JP2009279238A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】
核磁気共鳴イメージング(MRI)装置において、感度計測時の同期を不要にしながら，位置ずれの影響を低減する。
【解決手段】
感度計測は非同期で行い，なおかつエコー配置順をランダムに制御する。このとき，各エコー信号とその取得時の被検体の動き情報（呼吸レベル，心時相など）をそれぞれ保存する(206)。感度画像は保存した全エコー信号と動き情報のうち，本計測時の動き情報に近いエコー信号を選別し(209)，選別されたエコー信号を、動き情報に基づく重み付け加算でk空間グリッドに配置する(210)。これにより、同期が不要でありながら、被検体の動きによる位置ずれの影響を低減した感度計測が可能になる。
【選択図】図2A

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置、特にマルチプルコイルを用いた磁気共鳴イメージング装置の感度補正技術に関する。

磁気共鳴イメージング (Magnetic Resonance Imaging; MRI)装置は，被検体，特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴 (Nuclear Magnetic Resonance; NMR)信号を計測し，その頭部，腹部，四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては，NMR信号には，傾斜磁場によって異なる位相エンコード，周波数エンコードが付与される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

MRI装置においては、被検体から発生したNMR信号は，高周波(Radio Frequency; RF)受信コイルを用いて計測される。RF受信コイルは，小径になるほど感度分布は狭くなるが，信号雑音比（Signal to Noise Ratio; SNR）が向上する。そのため，小径RF受信コイルを複数組み合わせたマルチプルコイルを用いることで，広感度分布と高SNRを実現する。しかし，マルチプルコイルはパラレルイメージングに対応する場合が多い。パラレルイメージングは，マルチプルコイルの感度分布を用いて撮影を高速化する技術であるため，感度分布の独立性が高くなるように各受信チャンネルを配置する。このため，マルチプルコイルで計測した画像信号には感度不均一が生じやすく，感度補正が必要である。

感度補正技術の1つとして全身コイル型感度補正がある。全身コイル型感度補正は，均一な感度分布を持つ基準コイルとなる全身コイル（ボディコイル，送受信コイル）と，マルチプルコイルについてそれぞれ本計測とは異なる感度計測を行い，それらから補正係数を算出して本計測画像を補正する技術である（特許文献1）。このとき，呼吸動や心拍など被検体の動きにより，基準コイルである全身コイル感度計測とマルチプルコイル感度計測との間に位置ずれが生じることがある。また，感度計測と本計測との間で位置ずれが生じることもある。これらのような位置ずれは，いずれの場合も感度補正精度を低下させる。また，マルチプルコイルの感度補正を含むパラレルイメージングの場合，前述した位置ずれにより，感度補正精度の低下に加え，折り返しの展開誤差を生じる。

このような画質低下を避けるため，感度計測を複数回にわたり加算することで，位置ずれを平均化する方法が提案されている（非特許文献1）。

また呼吸同期や心電同期など，被検体の動きに同期した本計測を行う場合に，本計測と同様に感度計測時にも同期を行い，本計測の時相と一致した感度計測データのみを感度補正または感度補正を含むパラレルイメージングの感度画像として使用する方法が提案されている（特許文献2）。

特開平8-56928号公報 特開2000-301044号公報 "Cardiac real-time imaging using SENSE", MRM, 43, 177-184 (2000)

前述したように、MRI装置の全身コイル型感度補正または感度補正を含むパラレルイメージングでは，感度計測間または感度計測と本計測の位置ずれの影響を低減するため，感度計測を複数回加算する。そのため感度画像が平均化され，感度補正または折り返し展開の精度が低下する。また同期を併用する場合には，感度画像の時相と本計測の時相とを対応させるため，本計測毎に感度計測を行う必要があり，ユーザビリティが低下する。また心電同期計測の場合には呼吸動の影響を低減するため，息止めが必要になる。

本発明は、感度計測時の同期を不要にしながら，位置ずれの影響を低減することが可能な磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するため、本発明においては、被検体に核磁気共鳴を生じさせる磁場印加部と、マルチプルコイル及び基準コイルを有し、被検体からの核磁気共鳴信号（エコー信号）を検出する信号検出部と、検出したエコー信号を用いて画像を再構成する信号処理部と、信号処理部で得られた画像を表示する表示部と、少なくとも磁場印加部と信号検出部を制御する制御部とを有するMRI装置であって、被検体の動き情報をモニタする動き情報モニタ部を更に有し、制御部は、マルチプルコイルおよび基準コイルの感度分布を計測し、マルチプルコイルでエコー信号を本計測するよう制御すると共に，感度計測及び本計測の際，動き情報モニタ部によって被検体の動き情報をモニタしながらエコー信号を取得しておき、信号処理部は、画像再構成の際、感度計測時、本計測時の被検体の動き情報を基に、感度計測時に取得したエコー信号を選別して感度画像を作成するMRI装置を提供する。

