JP4225648B2

JP4225648B2 - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP4225648B2
Application number: JP25463599A
Authority: JP
Inventors: 美津恵宮崎; 敏郎福田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-09-08
Filing date: 1999-09-08
Publication date: 2009-02-18
Anticipated expiration: 2019-09-08
Also published as: JP2001070283A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象に基づいて被検体内部をＭＲ（磁気共鳴）イメージングで画像化するＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。とくに、本発明は、フーリエ変換法に依る再構成を行うＭＲイメージングであって、エコーデータの収集順を改善したＭＲイメージングに関する。
【０００２】
【従来の技術】
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エコー信号などのＭＲ信号から画像を再構成するイメージング法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングを行うには、各種のパルスを一定の規則に沿って時系列に並べたパルス列、いわゆるパルスシーケンスに基づき、ＲＦコイルから被検体にパルスを送信し、この印加に応答してスピンの磁気共鳴現象によって発生するエコー信号（ＭＲ信号）をＲＦコイルを通して受信することが必要である。受信したエコー信号はその後の信号処理によりエコーデータに変換される。画像再構成法がフーリエ変換法の場合、エコーデータは位相エンコード量に対応させて周波数空間（ｋ空間）に配置される。この周波数空間の配置データは更にフーリエ変換されて実空間の画像に再構成される。
【０００４】
このようなイメージングを行うに際し、通常、被検体のイメージング部位に存在するスピンの縦磁化成分の大きさが一定になった定常状態において、エコー信号を収集するという手法が採られている。この定常状態を得る１つの方法として、ダミーパルス（空打ちパルス）としてＲＦパルスの印加がある。つまり、数個（たとえ２０個程度）のダミーパルスがパルスシーケンスの最初の部分に付与される。このため、このダミーパルスにより、スピンの縦磁化成分の大きさの一定化が図られる。
【０００５】
一方、前述したように、エコーデータはその位相エンコード量に応じてｋ空間に配置されるので、位相エンコード量を可変する順序に応じてｋ空間でのデータ配置順序が決まる。従来、位相エンコード量の可変順序としてはリニアオーダー（ｌｉｎｅａｒｏｒｄｅｒ）の位相エンコード法、セントリックオーダーの（ｃｅｎｔｒｉｃｏｒｄｅｒ）の位相エンコード法が知られている。リニアオーダーの位相エンコード法は、図１７に示す如く、ｋ空間の位相エンコード方向においてその高周波領域から低周波領域に、さらに高周波領域に至る、ｋ空間上でのリニアな順番でデータを配置する方法である。なお、ｋ空間にあっては、その位相エンコード方向における位相エンコード量が零の、同空間中心部のエンコード領域に近づく程、低周波になる。また、セントリックオーダーの位相エンコード法は、図１８に示す如く、ｋ空間の低周波領域（ｋ空間の中心部）から高周波領域（同空間の位相エンコード方向における端部寄りの領域）に至る順番でデータを配置する方法である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したリニアオーダー及びセントリックオーダーの位相エンコード法は以下のような問題があった。
【０００７】
リニアオーダーの場合、エコーデータはｋ空間を高周波領域から零エンコード領域、さらに高周波領域へとリニアに配置が進むように位相エンコード量が制御されるが、一般の腹部撮影用プロトコルにおいて、この制御中の心臓拍動に因るフローアーチファクトが他の臓器上に現れ、誤診に繋がる恐れがあった。
【０００８】
一方、セントリックオーダーの位相エンコード法の場合、ｋ空間の中心に配置するデータを最初に収集するため、渦電流の影響を受け易く、またスピンの縦磁化の振幅変化の影響も無視できないので、ダミーパルスの印加、すなわち空打ちがどうしても必要になる。この結果、前述したと同様に、撮像時間の長期化を招いてしまう。
【０００９】
本発明は、このような従来技術が直面する現状を打破するためになされたもので、２次元及び３次元のＭＲイメージングにおいて、ダミーパルスを使用せずに、画像コントラストの向上及び心臓の拍動などに因るフローアーチファクトを低減させることを、その目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明は、空打ちの無いパルスシーケンスを採用し、縦磁化成分の大きさが略一定となった定常状態でｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配置するエコーデータが収集できるように、パルスシーケンスの位相エンコード量を制御することに、その基礎を置いている。
【００１１】
