体の画像用の第２のｋ空間が形成されて心筋全体の画像用の生データが配置される。

シーケンスコントローラ制御手段６０は、入力装置４４またはその他の構成要素からの情報に基づいてシーケンスコントローラ４２にＩＲシーケンス生成手段６７から受けたＩＲシーケンス等の所要のシーケンス情報を与えることにより駆動制御させる機能を有する。例えば、シーケンスコントローラ制御手段６０は、ＥＣＧユニット４９から受けたＥＣＧ信号の心電波形（心時相）に同期させて、ＮＭＲ信号をＲＦコイル３４で受信できるようなシーケンス情報をシーケンスコントローラ４２に与えて制御することができるように構成される。

画像再構成手段６１は、生データデータベース６２から生データを取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体Ｐの断層画像を再構成して表示装置４５に表示させる機能を有する。すなわち、画像再構成手段６１は、生データデータベース６２のｋ空間に配置された生データに対して２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うとともに表示装置４５に与えることにより生データから実空間画像を再構成することができるように構成される。

この際、画像再構成手段６１は、再構成の対象となる生データが心筋梗塞領域の画像取得用であるか心筋全体の画像取得用であるかの識別情報をデータ分配手段６８から受けて、心筋梗塞領域の画像用のｋ空間に配置された生データから心筋梗塞領域の画像を再構成させる一方、心筋全体の画像用のｋ空間に配置された生データから心筋全体の画像を再構成させるように構成される。

以上のような構成により、磁気共鳴イメージング装置３０は装置全体としてＩＲシーケンスにより画像を生成するためのデータを異なるインバージョンタイムで複数回収集する収集手段および収集した各データから複数の画像をそれぞれ生成する画像生成手段として機能する。

次に磁気共鳴イメージング装置３０の作用について説明する。

図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により被検体Ｐの断層画像を撮像する際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

また、図４は図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０のシーケンス作成システム６３により生成されるＩＲシーケンスの一例を示す図である。

まずステップＳ１において、心筋遅延造影法により被検体Ｐの心筋梗塞領域を撮影して特定するために、予め寝台５０にセットされた被検体ＰにガドリウムＧｄ等のＭＲ造影剤が注入されるとともに、一定の遅延時間後にＥＣＧ計測系３６において図４（ａ）に示すような被検体ＰのＥＣＧ信号が呼吸停止下で取得されてコンピュータ４３に出力される。すなわち、ＥＣＧセンサ４８が被検体ＰのＥＣＧ信号を受信して電気信号としてＥＣＧユニット４９に与え、ＥＣＧユニット４９は、ＥＣＧ信号の電気信号に対してデジタル化処理等の各種処理を施してシーケンスコントローラ４２およびシーケンスコントローラ制御手段６０に与える。

次にステップＳ２において、ＩＲプリパルス生成手段６４は、シーケンスコントローラ制御手段６０からＥＣＧ信号を受けて、ＥＣＧ信号のＲ波から一定の遅延時間Ｔｄ後にＩＲ法における縦磁化を反転させるためのＩＲプリパルスＩを生成する。このため、ＩＲプリパルス生成手段６４により図４（ｂ）に示すＩＲプリパルスＩが生成される。そして、ＩＲプリパルス生成手段６４は、生成したＩＲプリパルスＩをＩＲシーケンス生成手段６７に与える。

次にステップＳ３において、データ取得用シーケンス生成手段６５は、ＩＲプリパルスＩからインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用の高周波信号をＲＦコイル４に与えるためのデータ取得用シーケンスＳ１を生成する。

データ取得用シーケンスＳ１は、図４（ｂ）に示すように単一あるいは複数のＳＥ（spin echo）シーケンスやＦＥ（field echo）シーケンス等の任意のサブシーケンスＳ２で構成することができるが、セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法の１つであるＳｅｇｍｅｎｔｅｄ ＦＦＥによるデータ取得の場合には、データ取得用シーケンスＳ１は複数のＦＥシーケンスで構成される。

Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ ＦＦＥによるデータ取得の場合、データ取得用シーケンスＳ１には低周波成分収集側のＦＥシーケンスから順に高周波成分収集側のＦＥシーケンスがサブシーケンスＳ２として配置される。このため、データ取得用シーケンスＳ１を低周波成分収集ブロックＳ３と高周波成分収集ブロックＳ４とに区分することができる。

また、インバージョンタイムＴＩ１は、心筋梗塞領域からのＮＭＲ信号をＴ１強調するために、適切な時間が設定される。

図５は、ＩＲ法における縦磁化とインバージョンタイムＴＩとの関係を示す図である。

図５において、縦軸は縦磁化Ｍｚを示し、横軸は時間ｔを示す。また、実線は縦緩和時間Ｔ１の短い成分の組織における核スピンの縦磁化Ｍｚの時間的な変化を示す曲線Ａ３であり、点線は縦緩和時間Ｔ１の長い成分の組織における核スピンの縦磁化Ｍｚの時間的変化を示す曲線Ａ４である。

ＲＦコイル４からデータ取得用の高周波信号に先立って１８０°パルスがＩＲプリパルスＩとして印加されると、原子核スピンのｚ軸方向の縦磁化成分Ｍｚが反転される。そして、組織の縦磁化Ｍｚは、ＩＲプリパルスＩが印加された際に縦磁化成分が反転して負値の縦磁化Ｍ_ＩＲとなる。さらに、組織の縦磁化Ｍｚは、縦緩和により時間と共に増加して再び正値となり、ＩＲプリパルスＩの印加前における定常状態における縦磁化Ｍ０に戻る。この際、縦緩和時間Ｔ１の短い成分の組織における縦磁化Ｍｚは、縦緩和時間Ｔ１が長い成分の組織における縦磁化Ｍｚよりも早く定常状態Ｍ０に戻る。このため、インバージョンタイムＴＩにおける縦磁化Ｍｚは、縦緩和時間Ｔ１が長い成分の組織における縦磁化Ｍｚｌよりも縦緩和時間Ｔ１の短い成分の組織における縦磁化Ｍｚｓのほうが大きな値となる。

このため、被検体Ｐに投与されたＧｄ系のＭＲ造影剤の作用により縦緩和時間Ｔ１が短縮された心筋梗塞領域からは、他の心筋領域よりも強いＮＭＲ信号を得ることができる。この際、心筋梗塞領域以外の心筋領域からのＮＭＲ信号をできるだけｎｕｌｌ（無信号）に抑制したほうが、心筋梗塞領域とその他の心筋領域とのコントラストを引き立たせることができる。

そこで、図４（ｃ）に示す縦磁化の時間的変化を示す図のように、心筋梗塞領域の縦磁化が正値である一方、心筋梗塞領域以外の領域の縦磁化がゼロ付近となるような時間が、インバージョンタイムＴＩ１として設定される。

そして、データ取得用シーケンス生成手段６５は、生成したデータ取得用シーケンスＳ１をＩＲシーケンス生成手段６７およびデータ分配手段６８に与える。

次にステップＳ４において、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６は、ＩＲプリパルスＩからインバージョンタイムＴＩ２後に低周波成分のデータを収集するための低周波成分収集シーケンスＳ５を、例えばデータ取得用シーケンス生成手段６５により生成されたデータ取得用シーケンスＳ１のうち低周波成分収集ブロックＳ３に含まれる各サブシーケンスＳ２を任意の順序で配置することにより生成する。

ここで、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６が設定するインバージョンタイムＴＩ２は、インバージョンタイムＴＩ１と異なる時間、例えばインバージョンタイムＴＩ１よりも長く、データ取得用シーケンス生成手段６５により生成されるデータ取得用シーケンスＳ１よりも後となるように設定される。この結果、図４（ｃ）に示す縦磁化Ｍｚの時間ｔ的変化を示す図のように、インバージョンタイムＴＩ２では、心筋梗塞領域以外の領域の縦磁化Ａ５が正値であり、かつ心筋梗塞領域の縦磁化は心筋梗塞領域以外の領域の縦磁化Ａ６よりも大きな値となる。

