JP2003116813A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】高速スピンエコー法による撮像であって体動ア
ーチファクト抑制を効果的に行なうことができ、しかも
画質の劣化のない診断に有効な画像を得ることができる
ＭＲＩ装置を提供する。 【解決手段】 ＭＲＩ装置は、反転する高周波磁場パル
スの印加と位相エンコード傾斜磁場の印加により複数の
位相エンコード量の異なるエコー信号を計測する高速ス
ピンエコー法による撮像パルスシーケンスを備え、この
パルスシーケンスの実行に際し、リアルタイムで体動量
を測定した結果を取り込み、この体動量と、予め求めた
被検体の体動量と最適位相エンコード量との対応関係に
基づき、位相エンコード傾斜磁場の発生を制御する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明が属する技術分野】この発明は核磁気共鳴現象を
利用して被検体の原子核分布やスペクトル情報を画像化
する磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置とい
う）に関し、特にＭＲ画像における体動アーチファクト
の低減を図ったＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、均一な静磁場中に置かれ
た被検体に高周波磁場を印加することによって、被検体
の任意の領域に存在する原子核（通常プロトン）に核磁
気共鳴を生じさせ、それによって発生する核磁気共鳴信
号（エコー信号）からその領域の断層像を得るものであ
る。通常、エコー信号に位置情報を与えるために、高周
波パルス印加後、断層内で互いに直交する方向に位相エ
ンコード傾斜磁場及びリードアウト傾斜磁場を印加す
る。

【０００３】これら傾斜磁場によってエンコードされた
エコー信号は、横軸をｋｘ（リードアウト方向）、縦軸
をｋｙ（位相エンコード方向）とするｋ空間に格納され
る。一つのエコー信号は、１の位相エンコード量でエン
コードされており、ｋ空間においてはｋｘ軸に平行な１
本のラインを占めることになる。ｋ空間全体を満たすよ
うな、位相エンコード量の異なる複数のエコー信号を計
測し、これらｋ空間に格納されたエコー信号（データ）
をフーリエ変換することによって、画像を再構成するこ
とができる。

【０００４】ところで、このようなＭＲＩ装置における
エコー信号計測の際に、被検体に動きがあると、正しく
位相エンコードされないこととなり、画像にぶれ（アー
チファクト）を生じる。特に、呼吸のような定期的な体
動の場合、位相エンコード方向にゴースト状のアーチフ
ァクト（体動アーチファクト）が生じる。

【０００５】ＭＲＩにおいて、体動アーチファクトを抑
制する撮影方法は種々提案されており、その一つにロー
プ法（ROPE法）と呼ばれる方法がある（マイケル．エ
ル．ウッド及びマーク．ヘンケルマン、メティカルフィ
ジックス、第１３巻、第6番、1986年）。この方法で
は、被検体の動きをモニタしながら撮影を行い、その
際、位相エンコード量の変化に対し体動量の変化が連動
するように、エコー信号に付与する位相エンコード量
を、体動量に応じて制御する。このため、予め測定した
被検体の動きから体動量の確率分布を求めておき、各位
相エンコード量の発生が等確率となるような体動量と位
相エンコード量との関係を求めておく。この関係に基づ
き、位相エンコード量を制御することによって、ゴース
ト状アーチファクトを大幅に低減することができる。

【０００６】さらにこのROPE法を改良した方法として、
図１２に示すように、位相エンコード量ゼロ付近で体動
量変化の最大値と最小値がくるようにする等の所定条件
を満たす体動量／位相エンコード量対応テーブルを作成
し、これによってリアルタイムで計測した体動量（p1、
p2、p3）に合わせて位相エンコード量ky1、ky2、ky3を
制御する方法（以下、Exponential 法という）も提案さ
れている（特開平11-56804号公報）。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところでＭＲＩ装置に
おける一般的課題として撮像時間の短縮化があり、従
来、種々の高速撮像法が開発されている。その一つに、
図１３に示すような高速スピンエコー法がある。この高
速スピンエコー法では、1回の高周波磁場パルス（90°
パルス）印加後に複数の反転高周波磁場パルス（180°
パルス）を印加して、これら反転高周波磁場パルス毎に
エコーを発生させ、複数のエコーを計測する。この際、
エコー毎に異なる位相エンコード量となるように位相エ
ンコード方向の傾斜磁場(図示せず)が印加される。

