JP5023127B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、体動を補正するための磁気共鳴イメージング装置に関する。
患者の呼吸による体動アーチファクトを低減するために、患者に息止めを指示し、患者が息止めをしている間に撮影を行う場合がある。しかし、この方法では、息止めが困難な患者に対しては十分に体動アーチファクトを低減することができない。そこで、呼吸同期法によって撮影を行う方法が知られている(特許文献1参照)。
特開2009-034485号公報
特許文献1の方法では、体動アーチファクトを低減するために、呼吸が安定しているときにデータを収集している。したがって、呼吸が安定している間にデータを収集した後、再び呼吸が安定するまではデータを収集することができず、撮影時間が長くなるという問題がある。
本発明は、上記の事情に鑑み、撮影時間の短縮化が図られる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
上記の問題を解決する本発明の磁気共鳴イメージング装置は、
被検体の変形可能な撮影部位からk空間のデータを収集し、収集したk空間のデータに基づいて、所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
位相エンコード方向に勾配磁場を印加する勾配コイルと、
前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける前記撮影部位との関係を規定する数値を算出し、算出した前記数値と、前記撮影部位から収集されたk空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを算出する画像データ算出手段と、
を有する。
本発明は、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける前記撮影部位との関係を規定する数値を算出し、算出した前記数値と、前記撮影部位から収集されたk空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを算出している。したがって、撮影部位が所定の状態に変形するのを待たなくても、撮影部位が所定の状態に変形したときの画像データを算出することができるので、撮影時間の短縮が図られる。
本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング装置1を示す図である。 受信コイル4が取り付けられた位置を説明する図である。 被検体8からk空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスの一例を示す図である。 ナビゲータシーケンスNAVおよびイメージングシーケンスPSをどのように実行するかについて説明する図である。 撮影部位の変形状態を示す図である。 An(x′,y′;x,y)の算出方法の一例を説明する図である。 変位量Δxが整数にならない場合において、行列Anの行rkjに含まれる要素の算出方法の一例の説明図である。 変位量Δxを算出する方法の説明図である。 行列Anの行rpqに含まれる要素を求める手順の説明図である。 MRI装置1の処理フローの一例を示す図である。 シミュレーションに使用した元画像40を示す図である。 シミュレーション結果を示す図である。 被検体の肝臓8aのMR画像を示す図である。 複数回の位相エンコードを実行する例を示す図である。
以下、本発明の実施形態について説明するが、本発明は、以下の実施形態に限定されることはない。
図1は、本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング装置1を示す図である。
磁気共鳴イメージング装置1は、コイルアセンブリ2と、テーブル3と、受信コイル4と、制御装置5と、入力装置6と、表示装置7とを有している。
コイルアセンブリ2は、被検体8が収容されるボア21と、超伝導コイル22と、勾配コイル23と、送信コイル24とを有している。超伝導コイル22は静磁場B0を印加し、勾配コイル23は、周波数エンコード方向および位相エンコード方向に勾配磁場を印加する。また、送信コイル24はRFパルスを送信する。尚、本実施形態では、超伝導コイル22が用いられているが、超伝導コイル22の代わりに、永久磁石を用いてもよい。
テーブル3は、被検体8を搬送するためのクレードル31を有している。クレードル31によって、被検体8はボア21に搬送される。
受信コイル4は、被検体8に取り付けられている。
図2は、受信コイル4が取り付けられた位置を説明する図である。
本実施形態における撮影部位は、肝臓8aとその周辺部位である。したがって、受信コイル4は肝臓8aに近い位置に取り付けられている。図2では、最も収縮した状態の肝臓8aは実線で示されており、最も伸長した状態の肝臓8aは破線で示されている。肝臓8aが最も収縮した場合は、肝臓8aのエッジ8bは最下位点E1に位置し、肝臓8aが最も伸長した場合は、肝臓8aのエッジは最上位点E2に位置する。