つまり、パルスシーケンスを実行することにより、ｋ空間上の高周波成分のエコーデータは、スピンの縦磁化成分が未だ定常状態にはなっていない縦磁化成分の状態で先に励起される。この励起は実質的に空打ちの機能を果たす。この高周波成分は画像コントラストには殆ど寄与しないので、定常状態には至っていなくても画質には殆ど影響しない。一方、ｋ空間上の低周波成分のエコーデータは、スピンの縦磁化成分が既に定常状態になった状態で励起される。このため、信号強度が安定するので、画像コントラストが向上し、心臓の拍動などに因るフローアーチファクトが低減する。
【００１２】
この本発明に拠る位相エンコード量の制御法を、「逆セントリックオーダー（ｒｅｖｅｒｓｅｃｅｎｔｒｉｃｏｒｄｅｒ）」の位相エンコード法（すなわちデータ収集）と呼ぶことにする。
【００１３】
本発明の具体的な構成は以下のように提供される。
【００１４】
本発明のＭＲＩ装置は、所定のパルスシーケンスを実行して被検体内で生じるエコー信号を受信し、このエコー信号のデータを周波数空間に配置して画像生成を行うＭＲＩ装置において、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を併用したことにより形成されるパルスシーケンスであり、前記データを前記周波数空間に配置するときに、この周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進みながらデータ配置を行い、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置を始め、前記周波数空間において前記データを演算により求めて配置する第１の領域とこの前記第１の領域と対を成す第２の領域を除く残りの領域についてその高調波領域から前記データの配置を始めるデータ配置手段を備えたことを特徴とする。
【００１５】
好適には、前記データを前記周波数空間に配置するときに、スピンの縦磁化成分の大きさが一定と見なすことができる定常状態で前記周波数空間の低周波数領域にデータ配置が行われる。
【００１６】
一例として、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置が始められる。
【００１７】
また、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは複数回のリフォーカスＲＦパルスの印加に分けてエコー信号を収集するパルスシーケンスであり、この各印加毎に、前記データ配置手段は、前記周波数空間における高調波領域から交互に前記データの配置を始めるようにしてもよい。
【００１９】
さらに、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、２次元スキャンまたは３次元スキャンを行うためのパルスシーケンスであってもよい。
【００２０】
さらに別の例として、前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置を、その周波数空間の一部に止めることを特徴とする。この場合、前記データ配置手段は、周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置が終わった後、当該周波数空間の残りの領域について低周波領域から高周波領域に経時的に進むデータ配置を継続することができる。前記データ配置手段は、周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の領域に対して経時的にデータ配置を交互に行うことができる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るＭＲＩ装置の１つの実施の形態を、図１〜図１６参照して説明する。
【００２６】
この実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２７】
このＭＲＩ装置は、被検体としての患者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、患者Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。
【００２８】
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。
【００２９】
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、Ｙ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、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。
【００３０】
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，Ｙ，Ｚ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の各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。
【００３１】
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。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こ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が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、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信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。