【０００８】この場合、複数のエコーは高周波磁場パル
スによる励起からのエコー発生時間（エコー時間ＴＥ）
が異なるため、信号強度にばらつきを生じる。このばら
つきの画像へ影響を最小限にするために、通常高速スピ
ンエコー法では、例えばｋ空間を１回の励起で計測する
エコー数と同数の領域に分割し、この分割した領域のう
ち同じ領域に同一ＴＥのエコーを配置するように位相エ
ンコードを決めている。

【０００９】前述のROPE法或いはそれを改良した体動抑
制法に、高速スピンエコー法のシーケンスを適用して撮
影の高速化を図ることが考えられるが、上述したよう
に、体動抑制法における位相エンコードの決定法と、高
速スピンエコー法におけるエコー配列法は、その原理が
異なるため、そのまま両者を併用することができない。

【００１０】即ち、体動抑制法における位相エンコード
制御を行なって高速スピンエコー法による撮像を行なっ
た場合には、体動アーチファクトは除去することが可能
であるが、例えばｋ空間の低域を種々のＴＥのエコーが
占めることになるため、信号強度にバラツキを生じ、画
質が劣化する。

【００１１】

【発明が解決すべき課題】そこで本発明は、高速スピン
エコー法による撮像であって体動アーチファクト抑制を
効果的に行なうことができ、しかも画質の劣化のない診
断に有効な画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供す
ることを目的とする。また本発明は、短い撮像時間で体
動アーチファクトを抑制した画像を得ることが可能なＭ
ＲＩ装置を提供することを目的とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のＭＲＩ装置は、被検体が置かれる空間に静磁場およ
び傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発生手段と、前記被
検体の組織を構成する原子の原子核スピンを励起する高
周波磁場を発生する送信系と、前記高周波磁場によって
被検体から発生するエコー信号を検出する受信系と、検
出したエコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成す
る信号処理系と、前記磁場発生手段、送信系、受信系お
よび信号処理系を所定のパルスシーケンスに従い制御す
る制御手段とを備え、前記制御手段が、反転する高周波
磁場パルスの印加と位相エンコード傾斜磁場の印加によ
り複数の位相エンコード量の異なるエコー信号を計測す
る高速スピンエコー法によるパルスシーケンスを備え、
前記高速スピンエコー法によるパルスシーケンスの実行
に際し、リアルタイムで測定した体動量と、予め求めた
被検体の体動量と最適位相エンコード量との対応関係に
基づき、前記位相エンコード傾斜磁場の発生を制御する
ことを特徴とする。

【００１３】また本発明のＭＲＩ装置は、制御手段が、
前記高速スピンエコー法によるパルスシーケンスの実行
に際し、前記複数のエコー信号のエコー時間に依存して
ｋ空間配列法を設定し、このｋ空間配列法および前記体
動量と最適位相エンコード量との対応関係に基づき、前
記位相エンコード傾斜磁場の発生を制御する。

【００１４】本発明のＭＲＩ装置において、制御手段
は、前記被検体の体動量を計測する手段からの信号を入
力する手段を有し、測定された体動量に基づき、エコー
信号の位相エンコードをリアルタイムで制御する。

【００１５】リアルタイム制御の際に体動量を計測する
頻度は、パルスシーケンスの１回の繰り返し時間内に少
なくとも２回であることが好ましく、例えば、高周波磁
場パルス毎に計測した体動量に基づき、その高周波磁場
パルスによって発生するエコー信号の位相エンコードを
制御する。

【００１６】また本発明の位相エンコード制御に用い
る、体動量と最適位相エンコード量との対応関係は、例
えばROPE法、Exponential 法で用いられている体動量／
位相エンコード量対応テーブルを採用することができ
る。さらに本発明のMRI装置は、制御手段が、前記パル
スシーケンスの１回の繰り返し時間内に計測した複数の
エコー信号について、エコー発生時間の相違によって生
じる信号振幅段差を補正する手段を備えるものである。

