JP5162126B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関するものである。

磁気共鳴イメージング装置は、医療用途、産業用途などのさまざまな分野において利用されている。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場空間内の被検体にＲＦパルスを照射することにより、その被検体内のプロトンのスピンを核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象によって励起させ、その励起されたスピンにより発生する磁気共鳴（ＭＲ）信号を得るスキャンを実施する。そして、そのスキャンにより得られた磁気共鳴信号を画像のローデータ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）とし、被検体の画像を生成する（たとえば、特許文献１参照）。

このように磁気共鳴イメージング装置を用いて被検体をスキャンする際において、被検体に体動が発生した場合には、本来励起すべき断面と現実に励起される断面がずれることになり、生成された画像に生成した画像にゴーストやボケが発生する場合がある。

そこで、体動の問題を解決する手法がいくつか提案されている。その一つの方法は、例えば、通常呼吸下での心臓撮像において、横隔膜の位置の変化に合わせて、被検体の励起断面をリアルタイムで補正し、常に同一の断面から磁気共鳴信号を収集する（たとえば、特許文献２参照）。これらの技術に用いる横隔膜の位置検出の手法として、本来のイメージシーケンスとは別に、横隔膜から位相エンコードを与えない磁気共鳴信号を計測するシーケンス（ナビゲータシーケンス）を行い、得られた磁気共鳴信号（ナビゲータエコー）の投影から横隔膜の位置を検出する方法が提案されている。

たとえば、非特許文献１では、３次元撮影法を実施するために、磁気共鳴信号の収集に際してナビゲータシーケンスを利用し呼吸による体動による位置ずれを検出して、位置ずれ量が小さい場合には、ｋ空間の低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集し、位置ずれ量が大きい場合には、ｋ空間の高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集している。

特開２００２−１０２２０１号公報 特表平０９−５０８０５０号公報 "Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ" ２００１年、４５巻、ｐ．６４５−６５２

上記の手法について図８を参照しながら説明する。
図８（ａ）は、ナビゲータシーケンスにより検出された、被検体の横隔膜（ｄｉａｐｈｒａｇｍ）について、当該被検体の体軸方向の位置について時間ｔによる依存性を示した図である。図８（ａ）の縦軸は、横隔膜の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎであり、被検体の体軸方向の向きをなしている。そして、横軸は、時間ｔである。
図８（ａ）において、被検体が腹式呼吸しているとみなすと、第一回目の吸気（ｉｎｓ１）で横隔膜の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎが持ち上がる。そして、時間ｔの経過にしたがってその位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎが下っていき、第二回目の吸気（ｉｎｓ２）で横隔膜の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎが再び持ち上がる。

このとき、横隔膜の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎの時間変化の割合は被検体の体動に直結する。図８（ａ）に示したように、ｉｎｓ１とｉｎｓ２のちょうど中間の時間ｔ、すなわち横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ１の領域内にある時間で、横隔膜が下垂しきっており、体動が最も小さい。そして、ｉｎｓ１の終了直後とｉｎｓ２の開始直前の時間ｔ、すなわち横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ３の領域内にある時間では、横隔膜の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎが下っている最中、又は上がっている最中であり、体動が最も大きい。

また、時間ｔ、すなわち横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ２の領域内にある時間の体動の大きさは、横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ１における体動の大きさよりも大きいが、横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ３における体動の大きさよりも小さい。この場合は、被検体の吸気と呼気の中間点となる。

磁気共鳴信号を収集する際は、図８（ｂ）に示したスライスエンコード方向に対応するｋｚ方向と、位相エンコード方向に対応するｋｙ方向のｋ空間内に対応する磁気共鳴信号を収集する。
まず、図８（ａ）において体動が最も小さい横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ１の領域内にある時間ｔでは、図８（ｂ）に示したｋ空間の原点Ｏを含んだ低周波領域（Ｓｅｃ１）に対応する磁気共鳴信号を収集する。また、横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ２の領域内にある時間ｔではｋ空間の中間周波領域（Ｓｅｃ２）に対応する磁気共鳴信号を収集する。そして、体動が最も大きい横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ３の領域内にある時間ｔではｋ空間の高周波領域（Ｓｅｃ３）に対応する磁気共鳴信号を収集する。