そして、データ取得用シーケンス生成手段６５は、生成した低周波成分収集シーケンスＳ５をＩＲシーケンス生成手段６７およびデータ分配手段６８に与える。

次にステップＳ５において、ＩＲシーケンス生成手段６７は、ＩＲプリパルス生成手段６４、データ取得用シーケンス生成手段６５および心筋全体データ用シーケンス生成手段６６からそれぞれ受けたＩＲプリパルスＩ、データ取得用シーケンスＳ１および低周波成分収集シーケンスＳ５を合成することにより、図４（ｂ）に示すＩＲシーケンスを生成する。

図６は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されたＩＲシーケンスの一例を示す図である。

図６に示すように、ＩＲシーケンスは、ＩＲプリパルスＩからインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用シーケンスＳ１を有し、インバージョンタイムＴＩ２後に低周波成分収集シーケンスＳ５を有する。データ取得用シーケンスＳ１は、低周波成分収集ブロックＳ３と高周波成分収集ブロックＳ４とからなる。

さらに、データ取得用シーケンスＳ１の低周波成分収集ブロックＳ３および高周波成分収集ブロックＳ４並びに低周波成分収集シーケンスＳ５は、それぞれ複数のサブシーケンスＳ２で構成される。図６は、Ｋ空間を８つのセグメントに分割し、データ取得用シーケンスＳ１を８つのサブシーケンスＳ２で構成した例である。

各サブシーケンスＳ２は、ＲＦコイル３４から被検体Ｐに繰り返し時間ＴＲの間隔で送信される高周波信号Ｓ６並びにスライス用傾斜磁場ＧＳ、読出し用傾斜磁場ＧＲおよび位相エンコード用傾斜磁場ＧＥを形成させるために傾斜磁場電源３８に与えるパルスシーケンスＳ７、Ｓ８、Ｓ９で構成される。図６の例は、サブシーケンスＳ２をＦＥシーケンスとした例であるが、他のシーケンスでサブシーケンスＳ２を構成してもよい。

このような各サブシーケンスＳ２により、ＲＦコイル３４ではエコーＳ１０がＮＭＲ信号として受信される。

そして、ＩＲシーケンス生成手段６７は、このように生成したＩＲシーケンスをシーケンスコントローラ制御手段６０に与える。

次にステップＳ６において、ＩＲシーケンス生成手段６７により生成されたＩＲシーケンスに従って生データが収集され、データ分配手段６８により収集された生データが生データデータベース６２に形成された第１のｋ空間および第２のｋ空間に分配配置される。

すなわち、予め静磁場電源３７から静磁場用磁石３１に電流が供給されて撮像領域に静磁場が形成されるとともに、シムコイル電源２９からシムコイル３２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置４４からシーケンスコントローラ制御手段６０にＩＲシーケンスによる動作指令が与えられる。このため、シーケンスコントローラ制御手段６０はＩＲシーケンスをシーケンスコントローラ４２に与える。シーケンスコントローラ４２は、ＩＲシーケンスに従って傾斜磁場電源３８、送信器４０および受信器４１を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを形成させるとともに、高周波信号を発生させる。

この際、傾斜磁場コイルにより形成されたＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは主として、位相エンコード（PE）用傾斜磁場、読出し（RO）用傾斜磁場、スライス(SL)用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、被検体Ｐ内部における原子核のスピンの回転方向に規則性が現れ、SL用傾斜磁場によりＺ軸方向に形成されたスライスにおける二次元的な位置情報であるＸ座標およびＹ座標は、PE用傾斜磁場およびRO用傾斜磁場によりそれぞれ被検体Ｐ内部における原子核のスピンの位相変化量および周波数変化量に変換される。

そして、送信器４０からＩＲシーケンスに応じてＲＦコイル３４に高周波信号が与えられ、ＲＦコイル３４から被検体Ｐに高周波信号が送信される。すなわち、まずＲＦコイル３４から１８０°パルスがＩＲプリパルスＩとして被検体Ｐに印加される。このため、被検体Ｐの原子核スピンの縦磁化が反転し、時間とともに縦緩和により被検体Ｐの各組織における原子核スピンの縦磁化は増加する。この際、被検体Ｐに投与されたＧｄ系のＭＲ造影剤の作用により心筋梗塞領域の縦緩和時間Ｔ１が短縮され、心筋梗塞領域の縦磁化は他の心筋領域よりも早く増加する。