【００１７】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を説明
する。

【００１８】図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の
全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、
主たる構成として、被検体１が置かれる空間に均一な静
磁場を発生させる静磁場発生磁石２と、静磁場に磁場勾
配を与える傾斜磁場発生系３と、被検体１の組織を構成
する原子の原子核（通常、プロトン）に核磁気共鳴を起
こさせる高周波磁場を発生する送信系５と、核磁気共鳴
によって被検体１から発生するエコー信号を受信する受
信系６と、受信系６が受信したエコー信号を処理し、前
述した原子核の空間密度やスペクトルを表す画像を作成
する信号処理系７と、信号処理系７における各種演算や
装置全体の制御を行なうための中央処理装置（ＣＰＵ）
８とを備えている。

【００１９】静磁場発生磁石２は、永久磁石、常電導方
式又は超電導方式の磁石からなり、被検体１の周りにそ
の体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を
発生させる。傾斜磁場発生系３は、ｘ、ｙ、ｚの三軸方
向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場
コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とからなり、後述の
シーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源１０を駆動することにより、ｘ、ｙ、ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加す
る。この傾斜磁場の加え方により、被検体１の撮像対象
領域（スライス、スラブ）を設定することができるとと
もに、エコー信号に、位相エンコード、周波数エンコー
ドなどの位置情報を付与することができる。

【００２０】送信系５は、シーケンサ４から送り出され
る高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原
子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場
を照射するもので、高周波発振器１１と、変調器１２
と、高周波増幅器１３と、送信側の高周波コイル１４a
とからなる。送信系５では、高周波発振器１１から出力
された高周波パルスを変調器１２で振幅変調し、この振
幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅し
た後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４
aに供給することにより、高周波磁場（電磁波）を被検
体１に照射する。

【００２１】受信系６は、被検体１から核磁気共鳴によ
り放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもの
で、受信側の高周波コイル１４bと、増幅器１５と、直
交位相検波器１６と、Ａ/Ｄ変換器１７とからなる。受
信系６では、高周波コイル１４bで検出したエコー信号
を増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ/Ｄ変
換器１７に入力してディジタル信号に変換し、二系列の
収集データとして信号処理系７に送る。

【００２２】信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２０とからなり、ＣＰＵ８でフーリエ変
換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、得られた
画像をディスプレイ２０に表示する。またＣＰＵ８は、
被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、
シーケンサ４を介して、傾斜磁場発生系３、送信系５お
よび受信系６に送る。シーケンサ４は、撮像法によって
決まる所定の制御のタイムチャートであるパルスシーケ
ンスに則って、傾斜磁場発生系３、送信系５および受信
系６を制御し、画像再構成に必要なデータを収集するよ
うにする。本発明のＭＲＩ装置では、パルスシーケンス
として、高速スピンエコー法によるパルスシーケンスが
含まれている。このようなパルスシーケンスは、プログ
ラムとしてＣＰＵ８内に組み込まれている。

【００２３】さらに被検体１には、後述する体動アーチ
ファクト抑制機能を実行するために、体動量変位を測定
するための体動測定装置２１が装着される。体動測定装
置２１が測定した体動量に対応する信号は、ＣＰＵ８に
入力される。ＣＰＵ８は、体動量に対応する信号を予め
定められたタイミングで取り込み、計測された体動量に
基づきリアルタイムで傾斜磁場発生系３を制御し、撮像
において印加する位相エンコード傾斜磁場を決定する。

【００２４】次にこのような構成のＭＲＩ装置が実行す
る高速スピンエコー法による撮像について説明する。図
２は、高速スピンエコー法によるパルスシーケンスを示
す図である。

【００２５】高速スピンエコー法による撮像では、図２
に示すように、まずエコー信号を発生させる被検体断面
を選択するためのスライス傾斜磁場と同時に励起高周波
パルス（90°パルス）21を照射して選択された断面の原
子核スピンを励起した後、反転高周波パルス（180°パ
ルス）22〜25をスライス傾斜磁場とともに繰り返し印加
し、180°パルス毎に位相エンコード量の異なるエコー
信号を発生させる。図示する例では、１回の励起後、４
つのエコー信号Ａ〜Ｄを発生させている。このようなエ
コー数やエコー時間TE1〜TE4、繰り返し時間などの条件
は、ＣＰＵ８に備えられた入力装置から設定することが
可能である。