受信コイル4が受信したMR(Magnetic Resonance)信号は、制御装置5に伝送される。
制御装置5は、シーケンサ51〜中央処理装置55を有している。
シーケンサ51は、中央処理装置55の制御を受けて、肝臓8aの変位量を求めるためのナビゲータシーケンスや、被検体8からk空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスを実行するための情報を送信器52および勾配磁場電源53に送る。具体的には、シーケンサ51は、中央処理装置55の制御を受けて、ナビゲータシーケンスおよびイメージングシーケンスのRFパルスの情報(中心周波数、バンド幅など)を送信器52に送り、勾配磁場の情報(勾配磁場の強度など)を勾配磁場電源53に送る。
送信器52は、シーケンサ51から送られた情報に基づいて、RFコイル24を駆動する駆動信号を出力する。
勾配磁場電源53は、シーケンサ51から送られた情報に基づいて、勾配コイル23を駆動する駆動信号を出力する。
受信器54は、受信コイル4で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、中央処理装置55に伝送する。
中央処理装置55は、シーケンサ51および表示装置7に必要な情報を伝送したり、受信器56から受け取った信号に基づいて画像を再構成するなど、MRI装置1の各種の動作を実現するように、MRI装置1の各部の動作を総括する。中央処理装置55は、例えばコンピュータ(computer)によって構成される。尚、中央処理装置55は、特許請求の範囲における画像データ算出手段および変位量算出手段の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、これらの手段として機能する。
入力装置6は、オペレータ9の操作に応答して、制御装置5に種々の命令などを伝送する。
表示装置7は、画像などを表示する。
磁気共鳴イメージング装置1は、上記のように構成されている。
次に、被検体8からk空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスについて説明する。
図3は、被検体8からk空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスの一例を示す図である。
本実施形態では、イメージングシーケンスPSは、グラディエントエコー系のシーケンスである。ただし、イメージングシーケンスPSは、スピンエコー系など、別のシーケンスを用いてもよい。イメージングシーケンスPSの位相エンコードの方向は、例えば、被検体の左右方向である。また、位相エンコードのステップ数Nは、例えば、N=128である。
本実施形態では、イメージングシーケンスPSの他に、肝臓8bの変位量を計測するためのナビゲータシーケンスNAVを実行することによって、被検体8の撮影を行っている。次に、MRI装置1が、ナビゲータシーケンスNAVおよびイメージングシーケンスPSをどのように実行するかについて説明する。
図4は、ナビゲータシーケンスNAVおよびイメージングシーケンスPSをどのように実行するかについて説明する図である。
図4(a)は、肝臓8aのエッジの動きを示す図、図4(b)は、ナビゲータシーケンスNAVとイメージングシーケンスPSとの実行順序を示す図、図4(b)は、イメージングシーケンスPSを実行することにより得られたk空間のデータS(t,n)を概略的に示す図である。
被検体8の呼吸動作によって肝臓8aは変形する。このとき、肝臓8aのエッジ8b(図2参照)は、最下位点E1と最上位点E2との間で変位する。ナビゲータシーケンスNAVp(p=1〜mの整数)は、肝臓8aのエッジ8bの位置を検出することによって肝臓8aの変位量を求めるためのシーケンスであり、例えば、ペンシルビーム励起を用いたシーケンスである。ナビゲータシーケンスNAVpの後に、肝臓8aを含む撮影部位からk空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスPSが実行される。ナビゲータシーケンスNAVpとイメージングシーケンスPSは交互に実行される。図4(a)には、イメージングシーケンスPSが実行されているときの肝臓の形状が概略的に示されている。本実施形態では、ナビゲータシーケンスNAVpを実行した後、n回目(n=1〜Nの整数)の位相エンコードのイメージングシーケンスPSが実行される。n回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSを実行することによって、k空間のn番目のラインのデータS(t,n)が収集される(図4(c)参照)。例えば、1回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSを実行することによって、k空間の1番目のラインのデータS(1,1)〜S(T,1)が収集され、N回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSを実行することによって、k空間のN番目のラインのデータS(1,N)〜S(T,N)が収集される。図4(b)には、1回目、2回目、3回目、4回目、およびN回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSが示されている。