また、上記目的を達成するため、本発明は、MRI装置として、RF受信コイルおよび基準コイルの感度分布を計測する感度計測ステップと，感度計測ステップで計測したエコー信号から感度画像を作成する感度画像作成ステップと，感度計測ステップで感度分布を計測したRF受信コイルでエコー信号を計測する本計測ステップと，感度画像作成ステップで作成した感度画像と本計測ステップで計測したエコー信号を用いて画像を再構成する画像再構成ステップを実行し、感度計測ステップと本計測ステップでは，被検体の動き情報をモニタしながらエコー信号を取得しておき，画像再構成ステップでは，本計測ステップでモニタした動き情報を基に、感度計測ステップで取得したエコー信号を選別して画像を再構成する構成を提供する。

本発明において、好適には、感度画像作成ステップは，感度計測ステップと本計測ステップにおける被検体の動き情報に応じてエコー信号を重み付けして感度画像を作成する。また、感度計測ステップは，エコー配置順をランダム制御する。

すなわち、本発明のMRI装置の構成において、好適的には、制御部は、感度計測を非同期で行い，かつエコー配置順をランダムに制御すると共に，各エコー信号とその取得時の動き情報とを対応付けてメモリに保存する。感度画像は、保存した全エコー信号と動き情報のうち，本計測時の動き情報に近いエコー信号を選別し，動き情報に基づく重み付け加算でk空間グリッドに配置する。

以上の手順により感度計測を行うことで，同期が不要でありながら、感度計測間ならびに感度計測と本計測の位置ずれを低減することとが可能な磁気共鳴撮像装置を提供することが可能となる。

以下，添付図面に従って本発明を実施するための最良の形態について詳説する。なお，発明の実施形態を説明するための全図において，同一機能を有するものは同一符号を付け，その繰り返しの説明は省略する。また、説明中、制御部、モニタ部等を、制御手段、モニタ手段等と呼ぶ場合がある。

最初に，MRI装置の全体概要を図１に基づいて説明する。図1は，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，NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので，図1に示すように，MRI装置は静磁場発生部2と，傾斜磁場発生部3と，高周波磁場発生部である送信部5と，信号検出部である受信部6と，画像を再構成する信号処理系7と，シーケンサ4と，中央処理部（Central Processing Unit; CPU）8とを備えて構成される。

静磁場発生部2は，垂直磁場方式であれば，被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に，水平磁場方式であれば，体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので，被検体1の周りに永久磁石方式，常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生部3は，MRI装置の座標系（静止座標系）であるX，Y，Zの３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とから成り，後述のシ−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３軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には，スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）を印加して被検体1に対するスライス面を設定し，そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gf）を印加して，エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は，高周波磁場パルス（以下，「RFパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御部で，CPU8の制御で動作し，被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部5，傾斜磁場発生部，および受信部6に送る。なお、シーケンサ4はCPU8の制御で動作するため、CPU8の機能の一部を含んで制御部と呼んでも良いことは言うまでもない。

高周波磁場発生部である送信部5は，被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために，被検体１にRFパルスを照射するもので，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（送信コイル）14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し，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14aに供給することにより，RFパルスが被検体1に照射される。なお、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、及び高周波磁場発生部を纏めて、被検体に核磁気共鳴を生じさせる磁場印加部と総称する場合が有る点、留意されたい。

信号検出部である受信部6は，被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの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（受信コイル）14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と，A/D変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル14bで検出され，信号増幅器15で増幅された後，シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され，それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて，信号処理部7に送られる。なお、図示を省略したが、送受信部の高周波コイルは、上述した基準コイルである全身コイルとマルチプルコイルとから構成されている。

信号処理部７は，各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので，光ディスク19，磁気ディスク18等の外部記憶装置と，CRT等からなるディスプレイ20とを有し，受信部6からのデータがCPU8に入力されると，CPU8が信号処理，画像再構成等の処理を実行し，その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に，外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。この信号処理部7は、受信部6からのデータを用いて画像を再構成するため、再構成部と呼ぶこともできる。