【００３２】
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、および音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、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。
【００３３】
ホスト計算機６は、以下に示すパルスシーケンスの何れかに基づいてイメージングスキャンを実施する。このイメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するＭＲスキャンであり、２次元スキャン又は３次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、患者が息を吸った状態または吐いた状態で息を止める息止め法、および、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行ってもよい。
【００３４】
このパルスシーケンスは、本実施形態では、３次元（３Ｄ）スキャンまたは２次元（２Ｄ）スキャン）に基づくパルス列であって、例えば、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＦＡＳＥ（高速ＡｓｙｍｍｅｔｒｉｃＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法に拠るパルス列が用いられる。これのパルス列には何れも、本発明に係る「逆セントリックオーダー」の位相エンコード法（データ収集法）が適用されている。
【００３５】
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信号のエコーデータ（デジタル量）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。
【００３６】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータ（原データまた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、その内部メモリ上の２次元又は３次元のｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にエコーデータを配置し、このエコーデータをその各組毎に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。演算ユニット１０はまた、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理、差分演算処理などを行うことができる。
【００３７】
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は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３８】
また、息止め指令部の一要素として音声発生器１６を備える。この音声発生器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。
【００３９】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ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。この心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００４０】
本実施形態の構成において、シーケンサ５、ホスト計算機６、及び演算ユニット１０がデータ配置手段を構成している。
【００４１】
次に、図２〜１２を参照して、本実施形態のＭＲＩ装置によるイメージングスキャンの動作を説明する。
【００４２】
［第１実施例（図２〜４）］
この実施形態で採用できる第１実施例を図２〜４に基づき説明する。この実施例は、パルスシーケンスとして図２に示す、ＦＥ法に拠る２次元スキャンを採用したものである。シーケンサ５はホスト計算機６から与えられる、このＦＥ法に拠る２次元スキャンのパルスシーケンス情報に基づき傾斜磁場電源４及び送信器８Ｔの動作を制御する。
【００４３】
この２次元スキャンによれば、最初にスライス用傾斜磁場パルスＧ_Ｓと共に励起用の９０°ＲＦパルスが印加され、被検体の選択励起が行われる。この後、読出し用傾斜磁場Ｇ_Ｒを印加するとともに、逆セントリックオーダーの位相エンコード法を適用した位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅを印加する（図２において、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅの波形上に記載している、略Ｗの字状の矢印記号は「逆セントリックオーダー」の波形であることを表している）。
【００４４】
さらに、この後、読出し用傾斜磁場Ｇ_Ｒの極性を反転させてエコー信号を収集する。位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅは、例えば位相エンコード数１２８をその＋極性側及び−極性側の振幅値に割り当てている。この磁場波形Ｇ_Ｅの振幅値＝０がｋ空間の位相エンコード量＝０に対応している。
【００４５】