【００２６】また高速スピンエコー法では、各エコー信
号に異なる位相エンコードを付与するために、180°パ
ルスとエコー信号発生との間で、位相エンコード方向の
傾斜磁場（位相エンコード傾斜磁場）26〜29が印加され
る。この位相エンコード傾斜磁場は、エコー番号の異な
るエコー信号は異なる位相エンコード量となるように、
その印加量（強度と印加時間の積分）が決定される。図
示する実施形態では、エコー番号の小さいエコーがｋ空
間の高域に、エコー番号の大きいエコーがｋ空間の低域
に配置されるエコー配列法（アンチセントリック配列）
が採用されている。このエコー配列法も、他の条件とと
もに入力装置により設定される。

【００２７】図示するパルスシーケンスを所定の繰り返
し回数繰り返すことにより、被検体の画像を再構成する
ために必要な位相エンコード数のエコー信号を収集する
ことができる。

【００２８】本発明のＭＲＩ装置では、高速スピンエコ
ー法による撮像において、基本的には上述したエコー配
列法を採用しながら、その際、体動測定装置２１により
測定した体動量を参照し、予め求めた体動量と位相エン
コード量との対応関係（体動量／位相エンコード量対応
テーブル）に基づき各エコーに付与する位相エンコード
を決定する。

【００２９】次に、上述した構成において、体動アーチ
ファクト抑制機能を付加した高速スピンエコー法による
撮像を行なう実施例を説明する。図３は、その手順を示
すフロー図である。

【００３０】まず撮像に先立って、体動測定装置２１に
より体動変位を測定し、体動量と位相エンコード量の対
応テーブルを作成する（ステップ301）。体動アーチフ
ァクトを効果的に抑制するための体動量と位相エンコー
ド量の対応関係には、公知のものがいくつか知られてお
り、本発明では、そのいずれを採用しても良い。

【００３１】体動量／位相エンコード量の対応関係の一
例としてExponential法による対応テーブルを図４に示
す。図中、縦軸は体動量、横軸は位相エンコード量であ
り、体動は、縦軸の横軸との交点が基準位置（最大値と
最小値とのほぼ中点）で、位相エンコードは、横軸の中
央が0の点である。Exponential法では、図示するよう
に、位相エンコード量が0の付近で、体動量変化は不連
続に正負のピーク値（最大値と最小値）になり、位相エ
ンコード量の絶対値が増加するに連れて体動量変位が0
に漸近し、且つ体動量変位の絶対値の減少率は徐々に低
下する。

【００３２】こうして作成された対応テーブルは、ＣＰ
Ｕ８に備えられた記憶装置に記憶され、高速スピンエコ
ー法による撮像において各エコー信号に位相エンコード
する際に参照される。

【００３３】次に、高速スピンエコー撮像の条件として
設定されたエコー配列法に従い、上記体動量／位相エン
コード量対応テーブルを分割する（ステップ302）。例
えば図２に示すようにエコー数４、アンチセントリック
配列の撮像では、高域側から低域側まで順に位相エンコ
ードを割り当てられたエコーＡ〜Ｄのエコー数に対応し
て、体動量／位相エンコード量対応テーブルを４つの領
域Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄに分ける。この様子を図５に示す。

【００３４】このように体動量／位相エンコード量対応
テーブルと、それに適用する配列法の条件が決まると、
高速スピンエコー法による撮像（図２）を開始する（ス
テップ303）。その際、180°パルス印加毎に体動計測装
置２１によって体動量をモニターし、リアルタイムで計
測した体動量に基づき、その180°パルス印加直後に計
測するエコー信号に付与すべき位相エンコード量を決定
する。即ち、図２のパルスシーケンスにおける位相エン
コード方向傾斜磁場26〜29の印加量（ここでは強度）を
設定する。

【００３５】このため、まずエコー番号Ｎが割り当てら
れている領域が低域か高域かを判断する（ステップ30
4）。図示する例で、エコーＡ、Ｂであれば高域側の手
順に従って処理され、エコーＣ、Ｄであれば低域側の手
順に沿って処理される。これら手順を図６を参照して説
明する。

【００３６】まずいずれの場合にも、エコー番号Ｎのエ
コーを計測する直前に測定した体動量を用いて、体動量
／位相エンコード量対応テーブルから最適位相エンコー
ド量Ｐを求める（ステップ601）。