操作部25は，MRI装置の各種制御情報や信号処理部7で行う処理の制御情報を入力するもので，トラックボール又はマウス23，及び，キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され，操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。なお，送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル９は，被検体1が挿入される静磁場発生部2の静磁場空間内に，垂直磁場方式であれば被検体1に対向して，水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また，受信側の高周波コイル14bは，被検体1に対向して，或いは取り囲むように設置されている。現在MRI装置の撮像対象核種は，臨床で普及しているものとしては，被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や，励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで，人体頭部，腹部，四肢等の形態または，機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に本発明の実施例を以下に説明する。まず第1の実施例として，感度計測画像の取得方法を説明する。次いで第2以降の実施例において，具体的なアプリケーションについて説明する。

図2A,2B〜図8を用いて、第1の実施例について述べる。本実施例における感度計測画像の取得フローを図2Aに示す。図中、201-207は取得フローにおける各ステップを示す。本実施例では，はじめに感度計測パラメータを設定する（201）。感度計測で使用するシーケンスは，三次元(three dimensions; 3D)計測が好ましいが二次元(two dimensions; 2D)マルチスライス計測としても良い。

感度計測の範囲（field of view; FOV）は，本計測の範囲を網羅するよう設定する必要がある。計測パラメータはプロトン密度強調像またはそれに準ずるコントラストを得るよう設定することが望ましい。取得するエコー数は，撮影部位の動き特性（速度，方向など）と繰り返し時間(repetition time; TR)などから設定する。感度計測FOVや計測時間などを鑑みて自動設定しても良い。前記の計測パラメータは，撮影部位ごとに装置にプリセットされていても良い。本実施例では，感度計測時に本計測の撮影条件を考慮する必要が無い。したがって感度計測は，本計測の撮影時相を意識することなく行える。そのため，本実施例による感度計測は，被検体をセッティングした後に一度行えばよく，検査途中で再計測する必要がない。

次に，被検体の動きを把握するための動き情報モニタ手段を設定する（202）。動き情報モニタ手段の詳細は後述する。続いて，k空間走査の軌跡を設定する（203）。設定方法の詳細は後述する。次に，動き情報を取得する（204）。動き情報はステップ202で設定した動き情報モニタ手段から，距離，時間，電位，角度，位相などの値として得る。後述する本計測時の動き情報モニタ手段と同一としたほうが良い。ただし，双方の間に一定の関係があり，互いに変換可能であれば異なる手段を用いても良い。

続いて，エコー信号を取得する（205）。ステップ201で設定したパラメータを用いて，ステップ203で設定した軌跡上を走査することでエコー信号を得る。なおステップ204と205の処理順序は入れ替わっていても良く，時間的なずれが小さくなる順序で設定すればよい。またk空間原点を走査するタイミング（TE; エコー時間）に合わせて動き情報（信号）を取得しても良い。最後に，ステップ204と205で取得した動き情報とエコー信号をメモリに保存する（206）。保存の形式は，エコー信号と動き情報をテーブル化するなどして，メモリから読み出す際に連結可能とする必要がある。ステップ204から206までの計測処理を繰り返し行い，ステップ201で設定した取得エコー数に達したら計測を終了する（207）。図2Aの計測処理を高周波コイルを構成する全身コイル，マルチプルコイルについてそれぞれ行う。ただし，ステップ201から203の設定部分は，全身コイルとマルチプルコイルとで共通に用い，ステップ204から206までの計測処理を全身コイルとマルチプルコイルのそれぞれについて行っても良い。

次に，ステップ202における動き情報モニタ手段でモニタする動き情報のうち，主なものを図3(a),(b),(c)に示す。動き情報は，同図(a),(b),(c)にそれぞれ示す、呼吸周期301，心周期302，キネマティック(kinematic)撮影時の被検体位置303などを用いる。その他に筋電図などを用いても良い。本実施例は，動き情報の連続性や周期性を用いるわけでないため，動き情報の分布は，時間的に不規則であって良いという利点がある。動き情報モニタ部は，図示されていない脈波センサや心電センサ，呼吸センサ，横隔膜ナビゲータ，プロジェクション，変位検出デバイスなど，リアルタイムに被検体の動き情報をモニタできる手段であれば良い。さらに複数のモニタ手段を併用して，2種類以上の動き情報を取得してもよい。また，ステップ205で取得するエコー信号から振幅などを測定し，これを動き情報として用いても良い。この場合，ステップ204と205はひとつの処理になる。