この内、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅを印加するとき、その位相エンコード量は図３に模式的に示す如く制御される。すなわち、位相エンコード量が励起毎に低下し且つその極性が＋側、−側交互に振れるように制御される。しかも、初めの励起部分の１回目及び２回目の位相エンコード量はｋ空間の最も高周波なエンコードを担う量に設定され、最後の１２８回目の励起に伴うそれはｋ空間の位相エンコード量＝０に対応している。
【００４６】
このため、励起毎に収集されるエコーデータは、図４に模式的に示す順序で、ｋ空間の対応する位相エンコード量の位置に順次配置される。すなわち、１回目の励起に伴って収集されるエコーデータはｋ空間の一番上の位相エンコード量位置に配置され、２回目のそれはｋ空間の一番下の位置に配置される。さらに３回目に収集のエコーデータは１回目の下の位相エンコード量の位置に配置され、４回目のそれは２回目の上の位相エンコード量の位置に配置される。以下同様にｋ空間上でその位相エンコード方向の上下に交互に配置され、最後の１２８回目に収集されるエコーデータは丁度、位相エンコード量＝０の位置に配置される。
【００４７】
このように逆セントリックオーダーのデータ収集に対応して配置された２次元のエコーデータは、演算ユニット１０において、そのデータの組毎に２次元フーリエ変換に処せられ（再構成）、実空間の画像データが生成される。この画像データは、表示器１２により表示されるとともに、記憶ユニット１１に格納される。
【００４８】
［第２実施例（図５）］
この第２実施例は、図５に示す如く、第１実施例に示したＦＥ法に拠るパルスシーケンスにおいて、その励起前にサチュレーションパルスＳＡＴ及びスポイラーパルスＳＰを印加するものである。このサチュレーションパルスＳＡＴの印加によって、イメージング部位に流入する血流のスピンが予め飽和され、イメージング部位で収集される血流信号が抑制される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅは逆セントリック位相エンコード法に基づき印加される。
【００４９】
［変形例（図６〜９）］
次に、上述した第１及び第２実施例の変形例を図６〜９に基づき説明する。詳しくは、上述した第１，第２実施例において、ＭＲ造影剤を併用した場合の不具合を回避する構成に関する。
【００５０】
造影剤を使用してＭＲスキャンを逆セントリック位相エンコード法に拠り実施する場合、図６及び７に示す如く、ｋ空間の低周波成分（位相エンコード量＝０及びその極く近傍の領域）が収集される大体の時刻に造影剤がスキャン部位に到達するように撮影開始時間が設定されることがある。このように逆セントリックオーダーで収集すると、低周波成分の前に収集される中、高周波成分の信号には造影剤の効果が殆ど効かず、信号値が低くなって、画像の細部にボケを生じる恐れがある。
【００５１】
これを回避するために、図８，９に示す如く、ある程度のエンコード回数までは逆セントリックオーダーで高周波成分を収集し、それ以降の残った領域の位相エンコード量をセントリックオーダーで収集する。つまり、逆セントリックオーダーとセントリックオーダーとが併用される。これにより、逆セントリックオーダーで収集した初期の高周波成分は依然として空打ちの効果を有する。撮影後半部分のセントリックオーダーで収集した領域部分には造影剤の効果を反映させたデータが配置されるので、ある程度までの高周波成分も高信号に保持されており、画像のボケを防ぐことができる。また、逆セントリックオーダーとセントリックオーダーは、ｋ空間へのデータ配置の規則性が時間に関して対称であるので、心臓の拍動に関わる周期的なアーチファクトも同様に分散させ、目立たなくすることができる。
【００５２】
［第３実施例（図１０）］
第３実施例は、図１０に示す如く、ＳＥ法に拠るパルスシーケンスに従って２次元スキャンのパルス印加を行うものである。励起用の９０°ＲＦパルスが印加された後、所定時間ＴＥ／２後にリフォーカス用の１８０°ＲＦパルスが印加される。この後、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅが印加されるが、この磁場波形Ｇ_Ｅは逆セントリックオーダーの位相エンコード法（すなわちデータ収集法）に基づき、例えばその振幅値の変更順番が制御される。
【００５３】
［第４実施例（図１１〜１３）］
第４実施例は、ＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより２次元スキャンを行う例である。
【００５４】
シーケンサ５によって、図１１に示す如く、最初に励起用の９０°ＲＦパルスが印加された後、複数個のリフォーカス用の１８０°ＲＦパルスが一定時間毎に順次印加され、これによりスピンのリフォーカス毎に複数個のエコー信号が発生する。これらのエコー信号は位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅが事前に印加され、読出し用傾斜磁場Ｇ_Ｒの印加と共に収集される。収集されたエコー信号は受信器８Ｒでエコーデータに生成された後、演算ユニット１０で２次元ｋ空間上に配置される。
【００５５】
エコー信号数が例えば８個であるとすると、この励起毎に収集される８個のエコー信号のエコーデータを用いてｋ空間が埋められる。ｋ空間が例えば１２８×１２８のマトリクスサイズを有する場合、１６回の励起分のエコーデータがあればｋ空間全部のデータ配置が完了する。このため、ｋ空間はその位相エンコード方向ｋ_ｐｅに８個の領域Ｒ１〜Ｒ８に分割され、各回の励起に拠る８個のエコーデータは８個の分割領域Ｒ１〜Ｒ８の夫々に順次配置される。
【００５６】