さらに、ＩＲシーケンスのデータ取得用シーケンスＳ１に従って心筋梗塞領域における縦磁化が正値で、かつ心筋梗塞領域以外の心筋領域における縦磁化がゼロ付近となるインバージョンタイムＴＩ１においてデータ取得用の高周波信号がＲＦコイル３４から被検体Ｐに送信される。このため、心筋梗塞領域における核磁気共鳴により生じたＮＭＲ信号が他の心筋領域からのＮＭＲ信号から強調されてＲＦコイル３４において受信される。

また、データ取得用の高周波信号が被検体Ｐに送信された後のインバージョンタイムＴＩ２において、ＩＲシーケンスの低周波成分収集シーケンスＳ５に従って低周波成分収集用の高周波信号がＲＦコイル３４から被検体Ｐに送信される。インバージョンタイムＴＩ２では、心筋梗塞領域のみならず他の心筋領域においても正値であるため、心筋領域全体から低周波成分のＮＭＲ信号がＲＦコイル３４において受信される。

さらに、受信器４１は、ＲＦコイル３４からＮＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行する。そして、受信器４１は、ＮＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＮＭＲ信号である生データを生成する。受信器４１は、生成した生データをシーケンスコントローラ４２に与える。

シーケンスコントローラ４２は、受信器４１から受けた生データをシーケンスコントローラ制御手段６０に与え、シーケンスコントローラ制御手段６０はデータ分配手段６８に生データを与える。そして、データ分配手段６８は、生データデータベース６２に形成されたｋ空間に生データを配置する。

ここで、生データデータベース６２には、心筋梗塞領域の描出画像を再構成させるための第１のｋ空間と、心筋全体の輪郭の抽出画像を再構成させるための第２のｋ空間とが形成される。データ分配手段６８は、まずデータ取得用シーケンス生成手段６５から受けたデータ取得用シーケンスＳ１に基づいて、データ取得用シーケンスＳ１の低周波成分収集ブロックＳ３と高周波成分収集ブロックＳ４に従って収集された生データを心筋梗塞領域の画像用の第１のｋ空間に配置する。

また、心筋遅延造影法によるＩＲ撮像は呼吸停止下で行われ、撮影を高速化するために生データはセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によりが収集される。このため、生データデータベース６２に形成された第１のｋ空間および第２のｋ空間は、それぞれ複数のセグメントに分割され、心電波形に同期させて一度に複数の位相エンコード分の生データが収集される。

図７は、セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるＩＲ撮像において、ｋ空間への生データの配置方法を説明する図である。

セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるＩＲ撮像では、図７（ａ）に示すような被検体ＰのＥＣＧ信号のＲ波に基いて図７（ｂ）に示すようなＩＲシーケンスがＩＲシーケンス生成手段６７により生成されてシーケンスコントローラ４２により生データが収集される。

すなわち、ＥＣＧ計測系３６により計測された被検体ＰのＥＣＧ信号のＲ波から一定の遅延時間Ｔｄ後となるようにＩＲプリパルス生成手段６４によりＩＲプリパルスＩが生成され、ＩＲプリパルスＩからインバージョンタイムＴＩ１後となるように複数のＦＥシーケンス等のサブシーケンスＳ２を有するデータ取得用シーケンスＳ１がデータ取得用シーケンス生成手段６５により生成される。さらに、ＩＲプリパルスＩからインバージョンタイムＴＩ２後となるように複数のＦＥシーケンス等のサブシーケンスＳ２を有する低周波成分収集シーケンスＳ５が心筋全体データ用シーケンス生成手段６６により生成される。

そして、図７（ｂ）に示すようなＩＲシーケンスに従ってシーケンスコントローラ４２が傾斜磁場電源３８により形成される傾斜磁場および送信器４０から送信される高周波信号を制御し、ＩＲシーケンスを構成するＦＥシーケンス等の各サブシーケンスＳ２から、それぞれ生データが収集される。