続いて，図2Aのステップ203で設定するk空間走査の軌跡について図4，図5に示す。空間走査の周波数と動き情報の周波数とが整数倍の関係になると，特定の動き情報を持つエコー信号がk空間の特定位置に偏る。これを防ぐために,本実施例では，制御手段によって、取得するエコー信号のk空間配置順をランダムに制御し，エコー信号を動き情報によらずk空間中に偏りなく配置する。

制御方法は，ユーザーが設定しても良いが，ステップ202でモニタする呼吸周期や心周期など，動き情報の特性を考慮して自動制御しても良い。図4(a),(b)に、それぞれ2D,3Dの場合の直交座標系の走査例を示す。はじめに走査の始点を設定する。2D計測の場合，始点401は，始点候補位置402上からランダムで選択する。設定した始点401から周波数エンコード（kx）方向403に走査し，エコー信号を取得する。3D計測の場合，始点候補位置404は位相エンコード（ky）-スライスエンコード（kz）平面になり，この平面上から始点をランダムに選択して周波数エンコード方向405へ走査する。

次に非直交座標系の走査例を図5(a),(b),(c),(d)に示す。同図(a)の2D計測の場合は，始点をr-θ空間で定義する。ここでrおよびθは，(1)式で示すようにkx-ky空間の極座標表現である。

r-θ空間で始点候補位置501は，r=C（一定）とし，θを-π/２≦θ<π/２の範囲でランダムに決定した半円の円周位置とする。3D計測の場合は，始点をr-θ-φ空間で定義する。r,θおよびφは，(2)式で示すようにkx-ky-kz空間の極座標表現である。

同図(b)の3D計測では，r=C（一定）とし，θを-π/２≦θ<π/２の範囲で，さらにφを-π/２≦φ<π/２の範囲でそれぞれランダムに決定した半球面上502に始点を設定する。走査の軌跡504は，始点503からk空間原点を通過するよう設定する。k空間の始点を設定後，同図(d)に示すように、位相エンコード505を加えたハイブリッド型ラディアルスキャンで、軌跡506に走査しても良い。直交座標系と非直交座標系の走査では，同数のエコー信号を取得したとき，非直交座標系の場合に空間分解能が低下するが動きに対してロバストになる。一般に感度画像は，高空間分解能を必要とせず，動きのアーチファクトが結果画像に影響しやすいことから，非直交座標系の走査が好ましい。

次に，本実施例において、取得したデータから感度計測画像を作成する処理フローを図2Bに示す。はじめに感度計測時と同様に，本計測時の動き情報を取得する（208）。本計測の動き情報モニタ手段は，感度計測時に設定(202)した手段を用いたほうが良い。ただし，前述したように2つのモニタ手段の間に一定の関係があり，互いに変換可能であれば異なる手段を用いても良い。次に，ステップ206でメモリに保存した感度計測のエコー信号と動き情報をロードし，感度計測の動き情報と本計測の動き情報とを比較する。本計測動き情報に一致する感度計測動き情報(信号)を検索し，対応するエコー信号を選別する（209）。選別の詳細については後述する。続いて，選別したデータをk空間に再配置する（210）。このとき重み係数を用いて，選別したデータ間で重み付けを行う。重み係数の詳細は後述する。また，感度計測が非直交座標系であった場合，直交座標系へ変換するグリッディング処理は，ステップ210の処理と同時に行う。最後に，ステップ210で作成したk空間を逆フーリエ変換することで，感度計測画像を得る（211）。

図2Aで取得した高周波コイルを構成する全身コイル，マルチプルコイルの感度データについて，それぞれステップ208から211の処理を適用する。ここで得た全身コイルとマルチプルコイルの感度計測画像は，従来の技術で得た感度計測画像と同様に取り扱って良い。また非直交座標系から直交座標系へのグリッディング処理では，k空間データの補正処理が必要である。このときの補正値は，全身コイルとマルチプルコイルで同じ値を用いるようにする。このように本実施例を適用することで，常に本計測に対応した感度画像を作成でき，複数時相の感度画像を取り扱う必要が無い。そのため，複数時相感度画像の時間方向フーリエ変換処理や，得られた周波数スペクトルのマスク処理などの時間方向処理が不要になる。

ここで，ステップ209のエコー信号の選別処理について図6、7に示す。はじめに、図7(a)に示すように、本計測の動き情報701と，保存した感度計測の動き情報702とを比較し，選別範囲703内にあるデータを一致するデータとして抽出する。動き情報が2種類以上ある場合，同図(b)に示すように、各動き情報（動き情報1，動き情報2・・とする）を軸にした2次元以上の空間704で選別する。エコー信号の選別処理をフローチャートとして図6に示す。