このとき、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅは、各回の励起毎に、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法（データ収集法）を適用して、その振幅の変更順が制御される。つまり、図１２に示す如く、各回の励起に伴う、８個のエコー信号に付与する位相エンコード量が逆セントリックオーダーで制御される。
【００５７】
この結果、図１３に示す如く、各回の励起毎に、エコーデータはｋ空間の高周波領域から低周波領域にかけて配置される。ｋ空間の分割領域Ｒ１〜Ｒ８が同図のように上から順に並んでいるとすると、各回の励起毎に、ｋ空間の上下端の分割領域の一方から他方に、その次の低周波寄りの分割領域の一方から他方に、…といった順序で（Ｒ１、Ｒ８、Ｒ２、Ｒ７、…、Ｒ４、Ｒ５）、エコーデータが配置される。
【００５８】
このように配置されたエコーデータは２次元フーリエ変換に付され、実空間の画像データに再構成される。
【００５９】
［第５実施例（図１４〜１５）］
第５実施例は、ＦＡＳＥ法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより３次元スキャンを行う例である。
【００６０】
ＦＡＳＥ法は、ＳＥ系のパルスシーケンスであり、ＦＳＥ法とハーフフーリエ法を併用した、図１４に示すパルス列を有する。このパルスシーケンスを実行することにより、ｋ空間の所定領域Ａに充填するエコーデータが収集され、残りの領域Ｂのエコーデータは収集データから演算により求められ、配置される。
【００６１】
このＦＡＳＥ法のパルスシーケンスで用いる位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅは、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法（データ収集法）が採用されている。具体的には、図１５に示す如く、ｋ空間の収集データ配置用の所定領域Ａのうち、零エンコードを挟む位相エンコード方向上下の対象領域Ａ１，Ａ２について、前述した実施例と同様に、逆セントリックオーダーで位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅが設定されている。
【００６２】
上述の所定領域Ａのうち、演算によりデータ配置を行う領域Ｂと対象を成す、この領域と反対側の高周波領域Ａ３に対しては、その位相エンコード量毎に順にデータ収集ができるように位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅが設定されている。この高周波領域Ａ３のデータは、上述した対象領域Ａ１，Ａ２のデータ収集の後で収集される。
【００６３】
［第６実施例（図１６）］
第６実施例は、ＥＰＩ法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより２次元スキャンを行う例である。
【００６４】
図１６に、このＦＥ系のＥＰＩ法に拠るパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスにおいて印加する位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅに、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法（データ収集法）が適用されている。これにより、ｋ空間には前述した図３，４と同様の順序で、高周波領域から低周波領域にかけて順にデータ配置が行われる。
【００６５】
以上のように、本実施形態によれば、逆セントリックオーダーの元に、２次元又は３次元のスキャンを各種のパルス列の形態で実施できる。
【００６６】
このため、ｋ空間の高周波領域である、位相エンコード方向の端部側領域のエコーデータが先に収集及び配置され、低周波領域である同方向の中心部分のエコーデータは後で収集及び配置される。時間的に先行する、画像コントラストには殆ど寄与しない高周波領域のエコーデータ収集用のパルス印加が、従来のダミーパルスの印加の機能を兼ねることになる。つまり、高周波領域のエコーデータを収集している間に、スピンの縦磁化成分の振幅が略一定となる定常状態が達成され、この定常状態で画像コントラストに反映されるｋ空間の中心部のデータ収集及び配置が行われる。したがって、従来のようにパルスシーケンスの冒頭で印加するダミーパルスは不要になり、この印加に必要な時間も不要になって、全体の撮影時間を短縮させることができる。
【００６７】
また、このスキャン法を使ってマルチスライス撮影を行う場合でも、画像コントラストに支配的なｋ空間中心部のエコーデータはスピンの定常状態で収集されるため、マルチスライス間の感度むらを低減させることができる。
【００６８】
さらに、この逆セントリックオーダーに依るスキャンによれば、データ収集及び配置の周期性を分断及び分散せさた状態になるので、従来のリニアオーダーの位相エンコード法と比較して、心臓の拍動に因るフローアーチファクトを低減又は分散させることができる。
【００６９】
さらにまた、この逆セントリックオーダーのデータ収集によれば、渦電流の安定後にｋ空間中心部のエコーデータが収集されるので、渦電流の影響も受け難いという利点がある。
【００７０】
また、ｋ空間の高周波領域のデータ収集のためのＲＦパルスの印加（励起）を時間的に先に行うスキャン法の場合、ＭＴ効果を引き起こさせることができ、このＭＴ効果を各種のイメージングに積極的に利用可能になる。このＭＴ効果を利用して画像コントラストを向上させることもできる。
【００７１】
なお、本発明は上述した実施形態の構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に要旨に基づき、さらに種々の形態に変形可能なことは勿論である。