本実施形態によれば、呼吸による体動アーチファクトが低減されたMR画像を短時間で取得することができる。以下に、この理由について、図5〜図9を参照しながら説明する。
図5(a)は、撮影部位の変形状態を2つ示す図、図5(b)は、図5(a)に示す撮影部位の2つの変形状態の関係を規定する式を示す図である。
図5(a)の右側には、撮影部位の画像として実際に求めたい画像F(撮影部位が所定の状態に変形したときの画像。例えば、肝臓8aのエッジ8bが最下位点E1(図2参照)に位置しているときの撮影部位の画像)が示されている。一方、図5(a)の左側には、n回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像Gnが示されている。
画像Fは、座標(x,y)におけるピクセルf(x,y)によって表される。xの範囲がx=x1〜xαであり、yの範囲がy=y1〜yαとすると、画像Fは、α×α個のピクセルf(x1,y1)〜f(xα,yα)によって表される。
画像Gnは、座標(x,y)におけるピクセルgn(x′,y′)によって表される。xの範囲がx=x1′〜xα′であり、yの範囲がy=y1′〜yα′とすると、画像Gnは、α×α個のピクセルgn(x1′,y1′)〜gn(xα′,yα′)によって表される。
ここで、画像Gnのピクセルgn(x1′,y1′)〜gn(xα′,yα′)が、画像Fのピクセルf(x1,y1)〜f(xα,yα)を用いて、図5(b)に示す式(1)で表すことができるとする。ただし、式(1)の中の行列Anは、画像Gnと画像Fとの関係を規定する行列である。
式(1)において、gn(x1′,y1′)〜gn(xα′,yα′)をgn(x′,y′)で一般化し、f(x1,y1)〜f(xα,yα)をf(x,y)で一般化すると、式(1)は、以下の式(2)で表される。
ここで、An(x′,y′;x,y):行列Anの要素。
式(2)のgn(x′,y′)をフーリエ変換すると、n回目の位相エンコードが実行された時点における撮影部位のk空間のデータS(n,t)が得られる(式(3)参照)。
式(3)を行列表記すると、以下の式(5)で表される。
式(5)を簡略化すると、以下の式(6)で表される。
S=Ka×f ・・・(6)
ただし、S、Ka、およびfは、以下の式(7)〜(9)で定義されるベクトル又は行列である。
式(6)から、以下の式(10)が得られる。
f=Ka−1×S ・・・(10)
ただし、Ka−1は、Kaの逆行列
したがって、逆行列Ka−1の要素を、Ka−1(x,y;t,n)で表すと、式(10)は、以下の式(11)で表すことができる。
式(11)において、S(t,n)は、k空間のデータであるので、被検体8から磁気共鳴信号を収集すれば知ることができる値である。したがって、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を求めることができれば、撮影部位が画像Gnで示される状態に変形したときにk空間のデータを収集しても、所定の状態に変形した撮影部位の画像Fの各ピクセルf(x,y)の値を求めることができる。以下に、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を求める手順について説明する。
逆行列Ka−1は、式(8)で表される行列Kaの逆行列であるので、行列Kaの要素Ka(t,n;x,y)が分かれば、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を求めることができる。行列Kaの要素Ka(t,n;x,y)は、式(4)で表されるので、式(4)の右辺のK(t,n;x′,y′)およびAn(x′,y′;x,y)が分かれば、行列Kaの要素Ka(t,n;x,y)が求まるので、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を求めることができる。式(4)のK(t,n;x′,y′)はフーリエ変換のカーネルであるので、予め知ることができる値である。したがって、An(x′,y′;x,y)が分かれば、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を求めることができる。以下に、An(x′,y′;x,y)の算出方法の一例について説明する。
図6は、An(x′,y′;x,y)の算出方法の一例を説明する図である。
図6(a)は、撮影部位の画像GnおよびFを示す図、図6(b)は、画像Gn、行列An、および画像Fの関係を示す式である。
尚、説明の便宜上、撮影部位は、以下のように変形すると仮定している。
(1) 撮影部位の下端LLは変位しない。