本処理フローでは，はじめに図7に示した動き情報空間を作成する（601）。次に選別範囲を設定する（602）。選別範囲は，動き情報ごとに1つずつ設定する。このとき本計測や感度計測の空間分解能，時間分解能などから最適な値を自動設定する。また，ユーザーが設定しても良い。続いて，選別範囲内エコー信号を検索する（603）。動き情報が，本計測動き情報±選別範囲/2の範囲内にあるものを検索し，メモリに保存する。最後に，全動き情報について上記検索を行ったか判断し，検索していれば終了する（604）。

次に，ステップ210のk空間再配置について図8に示す。ステップ209で選別したデータを直交座標系k空間へ再配置する。このとき，選別したデータ内でさらに重み付けを変更した上で再配置しても良い。重み係数は，図8(a)の選別範囲801内で正規分布的形状802とする。重み係数の分散を小さくする（形状803, 804）につれ，動きの影響をより強く低減できる。重み係数の形状は、選別範囲703と同様に，計測条件から自動で設定する。またユーザーが設定しても良い。さらに選別範囲内のエコー数に応じて変更しても良い。また動き情報が2種類以上ある場合，図8(b)の805に示すように、2次元以上の重み係数を設定する。また、図8(c)の806に示すように動き情報ごとに重み係数の分散を変更しても良い。

なお、図２Bのステップ208の本計測動き情報モニタを省略することもできる。本計測動き情報が無い場合，想定による想定本計測位置を設定する。ステップ209から211の処理を適用し，感度計測画像を作成する。このように取得した感度計測画像を用いて感度補正，または感度補正を含むパラレルイメージングの再構成処理を行い，結果画像を作成する。その後，想定本計測位置を変更し，同処理を繰り返す。あらゆる想定本計測位置における結果画像を比較し，最良の画像を最終結果画像として出力する。最良画像はSNRやコントラスト雑音比（Contrast to Noise Ratio; CNR）など，結果画像の定量値から判断する。この手法は、撮影の特性上，動き情報モニタが困難な場合などに有用である。

次に、第2の実施例として，腹部撮影に適用する場合について説明する。腹部の感度計測時には，自由呼吸により横隔膜や腹壁位置が変位する。この変位を呼吸レベルと呼び，動き情報として横隔膜ナビゲータや呼吸センサ，投影（プロジェクション）データなどから取得する。取得エコー数は，呼吸レベル幅と選別範囲から，すべての呼吸レベル位置において必要最低エコー数を満たすように設定する。必要最低エコー数は，ステップ201で設定した感度計測パラメータのk空間マトリクス数から導出できる。前記のように取得した呼吸レベルの例を図9に示す。呼吸レベル901は，吸気と呼気により正弦波状に変化する。同図(a)中の白丸902は，エコー信号と呼吸レベルの取得時刻を示す。同図(b)中の本計測呼吸レベル903と比較して，選別範囲904内に含まれるデータ（図中黒丸）を選別する。本計測呼吸レベル903は，本計測時に動き情報モニタから取得する。本計測が息止め撮影の場合，本計測呼吸レベルは息止め位置となり，本計測が呼吸同期撮影の場合には同期位置（計測トリガ発生位置）となる。

第3の実施例として，kinematic撮影に適用した場合について説明する。なお、kinematic撮影は，関節等の運動を撮影時間の短いスキャンを連続的に繰り返し行うことで，動態情報として取得する撮影法である。kinematic撮影の動き情報は，変位として取得する。感度計測は，本計測同様に関節等を運動させながら撮影する。動き情報は，プロジェクションの変化から変位を見積もる。また支持デバイスなどを使用している場合，デバイスの示す角度や位置などから変位を取得してもよい。取得した変位の例を図10に示す。変位は，取得する動き情報の種類や撮影部位や運動の様子によって変化するが，ここでは正弦波形状1001とした。同図(a)中の白丸1002は第2の実施例同様，エコー信号と変位の取得時刻を示す。同図(b)中の本計測の変位1003と比較して，選別範囲1004内に含まれるデータ（図中黒丸）を選別する。本計測位置（変位1003）は，本計測時に動き情報モニタから取得する。本計測が連続撮影であっても，対応する本計測位置を取得することで，常に本計測位置に適した感度計測画像が作成できる。