一方、図７（ｃ）に示すように、生データデータベース６２には、心筋梗塞領域の描出画像を再構成させるために、位相エンコードに応じて複数のセグメントに分割された第１のｋ空間が形成される。例えば１２８の位相エンコードの生データを収集する必要がある場合には８つのセグメントに分割される。そして、２つのＩＲプリパルスＩの間、すなわちＥＣＧ信号における単一のセグメント（心拍）内では、データ取得用シーケンスＳ１の各サブシーケンスＳ２からｋ空間の各セグメントに対応する生データが順次収集される。この際、生データはセントリックと呼ばれる順序で位相エンコード順に収集される。

すなわち、データ取得用シーケンスＳ１のうち低周波成分収集ブロックＳ３により位相エンコード量の絶対値が小さく空間周波数の低い生データ、すなわちｋ空間の中心部分に配置される生データが収集される一方、高周波成分収集ブロックＳ４において、位相エンコード量の絶対値が大きく空間周波数の大きい生データ、すなわちｋ空間の中心から離れた部分に配置される生データが収集される。そして、各サブシーケンスＳ２により位相エンコード順に収集された生データは、データ分配手段６８によりｋ空間の中心側のセグメントから順に配置される。

このため、１２８の位相エンコードの生データを収集する必要がある場合に８つのセグメントに分割したセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によれば、１心拍あたりに８つの位相エンコードの生データを収集することができるため、１２８／８＝１６心拍で全ての生データの収集を完了することができる。この結果、呼吸停止下での高速撮影が可能とし、呼吸性体動によるアーティファクトを抑制した被検体Ｐの画像を得ることができる。

次に、データ分配手段６８は、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６から受けた低周波成分収集シーケンスＳ５に基づいて、データ取得用シーケンスＳ１の高周波成分収集ブロックＳ４並びに低周波成分収集シーケンスＳ５に従って収集された生データを心筋全体の画像用の第２のｋ空間に配置する。

すなわち、図７（ｄ）に示すように、第１のｋ空間と同様に、生データデータベース６２には、心筋全体の輪郭の抽出画像を再構成させるために、位相エンコードに応じて複数のセグメントに分割された第２のｋ空間が形成される。そして、データ分配手段６８は、データ取得用シーケンスＳ１のうち高周波成分収集ブロックＳ４に含まれるサブシーケンスＳ２および低周波成分収集シーケンスＳ５に含まれるサブシーケンスＳ２により収集された生データを第２のｋ空間に配置する。

この結果、低周波成分収集シーケンスＳ５に含まれるサブシーケンスＳ２により収集された空間周波数の低い生データは、第２のｋ空間の中心部分にデータ分配手段６８により配置される一方、データ取得用シーケンスＳ１のうち高周波成分収集ブロックＳ４に含まれるサブシーケンスＳ２により収集された空間周波数の大きい生データは、第２のｋ空間の中心から離れた部分に配置される。

尚、２次元（２Ｄ：two dimensions）撮像の場合には、上述の撮像を複数回繰り返すことにより、左心室全体をカバーする画像が得られる。さらに、２Ｄ撮像よりも検査の高速化を図った３Ｄ撮像の場合には、スライス方向の位相エンコードを付加した撮像が行われる。この場合には位相エンコード方向のセグメント分割数を減らし、呼吸停止可能な撮像時間での生データ収集を行う。例えば位相エンコード方向のセグメント数２、スライス数１０の場合、２ｘ１０＝２０心拍で左室全体をカバーする領域の画像が得られる。

そして、データ分配手段６８は、生データデータベース６２のｋ空間に配置された心筋梗塞領域の画像取得用の生データと心筋全体の画像取得用の生データとの識別情報を画像再構成手段６１に与える。

次にステップＳ７において、画像再構成手段６１は、データ分配手段６８から第１のｋ空間に配置された生データが心筋梗塞領域の画像取得用である旨の識別情報を受けて、生データデータベース６２に形成された第１のｋ空間に配置された心筋梗塞領域の画像用の生データに対して２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うとともに表示装置４５に与えることにより生データから心筋梗塞領域の実空間画像を再構成する。