【００３７】次に、低域側に割り当てられている場合に
は、まず体動量／位相エンコード量対応テーブルから求
めた最適位相エンコード量Ｐの属する位相エンコードの
領域が高域側か低域側かを判断する（ステップ602）。
位相エンコード量Ｐの領域が低域であって、エコー番号
Ｎのエコーの領域（Ａ〜Ｄ）と一致する場合には、その
最適位相エンコード量Ｐのエコー信号が未だ計測されて
いない場合に限り、その位相エンコート量Ｐで計測する
（ステップ603、604、605）。即ち、決定された位相エ
ンコード量Ｐの傾斜磁場を印加してエコー信号を計測す
る。既にその体動量に対応する位相エンコード量のエコ
ー信号の計測が済んでいる場合には、未計測であって最
も近い位相エンコード量でエコー信号を計測する（ステ
ップ607）。

【００３８】一方、ステップ602で最適位相エンコード
量Ｐの属する領域が高域である場合、および、ステップ
603で、最適位相エンコード量Ｐの領域が、その体動量
計測直後に計測されるエコー信号のエコー番号に割り当
てられた位相エンコード領域と一致しない場合には、エ
コー信号を計測は行なわない（ステップ606）。

【００３９】ステップ304において、計測しようとする
エコーのエコー番号Ｎが高域であると判断された場合に
は、体動量／位相エンコード量対応テーブルから最適位
相エンコード量Ｐを求めた後（ステップ601）、まず体
動量に対応する最適位相エンコード量が存在するか否か
を判断する（ステップ610）。図５からわかるように、
体動量／位相エンコード量対応テーブルの高域側では、
体動量の変化量に対する位相エンコード量の変化量が大
きいため、体動量に対応する最適位相エンコード量が存
在しない確率が大きい。そこで、まず最適位相エンコー
ド量が存在するかを判断し、存在する場合には、その位
相エンコード量を、存在しない場合には、最も近い未計
測の位相エンコード量を最適位相エンコード量と決定す
る（ステップ611）。以後は、低域の場合と全く同様
に、体動量に対応する最適位相エンコード量の領域が計
測すべきエコーに割り当てられた位相エンコード領域と
一致するか否かによって計測を行うか或いは計測を行わ
ないこととする（ステップ612〜616）。

【００４０】具体的に図２のパルスシーケンスにおける
エコーＣを計測する場合を図７を参照して考える。この
エコー計測の直前に体動量計測装置２１によって計測し
た体動量が、例えばＰｃ1であったとする。図７に示す
体動量／位相エンコード量対応テーブルにおいて、この
体動量Ｐｃ1に対応する位相エンコードky1は低域領域で
あって、エコー番号３のエコーＣに割り当てられた位相
エンコード領域Ｃに一致する。この場合には、体動量／
位相エンコード量対応テーブルよりＰｃ1に対応する位
相エンコードky1でエコーＣを計測する。直前で計測し
た体動量がＰｃ2であった場合には、この体動量に対応
する位相エンコードky2は高域領域であって、エコーＣ
に割り当てられた位相エンコード領域と一致しないの
で、エコーの計測は行なわない。また直前で計測した体
動量がＰｃ3であった場合には、この体動量に対応する
位相エンコードky3は低域ではあるが、エコーＣに割り
当てられた位相エンコード領域と一致しないので、エコ
ーの計測は行なわない。ここでエコーの計測を行なわな
いとは、エコーは発生させるが、そのデータを画像再構
成に用いないことを意味する。

【００４１】計測した信号は図８に示すようなｋ空間に
おいて、印加した位相エンコード量ky1に対応する位置
に配置する。以後、同様に直前に計測した体動量に基づ
き位相エンコードを設定しながら、図２のパルスシーケ
ンスを繰り返す。この際、体動量に対応する位相エンコ
ードのエコーが既に計測されていた場合には、その位相
エンコード量に最も近い未計測の位相エンコード量でエ
コーの計測を行なう。

【００４２】高域側のデータ（エコーＡ、エコーＢ）の
計測においても同様である。例えばエコーＢを計測する
場合において、図９に示すように、その直前の体動量が
Pb1やPb2であった場合には、それに対応する位相エンコ
ード量ky1、ky2は、エコーＢに割り当てられた位相エン
コード領域Ｂにはないので、エコーの計測は行なわな
い。体動量がPb3の場合には、それに対応する位相エン
コード量ky3は、エコーＢに割り当てられた位相エンコ
ード領域Ｂにあるので、エコーの計測を行う。この場合
にも、この位相エンコード量のエコーが既に計測されて
いた場合には、その位相エンコード量に最も近い未計測
の位相エンコードで計測を行なう。