(2) 撮影部位は、x方向(x’方向)にのみ伸縮する。
先ず、図6(a)を参照しながら、肝臓8aのエッジ8bの動きについて考察する。
画像Fでは、肝臓8aのエッジ8bは、ピクセルf(x,y)に位置する。しかし、肝臓8aはx方向に伸縮するので、n回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像Gnでは、肝臓8aのエッジ8bは、ピクセルgn(x′,y′)に変位する。この場合、肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxは、以下の式(12)で表される。
Δx=x−x ・・・(12)
例えば、Δx=4の場合、これは、肝臓8aのエッジ8bがピクセル4個分だけ変位していることに相当する。画像Gnのピクセルgn(x′,y′)から4ピクセル分だけずれた位置には、画像Fのピクセルf(x,y)が存在している。したがって、画像Gnのピクセルgn(x′,y′)は、画像Fのピクセルf(x,y)に等しいと考えられる。つまり、gn(x′,y′)およびf(x,y)は、以下の式(13)で表される。
gn(x′,y′)=f(x,y) ・・・(13)
式(13)が成り立つためには、図6(b)に示すように、行列Anの行rkjに含まれる要素の中で、要素An(x′,y′;x,y)のみを「1」と定め、残りの要素を全て「0(ゼロ)」と定めればよい。したがって、行列Anの行rkjに含まれる全ての要素の値を決定することができる。
尚、図6では、変位量Δxが整数の場合について説明されている。しかし、変位量Δxは、必ずしも整数になるわけではない。以下に、変位量Δxが整数にならない場合、行列Anの行rkjに含まれる要素をどのように算出しているかについて説明する。
図7は、変位量Δxが整数にならない場合において、行列Anの行rkjに含まれる要素の算出方法の一例の説明図である。
例えば、変位量Δx=6.4の場合、肝臓8aのエッジ8bは、ピクセル6.4個分だけ変位していることに相当する。これは、肝臓8aのエッジ8bの変位量が、ピクセル6個分よりも大きいが、ピクセル7個分よりは小さいことを意味する。画像Gnのピクセルgn(x′,y′)から6ピクセル分だけずれた位置には、画像Fのピクセルf(x,y)が存在しており、また、画像Gnのピクセルgn(x′,y′)から7ピクセル分だけずれた位置には、画像Fのピクセルf(xi−1,y)が存在している。したがって、画像Gnのピクセルgn(x′,y′)は、画像Fのピクセルf(x,y)およびf(xi−1,y)を用いて表すことができると考えられる。つまり、画像Gnのピクセルgn(x′,y′)は、画像Fのピクセルf(x,y)およびf(xi−1,y)を用いて、以下の式で表される。
gn(x′,y′)
=a1・f(xi−1,y)+a2・f(x,y) ・・・(14)
式(14)が成り立つためには、図7(b)に示すように、行列Anの行rkjに含まれる要素の中で、要素An(x′,y′;xi−1,y)を「a1」、要素An(x′,y′;x,y)を「a2」と定め、残りの要素を全て「0(ゼロ)」と定めればよい。したがって、行列Anの行rkjに含まれる全ての要素の値を決定することができる。a1およびa2の値は、例えば、変位量Δxの値に基づいて決定することができる(例えば、a1=0.4、a2=0.6)。
図6および図7の説明から、変位量Δxが分かれば、行列Anの行rkjに含まれる要素を算出できることが分かる。本実施形態では、イメージングシーケンスPSを実行する直前にナビゲータシーケンスNAVpを実行しているので(図4参照)、ナビゲータエコーから変位量Δxの値を算出することができる。以下に、変位量Δxを算出する方法について説明する。
図8は、変位量Δxを算出する方法の説明図である。
n回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxは、例えば、以下の式(15)を用いて算出することができる。
Δx=(Np+Np+1)/2 ・・・(15)
ここで、Np:ナビゲータシーケンスNAVpによって算出された肝臓8aのエッジ8bの位置
p+1:ナビゲータシーケンスNAVp+1によって算出された肝臓8aのエッジ8bの位置
式(15)を用いた場合、1回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δx1は、以下の式(16)で表される。
Δx1=(N1+N2)/2 ・・・(16)
ここで、N1:ナビゲータシーケンスNAV1によって算出された肝臓8aのエッジ8bの位置
N2:ナビゲータシーケンスNAV2によって算出された肝臓8aのエッジ8bの位置
尚、変位量Δxの算出方法は、式(15)に限られることは無い。例えば、被検体の呼吸周期がパルスシーケンスの繰り返し時間TRよりも十分に長い場合、以下の式を用いることができる。
Δx=Np ・・・(17)
式(17)を用いた場合、1回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δx1は、以下の式で表される。