ここで、第１のｋ空間に配置された心筋梗塞領域の画像用の生データは、インバージョンタイムＴＩ１に応じたデータ取得用シーケンスＳ１により心筋全体の生データがゼロに近づく一方、心筋梗塞領域がＴ１強調された生データであるため、心筋梗塞領域の輪郭が描出される。すなわち、インバージョンタイムＴＩ１の時間で与えられるコントラストを持つ心筋梗塞領域の輪郭画像が得られる。

次にステップＳ８において、画像再構成手段６１は、データ分配手段６８から第２のｋ空間に配置された生データが心筋全体の画像取得用である旨の識別情報を受けて、生データデータベース６２に形成された第２のｋ空間に配置された心筋全体の画像用の生データに対して２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うとともに表示装置４５に与えることにより生データから心筋全体の実空間画像を再構成する。

ここで、第２のｋ空間の中心部分に配置された心筋全体の画像用の生データは、インバージョンタイムＴＩ２に応じた低周波成分収集シーケンスＳ５により心筋全体の生データが縦緩和により正値となったときに収集された生データであるため、心筋全体の輪郭が描出される。すなわち、インバージョンタイムＴＩ２の時間で与えられるコントラストを持つ心筋全体の輪郭画像が得られる。

つまり、インバージョンタイムＴＩ１とインバージョンタイムＴＩ２との時間差に応じて心筋全体からの生データの信号値はゼロから正の方向に縦緩和するため、第２のｋ空間に配置された生データのうち正常心筋からの信号値は周囲の肺野組織からの信号値に対して正の値となる。この際、インバージョンタイムＴＩ２は、インバージョンタイムＴＩ１におけるデータ取得用シーケンスＳ１の長さに依存するが、概ね数十から百数十ミリ秒の遅れがあるため、心筋梗塞領域の輪郭画像と異なるＴ１コントラストの心筋全体の輪郭画像を得ることができる。

また、生データを再構成して得られる画像のコントラストは空間周波数の低いｋ空間の中心部分に配置される生データが支配的である。したがって、心筋全体の輪郭画像用に信号を収集するインバージョンタイムＴＩ２の時刻には、高周波成分の空間周波数の大きい生データは、画像コントラストにほとんど寄与しない。このため、第２のｋ空間の中心から離れた部分にデータ取得用シーケンスＳ１の高周波成分収集ブロックＳ４に含まれるサブシーケンスＳ２により収集された生データを配置することにより、心筋梗塞領域の画像用と心筋全体の画像用とで生データを共用することができる。

この結果、１回の撮像で正常心筋の画像値が０に近い心筋梗塞領域の画像と正常心筋が正の画像値を持つ心筋全体の画像の２つの異なるコントラストを持つ画像を収集することにより、心筋梗塞領域の画像のみならず、心筋全体の画像から心筋の輪郭を抽出することや心壁厚を測定することが可能となる。

以上のような磁気共鳴イメージング装置３０においては、心筋梗塞領域の描出画像と心筋全体の輪郭の抽出画像とを１回の撮影で得ることが可能であるため、検査時間全体の短縮、撮影回数の低減、被検体Ｐの呼吸停止による負担低減および被検体Ｐの呼吸停止状態の相違に伴う測定精度の向上を図ることができる。

すなわち、心筋梗塞領域の占拠する割合を全心筋に対して計測する必要がある場合や、心筋の心壁厚に対する心筋梗塞領域の割合を測定する必要がある場合であっても、心筋全体の輪郭を抽出するための撮像を別途行う必要がなくなる。この結果、トータルの検査時間の短縮、撮影回数の低減および被検体Ｐの呼吸停止による負担低減が図れる。

また、従来、呼吸停止状態において２回の撮像により心筋梗塞領域の画像と心筋全体の画像とを得る場合が多いが、２回の撮像間で呼吸の停止位置を同一にすることが困難であることから、相互の画像間でスライス位置のずれを生じ、正確な計測ができない恐れがあった。一方、磁気共鳴イメージング装置３０によれば、心筋梗塞領域の画像と心筋全体の画像とを１回の呼吸停止で得られるため、呼吸停止状態による位置ずれを回避させてより正確な計測を行うことができる。