【００４３】以上のように低域および高域のデータを計
測し、最終的に、ｋ空間を満たす全位相エンコードのエ
コー信号を計測する。即ち、図３に示すフローで、計測
すべきエコー番号がＮを超え、且つそれまでの繰り返し
回数ＭとＮとの積が所定の位相エンコード数を超えた場
合に計測を終了し、計測したデータについてフーリエ変
換等の演算を施し、画像を再構成する（ステップ30
5）。

【００４４】得られた画像は、ほぼ体動量／位相エンコ
ード量対応テーブルに従って位相エンコードされたデー
タからなり、しかもエコー番号に割り当てた位相エンコ
ード配列に従ったものとなっているので、体動アーチフ
ァクトが抑制され、また各エコーのエコー時間が異なる
ことにより生じる信号値のバラツキが与える影響が抑制
された高画質の画像となる。

【００４５】しかも、１回の繰り返し時間で複数のエコ
ーを計測することができるので、通常のスピンエコー法
を用いた体動アーチファクト抑制法に比べ、撮像時間を
大幅に短縮することができる。但し、上述したように、
本実施形態では、体動量に対応する位相エンコード量
が、計測すべきエコーに割り当てられた位相エンコード
領域と一致しないときには、エコーの計測を行なわない
ので、通常の高速スピンエコー法よりは、その分の繰り
返しが多くなる。

【００４６】次に第二の実施例として、エコー計測を行
なうチャンスを増やし撮像時間の短縮を図った例を説明
する。ここでもエコー数４、アンチセントリック配列法
の場合を例として説明する。この実施例でも、図３に示
すステップ301〜304までの手順は同じであるが、ステッ
プ302において、対応テーブルをエコー数と同数の領域
に分けるのではなく、それより大きな範囲、例えば低域
と高域の二つの領域に分ける。計測開始後の手順（ステ
ップ304以降の手順）を図１０に示す。

【００４７】このような条件で、第一の実施例と同様に
図２のパルスシーケンスを実行し、エコーを発生させる
ための180°パルス印加の直前に体動量を計測する。こ
の場合にも、体動量／位相エンコード量対応テーブルを
参照し、測定した体動量に対応する最適位相エンコード
量Ｐを決定する（ステップ1001）。そして、エコー番号
Ｎが低域の場合には、最適位相エンコードＰが、そのエ
コーに割り当てられた位相エンコード領域（低域か高域
か）に一致すればエコー信号の計測を行い（ステップ10
03〜1005）、一致しなければエコー信号の計測を行なわ
ないこととする（ステップ1006）。本実施例でも、体動
量に対応する位相エンコード量のエコーが既に計測済み
だった場合には、その位相エンコード量に最も近い未計
測のエンコード量でエコーを計測する（ステップ100
7）。

【００４８】エコー番号Ｎが高域の場合には、第一の実
施例と同様に、最適位相エンコード量を決定する際に、
最適位相エンコード量が存在するか否かを判断し（ステ
ップ1010）、存在する場合には、その位相エンコード量
を、存在しない場合には、最適位相エンコード量に最も
近い未計測位相エンコード量を位相エンコード量と決定
し（ステップ1011）、それ以降は低域の場合と同様にし
て計測する（ステップ1013〜1016）か或いは計測しない
こととする（ステップ1017）。

【００４９】具体的には、例えば第３のエコーＣの直前
に計測した体動量が図７においてＰｃ3だった場合に
は、これに対応する位相エンコード量ky3は、第一の実
施例によればエコーＤに割り当てられた位相エンコード
領域であって、この位相エンコード量によるエコーの計
測は行なわないことになるが、この実施例では、低域で
あれば計測する。高域データについても、例えば図９に
おいて第２のエコーＢの直前に計測した体動量がPb2の
場合、第一の実施例ではこの体動量に対応する位相エン
コードky2での計測は行なわなかったが、この実施例で
は計測を行なう。

【００５０】このように本実施例では、体動量／位相エ
ンコード量対応テーブルから求めた最適或いは近似位相
エンコード量の領域と、そのエコーに割り当てられた位
相エンコード領域のみ合致すれば計測を行うこととし、
計測を行なわない場合を少なくすることによって、シー
ケンスの繰り返しを減らし、撮像時間を短縮している。