Δx1=N1 ・・・(18)
したがって、n回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxを算出することができるので、図6(b)および図7(b)に示すように、行列Anの行rkjに含まれる要素を算出することができる。
また、肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxが分かれば、行列Anの行rkj以外の別の行に含まれる要素も算出することができる。以下に、行列Anの行rkj以外の行として、行rpqに含まれる要素を求める手順について、図9を参照しながら説明する。
図9は、行列Anの行rpqに含まれる要素を求める手順の説明図である。
撮影部位の座標(x′,y′)(又は座標(x,y))における伸縮量が、x′座標(又はx座標)の値に比例すると仮定すると、撮影部位の部分8dの変位量Δxpは、以下の式で表すことができる。
Δx=(x′/x′)・Δx ・・・(19)
式(19)の変位量Δxは、ナビゲータエコーから求められる値であり、x′およびx′は、x′座標の値であるので既知の値である。したがって、変位量Δxが分かれば、変位量Δxpを求めることができる。求められた変位量Δxの値に応じて、画像Gnのピクセルgn(x′,y′)は、以下の式(21)又は式(22)で表すことができる。
gn(x′,y′)=f(x,y) ・・・(21)
gn(x′,y′)
=b1・f(xs−1,y)+b2・f(x,y)+ ・・・(22)
したがって、式(21)又は式(22)から、行列Anの行rpqの要素を求めることができる。行rpq以外の他の行の要素についても、同様の手順で求めることができる。したがって、行列Anの全ての要素の値を算出することができる。
図6〜図9を参照しながら説明したように、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)の値を求めることができるので、求めた行列Anの要素An(x′,y′;x,y)の値を、式(4)に代入することによって、行列Kaの要素Ka(t,n;x,y)が算出される。したがって、逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)も算出することができるので、式(11)に従って、画像Fの各ピクセルf(x,y)の値を算出することができる。
上述したように、本実施形態では、撮影部位が画像Gnで示される状態に変形したときにk空間のデータを収集しても、所定の状態に変形した撮影部位の画像Fの各ピクセルf(x,y)の値を求めることができる。したがって、k空間のデータを収集するときに、撮影部位が所定の状態(画像F)に変形するのを待つ必要がなく、撮影時間の短縮を図ることができる。
次に、画像Fのデータを算出するときのMRI装置1の処理フローについて説明する。
図10は、MRI装置1の処理フローの一例を示す図である。
尚、図10の説明に当たっては、図1を参考にしながら説明する。
ステップS1では、オペレータ9は、入力装置6を操作して、被検体8を撮影する撮影命令を入力する。撮影命令が入力されると、シーケンサ51は、中央処理装置55の制御を受けて、ナビゲータシーケンスNAVpおよびイメージングシーケンスPS(図4参照)を実行するための情報(RFパルスの情報、勾配磁場の情報)を送信器52および勾配磁場電源53に送る。これによって、被検体8から磁気共鳴信号が発生する。磁気共鳴信号は、受信コイル4で受信され、受信器54に伝送される。このようにして、被検体8からk空間のデータS(t,n)が収集される。
k空間のデータS(t,n)を収集した後、ステップS2に進む。
ステップS2では、ナビゲータシーケンスNAVpによって得られたナビゲータエコーから、肝臓8aのエッジ8bの変位量Δx(例えば、図6(a)参照)を算出する。算出された変位量Δxに基づいて、図6〜図9を参照しながら説明した手順に従って、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)を算出する。An(x′,y′;x,y)を算出した後、ステップS3に進む。
ステップS3では、ステップS2で算出された行列Anの要素An(x′,y′;x,y)から逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)を算出する。そして、算出した逆行列Ka−1の要素Ka−1(x,y;t,n)と、ステップS1で収集されたk空間のデータS(t,n)とを式(11)に代入する。したがって、求めたい画像Fのデータを得ることができる。
次に、本実施形態の方法で被検体8を撮影した場合、体動により位相方向に現れるゴーストがどのように変化するかを調べるためのシミュレーションを行った。以下に、シミュレーション結果について、図11および図12を参照しながら説明する。
図11は、シミュレーションに使用した元画像40を示す図である。