尚、一般に、セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるＩＲ撮影で用いられるＩＲシーケンスは、高速化のためＲ波間に複数のサブシーケンスＳ２を設けて構成されるが、Ｔ１緩和の影響からＲ波間には十分に新たなサブシーケンスＳ２を設ける時間が存在する。このため、ＩＲシーケンスに新たに低周波成分収集シーケンスＳ５を設けても、ｋ空間のセグメント数が減る等の影響を与えることはなく、Ｒ波間の時間を有効に活用することができる。

図８は図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第１の変形例を示す図、図９は図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第２の変形例を示す図である。

図８および図９に示すように、低周波成分収集シーケンスＳ５はデータ取得用シーケンスＳ１の後となるように生成するのみならず、低周波成分収集シーケンスＳ５をデータ取得用シーケンスＳ１の前やデータ取得用シーケンスＳ１の低周波成分収集ブロックＳ３と高周波成分収集ブロックＳ４との間となるように生成してもよい。また、低周波成分収集ブロックＳ３を３つ以上生成してもよい。

図１０は図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第３の変形例を示す図である。

図１０に示すように、データ取得用シーケンスＳ１を低周波成分収集ブロックＳ３と高周波成分収集ブロックＳ４とに区分けせずに、データ取得用シーケンスＳ１をそのまま心筋全体データ用シーケンスＳ１１として生成するようにしてもよい。

この場合、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６には、データ取得用シーケンスＳ１と同様な全周波数成分のデータを収集するためのサブシーケンスＳ２で構成される心筋全体データ用シーケンスＳ１１を生成する機能が備えられる。

図１１は図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第４の変形例を示す図である。

図１１に示すように、データ取得用シーケンス生成手段６５は、データ取得用シーケンスＳ１をセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によらずに単一のｋ空間用のデータを収集するサブシーケンスＳ２で構成してもよい。

この場合、心筋全体データ用シーケンス生成手段６６には、データ取得用シーケンスＳ１に相当する周波数成分のデータを収集するための単一のサブシーケンスＳ２で心筋全体データ用シーケンスＳ１１を生成する機能が備えられる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体の断層画像を撮像する際の手順を示すフローチャート。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置のシーケンス作成システムにより生成されるＩＲシーケンスの一例を示す図。 ＩＲ法における縦磁化とインバージョンタイムＴＩとの関係を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されたＩＲシーケンスの一例を示す図。 セグメントｋ−ｓｐａｃｅ法によるＩＲ撮像において、ｋ空間への生データの配置方法を説明する図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第１の変形例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第２の変形例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第３の変形例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置３０により生成されるＩＲシーケンスの第４の変形例を示す図。 従来の磁気共鳴イメージング装置の構成図。 従来のＩＲシーケンスの一例を示す図。

符号の説明

３０ 磁気共鳴イメージング装置
３１ 静磁場用磁石
３２ シムコイル
３３ 傾斜磁場コイルユニット
３４ ＲＦコイル
３６ ＥＣＧ計測系
３７ 静磁場電源
３８ 傾斜磁場電源
３９ シムコイル電源
４０ 送信器
４１ 受信器
４２ シーケンスコントローラ
４３ コンピュータ
４４ 入力装置
４５ 表示装置
４６ 演算装置
４７ 記憶装置
４８ ＥＣＧセンサ
４９ ＥＣＧユニット
５０ 寝台５０
６０ シーケンスコントローラ制御手段
６１ 画像再構成手段
６２ 生データデータベース
６３ シーケンス作成システム
６４ ＩＲプリパルス生成手段
６５ データ取得用シーケンス生成手段
６６ 心筋全体データ用シーケンス生成手段
６７ ＩＲシーケンス生成手段
６８ データ分配手段
Ｓ１ データ取得用シーケンス
Ｓ２ サブシーケンス
Ｓ３ 低周波成分収集ブロック
Ｓ４ 高周波成分収集ブロック
Ｓ５ 低周波成分収集シーケンス