【００５１】こうしてｋ空間を埋める全位相エンコード
のエコーを計測した後、画像再構成する。得られる画像
は、第一の実施例の画像と同様に体動アーチファクトが
抑制され、またエコー時間の違いによる信号のバラツキ
の影響が抑えられた画像となる。この実施例では、高速
スピンエコー法によるデータ配列方法の適用を緩和して
いるので、画質は第一の実施例より劣るが、計測時間の
短縮化を図ることができる。

【００５２】以上、第一及び第二の実施例として２種類
の手法について説明したが、これらは組み合わせて計測
を行うことが可能である。例えばｋ空間の中央部である
低域部の計測は第一の手法を、高域部の計測には第二の
手法を使用して計測することも可能である。

【００５３】なお、本発明のＭＲＩ装置による撮像にお
いては、パルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲは、体動
の周期を考慮して決めることが好ましい。これによっ
て、エコーを計測しない確率を減らすことができ、短時
間で撮像を行うことができる。また高域のデータについ
ては、計測できないデータを複素共役関係にあるデータ
を利用する等公知の時間短縮撮像法を併用することも可
能である。

【００５４】以上、本発明のＭＲＩ装置による体動アー
チファクト抑制機能を備えた高速スピンエコー法撮像の
実施例を説明した。これら実施例では、エコーを発生さ
せるための180°パルス直前で毎回体動量を計測するこ
ととしたが、エコーとエコーとの間隔（インターエコー
タイム）が短いときには、体動量計測は間引いて行なう
ことも可能である。これはインターエコータイムが短い
場合には、エコー間での体動量変位が非常に少ないため
である。

【００５５】体動量計測の間引き方は、１回のエコー計
測毎に行っていたものを、単に複数回のエコー計測毎に
行なうようにするという方法でもよいが、予め計測した
体動量の変位や周期等を考慮して決定することが好まし
い。具体的には、１）体動量変位を考慮して体動量取得
回数ｎを決定し、繰り返し時間ＴＲをこの回数ｎで等分
し、等間隔で体動量を計測する、２）第１のエコー取得
直前に体動量を計測し、次に低域側に配置されるエコー
の取得直前に体動量を取得する、などの方法がある。後
者の方法は、位相エンコード量が0であるデータを第１
エコーに配置しない計測の時にのみ可能である。

【００５６】いずれの方法においても、１回の繰り返し
時間内で２回以上の体動計測を行ない、低域側および高
域側の両方でそれぞれ１度は体動量を計測しておくこと
が好ましい。但し、位相エンコード量が0であるデータ
を第１エコーに配置した計測や、計測エコー数が少なく
１回の繰り返し時間内における体動量変位が非常に少な
い計測の場合には、繰り返し時間内で少なくとも１回体
動量を計測すればよい。

【００５７】このように体動量の計測を間引いた場合に
は、位相エンコード量は、次に体動量を計測するまでは
従前の体動量（最も新しい測定値）を用いて決定する。
体動量に基づく位相エンコード量の決定や計測を行なう
か否かの判断等は上述した実施例と同様である。

【００５８】また本発明による計測においては、体動の
位置によってリアルタイムに位相エンコード量を決定し
ているため、ｋ空間に配置された信号には、エコー番号
による信号振幅の相違に起因する信号振幅の段差が生じ
る。このようなｋ空間における信号段差は、例えば、前
計測によってエコー番号ごとの信号振幅の変化を把握し
ておき、この変化からエコー番号ごとの補正係数を求
め、これをｋ空間内のデータに乗ずることにより低減或
いは一定化することが可能である。これによりｋ空間の
信号振幅段差によるアーチファクトの発生を抑制でき
る。

【００５９】また以上の実施例では、図１１（a）に示
すように、第１エコーを高域データとし、エコー番号が
多くなるに連れ低域データとするアンチセントリックな
エコー配列法を採用したが、第１エコーを低域データと
し、エコー番号が多くなるに連れ高域データとするセン
トリックなエコー配列法（同図（b））や、これとは逆
に、ｋ空間データを一方向に計測するシーケンシャルな
エコー配列法（同図（c））を採用することも可能であ
る。但し、高域データのエコー番号のばらつき（信号値
のばらつき）による影響を低減するためには、セントリ
ック或いはアンチセントリックな配列法が好ましい。