シミュレーション条件は、以下の通りである。
(1)元画像40の下端40aは変位しない固定端。
(2)元画像40はx方向に一様に伸縮する。
(3)元画像40の上端40bは、撮像視野FOVの長さLxの最大10%まで変位する。
(4)位相エンコード方向はy方向
(5)元画像40の上端40bをナビゲータエコーで検出するときの検出誤差は、撮像視野FOVの長さLxの1%および5%
図12は、シミュレーション結果を示す図である。
図12(a)は、元画像40の上端40bの検出誤差が1%の場合のシミュレーション結果、図12(b)は、元画像40の上端40bの検出誤差が5%の場合のシミュレーション結果である。
図12(a)および(b)において、(a1)および(b1)は、体動補正をしない場合の画像であり、(a2)および(b2)は、本実施形態の方法で得られた画像である。(a3)および(b3)は、元画像40の上端40bの実際の位置(○で示す)と、ナビゲータで検出された元画像40の上端40bの検出位置(☆で示す)とを示す図である。
図12(a)および(b)を参照すると、本実施形態の方法を用いることによって、ゴーストが低減することがわかる。
また、本実施形態の方法を用いて実際に被検体の肝臓8aを撮影した。以下に、得られたMR画像について説明する。
図13は、被検体の肝臓8aのMR画像を示す図である。
図13(a)は、コロナル画像、図13(b)は、サジタル画像である。
図13(a)および(b)において、(a1)および(b1)は、体動補正をしない場合の画像、(a2)および(b2)は、本実施形態の方法で得られた画像である。
体動補正をしない場合(図13(a1)および(b1))、横隔膜付近に体動アーチファクトが見られるが、本実施形態の方法を用いた場合(図13(a2)および(b2))、横隔膜付近の体動アーチファクトが低減されていることが分かる。
尚、本実施形態では、ナビゲータシーケンスNAVpを実行してから、次のナビゲータシーケンスNAVp+1を実行するまでの間に、1回の位相エンコードしか実行されていない(図4(b)参照)。しかし、本発明では、ナビゲータシーケンスNAVpを実行してから、次のナビゲータシーケンスNAVpを実行するまでの間に、複数回の位相エンコードを実行してもよい。以下に、複数回の位相エンコードを実行する例について説明する。
図14は、複数回の位相エンコードを実行する例を示す図である。
図14では、ナビゲータシーケンスNAVp(p=1〜mの整数)を実行してから、次のナビゲータシーケンスNAVp+1を実行するまでの間に、位相エンコードが2回行われている。この場合、n回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxと、n+1回目の位相エンコードのイメージングシーケンスPSにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量Δxi+1は、例えば、以下の式で表すこができる。
Δx=ki,p・Np+ki,p+1・Np+1 ・・・(23)
Δxi+1=ki+1,p・Np+ki+1,p+1・Np+1 ・・・(24)
ただし、ki,p、ki,p+1、ki+1,p、ki+1,p+1:係数
例えば、係数ki,p=1/3、ki,p+1=2/3、ki+1,p=2/3、ki+1,p+1=1/3である。したがって、各位相エンコードにおける肝臓8aのエッジ8bの変位量を算出することができるので、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)を算出することができ、求めたい画像Fのデータを得ることができる。図14では、ナビゲータシーケンスNAVpとNAVp+1との間に位相エンコードが2回行われているが、位相エンコードを3回以上行ってもよい。
尚、本実施形態では、肝臓8aのエッジ8bの変位量は、ナビゲータエコー法で算出しているが、ナビゲータエコー法の代わりに、ベローズを用いて肝臓8aのエッジ8bの変位量を算出してもよい。
本実施形態では、肝臓8aのエッジ8bの変位量に基づいて、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)を算出している。しかし、肝臓8aのエッジ8b以外の部分の変位量に基づいて、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)を算出してもよい。
また、本実施形態では、ナビゲータエコーは、被検体の撮影部位の内側から収集されている。しかし、体動アーチファクトが十分に低減された画像Fを得ることができるのであれば、ナビゲータエコーは、撮影部位の外側に存在する部位から収集してもよい。
更に、本実施形態では、変形する部位として肝臓8aを撮影する例について説明されている。しかし、本発明は、心臓などの他の部位を撮影する場合にも適用することができる。