【００７２】
【発明の効果】
本発明に係るＭＲＩ装置によれば、画像コントラストには殆ど寄与しない高周波領域のデータ収集を行っている間のパルス印加が空打ち機能を果たし、画像コントラストを決める低周波領域のデータ収集時にはスピンの縦磁化成分がほぼ一定の定常状態になる。この結果、従来のようにダミーパルスを使用せずとも、画像コントラストの向上及び心臓の拍動などに因るフローアーチファクトを低減させる、２次元又は３次元のＭＲイメージングを行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す概略ブロック図。
【図２】第１実施例に係る、ＦＥ法に基づく２次元スキャンのパルスシーケンス。
【図３】第１実施例における時間経過に伴う位相エンコード量の変化（逆セントリックオーダーの変化）を示す図。
【図４】第１実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのｋ空間の模式図。
【図５】第２の実施例に係る、ＦＥ法に基づく２次元スキャンのパルスシーケンス。
【図６】第１、第２実施例の変形例を説明するための逆セントリックオーダーの位相エンコードと造影剤の到達タイミングを説明する図。
【図７】図６に対応した逆セントリックオーダーに拠るｋ空間の説明図。
【図８】第１、第２実施例の変形例を説明するための逆セントリックオーダーとセントリックオーダーの併用型の位相エンコードと造影剤の到達タイミングを説明する図。
【図９】図８に対応した併用型オーダーに拠るｋ空間の説明図。
【図１０】第３の実施例に係る、ＳＥ法に基づく２次元スキャンのパルスシーケンス。
【図１１】第４の実施例に係る、ＦＳＥ法に基づく２次元スキャンのパルスシーケンス。
【図１２】第４実施例における時間経過に伴う各励起毎の位相エンコード量の変化（逆セントリックオーダーの変化）を示す図。
【図１３】第４実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのｋ空間の模式図。
【図１４】第５の実施例に係る、ＦＡＳＥ法に基づく３次元スキャンのパルスシーケンス。
【図１５】第５実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのｋ空間の模式図。
【図１６】第６の実施例に係る、ＦＥ系のＥＰＩ法に基づく２次元スキャンのパルスシーケンス。
【図１７】従来のリニアオーダーのデータ収集を示すためのｋ空間の模式図。
【図１８】従来のセントリックオーダーのデータ収集を示すためのｋ空間の模式図。
【符号の説明】
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
７ＲＦ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

Claims

所定のパルスシーケンスを実行して被検体内で生じるエコー信号を受信し、このエコー信号のデータを周波数空間に配置して画像生成を行うＭＲＩ装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を併用したことにより形成されるパルスシーケンスであり、
前記データを前記周波数空間に配置するときに、この周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進みながらデータ配置を行い、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置を始め、前記周波数空間において前記データを演算により求めて配置する第１の領域とこの前記第１の領域と対を成す第２の領域を除く残りの領域についてその高調波領域から前記データの配置を始めるデータ配置手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記データ配置手段は、前記データを前記周波数空間に配置するときに、スピンの縦磁化成分の大きさが一定と見なすことができる定常状態で前記周波数空間の低周波数領域にデータ配置を行うことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは複数回のリフォーカスＲＦパルスの印加に分けてエコー信号を収集するパルスシーケンスであり、この各印加毎に、前記データ配置手段は、前記周波数空間における高調波領域から交互に前記データの配置を始めるように設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、２次元スキャンまたは３次元スキャンを行うためのパルスシーケンスであることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置を、その周波数空間の一部に止めるように設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項５記載のＭＲＩ装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置が終わった後、当該周波数空間の残りの領域について低周波領域から高周波領域に経時的に進むデータ配置を継続するように設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項６記載のＭＲＩ装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の領域に対して経時的に交互にデータ配置を行うように設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。