Claims (9)

1. ＩＲ（Inversion Recovery）プリパルスを生成するＩＲプリパルス生成手段と、
   前記ＩＲプリパルスから心筋の縦磁化がゼロ付近となるようなインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用シーケンスを生成するデータ取得用シーケンス生成手段と、
   共通のＩＲプリパルスから前記データ取得用シーケンス生成手段により生成されたデータ取得用シーケンスのインバージョンタイムＴＩ１と異なり、心筋の縦磁化の絶対値が前記インバージョンタイムＴＩ１後における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるようなインバージョンタイムＴＩ２後に、心筋全体データ用シーケンスを生成する心筋全体データ用シーケンス生成手段と、
   前記ＩＲプリパルス、データ取得用シーケンスおよび心筋全体データ用シーケンスを合成することによりマルチエコー法によるＩＲシーケンスを生成するＩＲシーケンス生成手段と、
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記データ取得用シーケンスおよび心筋全体データ用シーケンスをそれぞれセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成したことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記データ取得用シーケンスをセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成する一方、前記心筋全体データ用シーケンスを位相エンコードが低周波成分のデータを収集するための複数のサブシーケンスで構成される低周波成分収集シーケンスとしたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記データ取得用シーケンスをセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成する一方、前記心筋全体データ用シーケンスを位相エンコードが低周波成分のデータを収集するための複数のサブシーケンスで構成される低周波成分収集シーケンスとし、前記データ取得用シーケンスに従って収集された生データを心筋梗塞領域の画像用のｋ空間に、前記データ取得用シーケンスの高周波成分収集ブロックと前記低周波成分収集シーケンスに従って収集された生データを心筋全体の画像用のｋ空間にそれぞれ分配配置するデータ分配手段を設けたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 被検体の心時相に同期させてインバージョンリカバリ法を用いて画像を収集する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体の心時相に同期させてインバージョンリカバリパルスを印加した後、前記画像の高周波成分のデータを収集するとともに、心筋の縦磁化がゼロ付近となるような第１の反転回復時間および前記第１の反転回復時間と異なり、かつ心筋の縦磁化の絶対値が前記第１の反転回復時間における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるような第２の反転回復時間を少なくとも含む複数の異なる反転回復時間各々において同一スライス位置における前記画像の低周波成分のデータを複数回収集する収集手段と、
   前記異なる遅延時間において収集された低周波成分のデータ各々と前記高周波成分のデータから複数の画像を生成する画像生成手段と、
   を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. ＩＲ（Inversion Recovery）法により共通のＩＲプリパルスから心筋の縦磁化がゼロ付近となるようなインバージョンタイムＴＩ１後にデータ取得用シーケンスを有し、前記インバージョンタイムＴＩ１と異なり、心筋の縦磁化の絶対値が前記インバージョンタイムＴＩ１後における心筋の縦磁化の絶対値よりも大きな値となるようなインバージョンタイムＴＩ２後に、心筋全体データ用シーケンスを有するマルチエコー法によるＩＲシーケンスを生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法。
7. 前記データ取得用シーケンスおよび心筋全体データ用シーケンスをそれぞれセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成することを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法。
8. 前記データ取得用シーケンスをセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成する一方、前記心筋全体データ用シーケンスを位相エンコードが低周波成分のデータを収集するための複数のサブシーケンスで構成される低周波成分収集シーケンスとしたことを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法。
9. 前記データ取得用シーケンスをセグメントｋ−ｓｐａｃｅ法により複数のサブシーケンスで構成する一方、前記心筋全体データ用シーケンスを位相エンコードが低周波成分のデータを収集するための複数のサブシーケンスで構成される低周波成分収集シーケンスとし、前記データ取得用シーケンスに従って収集された生データを心筋梗塞領域の画像用のｋ空間に、前記データ取得用シーケンスの高周波成分収集ブロックと前記低周波成分収集シーケンスに従って収集された生データを心筋全体の画像用のｋ空間にそれぞれ分配配置するステップを有することを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法。

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