尚、本実施形態では、所定の形状に変形した撮影部位(画像F参照)と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける撮影部位(画像Gn参照)との関係を、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)で規定している。しかし、所定の形状に変形した撮影部位(画像F参照)と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける撮影部位(画像Gn参照)との関係を、行列Anの要素An(x′,y′;x,y)とは異なる別の数値で規定してもよい。
1 MRI装置
2 コイルアセンブリ
3 テーブル
4 受信コイル
5 制御装置
6 入力装置
7 表示装置
8 被検体
8a 肝臓
8b エッジ
8c 下端
9 オペレータ
21 ボア
22 超伝導コイル
23 勾配コイル
24 送信コイル
31 クレードル
51 シーケンサ
52 送信器
53 勾配磁場電源
54 受信器
55 中央処理装置

Claims (10)

  1. 被検体において少なくとも一方向に伸縮して変形する撮影部位から、2次元のk空間において前記一方向に平行な1ライン分のデータを収集することをラインを変えて繰り返すことにより前記2次元のk空間のデータを収集し、収集した前記2次元のk空間のデータに基づいて、所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記2次元のk空間において前記ラインが並ぶ方向である位相エンコード方向に勾配磁場を印加する勾配コイルと、
    前記2次元のk空間においてデータを収集する前記1ラインに対応する撮影部位の中の各部分の変位量を算出する変位量算出手段と、
    前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける前記撮影部位との関係を規定する数値を算出し、算出した前記数値と、前記撮影部位から収集された前記2次元のk空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを算出する画像データ算出手段と、
    を有する磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記画像データ算出手段は、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位と、n(n=1〜Nの整数)回目の位相エンコードにおける前記撮影部位との関係を規定する行列の要素を算出し、算出した前記行列の要素と、前記撮影部位から収集されたk空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像データを算出する、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記画像データ算出手段は、前記変位量算出手段が算出した変位量に基づいて、前記行列の要素を算出する、請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記変位量算出手段は、前記被検体から収集されたナビゲータエコーに基づいて、前記撮影部位の中の各部分の変位量を算出する、請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記ナビゲータエコーを収集するためのナビゲータシーケンスと、前記撮影部位からk空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスとを実行する、請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記ナビゲータシーケンスが実行された後、次のナビゲータシーケンスが実行されるまでの間に、前記イメージングシーケンスは、位相エンコードが1回行われる、請求項5に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記ナビゲータシーケンスが実行された後、次のナビゲータシーケンスが実行されるまでの間に、前記イメージングシーケンスは、位相エンコードが複数回行われる、請求項5に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記変位量算出手段は、前記撮影部位の中の所定の部分の変位量を算出し、算出した前記所定の部分の変位量に基づいて、残りの部分の変位量を算出する、請求項3〜7のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記撮影部位の中の所定の部分は、肝臓のエッジである、請求項8に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記変位量算出手段は、ベローズを用いて前記撮影部位の中の各部分の変位量を算出する、請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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