【００６０】

【発明の効果】本発明によれば、高速スピンエコー法に
よる撮像において体動量／位相エンコード量対応関係を
考慮した位相エンコード付与方法を採用することによ
り、短い撮像時間で、体動アーチファクトが抑制され、
しかもエコー時間による信号のバラツキのない高品質の
画像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を適用したＭＲＩ装置の全体概要を示す
図

【図２】本発明のＭＲＩ装置に備えられた高速スピンエ
コー法による撮像シーケンスを示す図

【図３】本発明のＭＲＩ装置における撮像および位相エ
ンコード決定のための手順を示すフロー図

【図４】体動量／位相エンコード量対応テーブルに高速
スピンエコー法によるデータ配列方法を適用した図

【図５】本発明において各エコーの位相エンコード決定
に用いられる体動量／位相エンコード量対応テーブルを
説明する図

【図６】位相エンコード決定の一実施例を示すフロー図

【図７】位相エンコード決定法を説明する図

【図８】エコー信号のｋ空間配列を示す図

【図９】位相エンコード決定法を説明する図

【図１０】位相エンコード決定の他の実施例を示すフロ
ー図

【図１１】高速スピンエコー法におけるエコー配列法を
示す図

【図１２】体動量／位相エンコード量対応テーブルの一
例を示す図

【図１３】高速スピンエコー法を説明する図

【符号の説明】

1・・・被検体 2・・・静磁場発生磁気回路 ３・・・傾斜磁場発生系 ４・・・シーケンサ ５・・・送信系 ６・・・受信系 ７・・・信号処理系 ８・・・ＣＰＵ(中央処理装置) ２１・・・体動測定装置

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体が置かれる空間に静磁場および傾斜
   磁場をそれぞれ発生する磁場発生手段と、前記被検体の
   組織を構成する原子の原子核スピンを励起する高周波磁
   場を発生する送信系と、前記高周波磁場によって被検体
   から発生するエコー信号を検出する受信系と、検出した
   エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号
   処理系と、前記磁場発生手段、送信系、受信系および信
   号処理系を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御
   手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御手段は、反転する高周波磁場パルスの印加と位
   相エンコード傾斜磁場の印加により複数の位相エンコー
   ド量の異なるエコー信号を計測する高速スピンエコー法
   によるパルスシーケンスを備え、前記高速スピンエコー
   法によるパルスシーケンスの実行に際し、リアルタイム
   で計測した体動量と、予め求めた被検体の体動量と最適
   位相エンコード量との対応関係に基づき、前記位相エン
   コード傾斜磁場の発生を制御することを特徴とする磁気
   共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】前記制御手段は、前記高速スピンエコー法
   によるパルスシーケンスの実行に際し、前記複数のエコ
   ー信号のエコー時間に依存してｋ空間配列法を設定し、
   このｋ空間配列法および前記体動量と最適位相エンコー
   ド量との対応関係に基づき、前記位相エンコード傾斜磁
   場の発生を制御する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. 【請求項３】請求項１または２に記載の磁気共鳴イメー
   ジング装置において、前記制御手段は、前記パルスシー
   ケンスの１回の繰り返し時間内の少なくとも２つの異な
   る時刻において測定された体動量に基づき、当該高周波
   磁場パルスによって発生するエコー信号の位相エンコー
   ドを制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装
   置。
4. 【請求項４】請求項１または２に記載の磁気共鳴イメー
   ジング装置において、前記制御手段は、高周波磁場パル
   ス毎に体動量を入力し、その体動量に基づき、当該高周
   波磁場パルスによって発生する核磁気共鳴信号の位相エ
   ンコードを制御することを特徴とする磁気共鳴イメージ
   ング装置。
5. 【請求項５】前記体動量と最適位相エンコード量との対
   応関係が、指数関数で表されることを特徴とする請求項
   １〜４のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装
   置。
6. 【請求項６】請求項１〜５のいずれか１項記載の磁気共
   鳴イメージング装置であって、前記制御手段は、前記パ
   ルスシーケンスの１回の繰り返し時間内に計測した複数
   のエコー信号について、エコー発生時間の相違によって
   生じる信号振幅段差を補正する手段を備えたことを特徴
   とする磁気共鳴イメージング装置。