第4の実施例として，心臓同期併用の心臓撮影に適用した場合について説明する。ここで心臓同期とは，心電同期や脈波同期，セルフゲート法など，心拍に起因する信号に同期した撮影を指す。心臓同期を併用した心臓撮影では，呼吸動によって心臓位置が変化するため，心拍と呼吸動の2つの動き情報をモニタする。心拍の動き情報は心電図に限らず，脈波やエコー信号強度，プロジェクションなどからも得られるため，撮影の形態や特性などからいずれかの方法を選べばよい。本実施例では，心拍からの動き情報モニタとして，心電図を用いた例を図11に示す。同図(a)に示すように、心拍の動き情報を心電図のR波1101からの時間（ディレイタイム1102）で規定する。一方，呼吸動の動き情報は，第2の実施例で記載した呼吸レベルを用いる。同図(b)に示すように、本計測で呼吸レベルとディレイタイムの2つの動き情報を取得すると，2軸の選択範囲が重複した領域が感度計測画像の選別範囲1103となる。呼吸レベルの選別範囲は，第2の実施例と同様に設定する。一方，ディレイタイムの選別範囲も同様に計測パラメータから自動設定してよいが，本計測の時間分解能以下としたほうが良い。また，選別範囲1103の選別範囲に重み係数を適用する場合，図7の選別範囲で示したような3次元の重み係数を設定する。また，例えばディレイタイム軸方向は分散を小さくするなど，重み係数を変更しても良い。

以上詳述してきたように、本発明によれば、感度計測時の同期や息止めを不要にしながら，位置ずれの影響を低減し、ユーザビリティの高い磁気共鳴撮像装置を提供することができる。

本発明に係るMRI装置の全体基本構成の斜視図である。 第１の実施例における感度計測の処理フローを示す図である。 第１の実施例における画像作成の処理フローを示す図である。 第１の実施例で用いる動き情報を説明する図である。 第１の実施例で用いるk空間走査を説明する図である。 第１の実施例で用いるk空間走査を説明する図である。 第１の実施例における本計測時の処理フローを示す図である。 第１の実施例におけるエコー信号の選別範囲を示す図である。 第１の実施例におけるエコー信号の重み係数を説明する図である。 第2の実施例のデータ選別を説明する図である。 第3の実施例のデータ選別を説明する図である。 第4の実施例のデータ選別を説明する図である。

符号の説明

1…被検体，2…静磁場発生部，3…傾斜磁場発生部，4…シーケンサ，5…送信部，6…受信部，7…信号処理部，8…中央処理部（CPU），9…傾斜磁場コイル，10…傾斜磁場電源，11…高周波発信器，12…変調器，13…高周波増幅器，14a…高周波コイル（送信コイル），14b…高周波コイル（受信コイル），15…信号増幅器，16…直交位相検波器，17…A/D変換器，18…磁気ディスク，19…光ディスク，20…ディスプレイ，21…ROM，22…RAM，23…トラックボール又はマウス，24…キーボード，25…操作部。

Claims (6)

1. 被検体に核磁気共鳴を生じさせる磁場印加部と、マルチプルコイル及び基準コイルを有し、前記被検体からのエコー信号を検出する信号検出部と、検出した前記エコー信号を用いて画像を再構成する信号処理部と、前記信号処理部で得られた画像を表示する表示部と、前記磁場印加部と前記信号検出部を制御する制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記被検体の動き情報をモニタする動き情報モニタ部を更に有し、
   前記制御部は、前記マルチプルコイルおよび前記基準コイルの感度分布を計測し，前記マルチプルコイルで前記エコー信号を計測する本計測を行うよう制御すると共に，前記動き情報モニタ部は、感度分布計測及び本計測時に，前記被検体の動き情報をモニタしておき、
   前記信号処理部は、画像再構成の際、前記本計測時の前記被検体の動き情報を基に、前記感度分布計測時に取得した前記エコー信号を選別して感度画像を作成する、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、前記感度画像を作成する際、前記感度分布計測時と前記本計測時における前記被検体の動き情報に応じて前記エコー信号を重み付けする、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項1又は2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、前記感度分布計測時において、エコー配置順をランダム制御する、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記動き情報モニタ部は、前記被検体の呼吸レベルを検出して前記動き情報を得る、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記動き情報モニタ部は、前記被検体のキネマティック撮影により前記動き情報を得る、
   こと特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記動き情報モニタ部は、前記被検体の心拍と呼吸動を検出して前記動き情報を得る、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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