以上の通り、図８（ｂ）に示したように、磁気共鳴信号を収集すべきｋ空間を示すｋｚ／ｋｙにおいて、原点Ｏに近い低周波領域（Ｓｅｃ１）の磁気共鳴信号の収集は被検体の体動が最も小さいときに行い、原点Ｏから遠い高周波領域（Ｓｅｃ３）の磁気共鳴信号の収集は被検体の体動が最も大きいときに行う。そして、ｋｚ／ｋｙにおいて、中間周波数領域（Ｓｅｃ２）の磁気共鳴信号の収集は、被検体の体動が横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ１における体動の大きさより大きく、横隔膜の位置ＰｏｓｉｔｉｏｎがＳｅｃ３における体動の大きさよりも小さいときに行う。

このように、本方法は、被検体の体動を絶えず計測し、被検体の体動が最も小さいときを見計らって磁気共鳴信号を収集すべきｋ空間において低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。そのため、磁気共鳴信号の収集を被検体の体動に厳密に同期させることができるので、生成された画像にゴーストやボケの発生が少ない。

本手法において、被検体の体動をナビゲータシーケンスの手法により検出し、最も体動の小さいタイミングを見計らって、ｋ空間の低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集している。そのため、被検体の呼吸に厳密に同期させながら、体動の影響の小さい被検体の画像を得ることができるという特徴がある。そのため、被検体の心臓と肺の画像を生成する場合のように、体動の時間変化が大きい場合には有効である。

しかし、本手法では、磁気共鳴信号を収集すべきｋ空間を示すｋｚ／ｋｙにおいて、最終的に収集された磁気共鳴信号の強度のコントラストが、ｋｚ，ｋｙ方向に変化しながら分散する。そのため分散したコントラストを補正する必要があり、収集された磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する際はコントラストを補正するための演算が必要となり、画像の生成に時間がかかるという問題がある。

さらに、ｋ空間の高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集するタイミングは、体動が比較的大きい状態の際に行われるが、体動が所定の限度以上に大きい場合は、収集した高周波領域に対応する磁気共鳴信号を結局画像生成に利用しないこともある。この場合、収集した低周波領域に対応する磁気共鳴信号も画像生成に利用できないこととなり、新たなスキャンを行う必要が生じる。そのため、スキャン時間がかかってしまう。そして特に、本手法のように３次元撮影法を実施する場合は、収集すべき磁気共鳴信号のサンプル数が多くなるので、スキャン時間がいっそう長くなってしまうことになる。

さらに、生成された画像の体動による影響を少なくするため、被検体の体動を検出するナビゲータシーケンスは頻繁（たとえば、被検体の一心拍ごと）に行う必要があり、長いＴＲが必要な高速スピンエコー（ＦＳＥ：Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法を採用することが難しい。こうして、高速スピンエコー法を採用することができないことで、スキャンに時間がかかってしまうこともある。

以上を考慮し、本発明が解決しようとする課題は、画像のコントラストの変化が生じにくく、スキャン時間を短くして迅速な撮影が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

本発明は、静磁場が形成された空間内に収容された被検体から磁気共鳴信号を繰り返し収集するスキャン部と、前記スキャン部により収集された磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体の画像を生成する画像生成部と、を有する磁気共鳴イメージング装置であって、前記スキャン部は、前記被検体の体動の周期内において、ｋ空間における低周波領域に対応するように前記磁気共鳴信号を収集した後、前記ｋ空間における高周波領域に対応するように前記磁気共鳴信号を収集する。

好ましくは、前記スキャン部は、前記ｋ空間において第１方向に並ぶｋ空間の低周波領域と高周波領域の複数のラインに対応するように前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する。

より好ましくは、前記スキャン部は、前記ｋ空間の第１方向とは異なる第２方向に並ぶｋ空間の複数のラインを異なる区分に分割し、前記分割された区分ごとに前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する。

具体的には、前記スキャン部は、前記ｋ空間において前記第２方向に並ぶｋ空間の複数のラインを正の周波数領域の区分と負の周波数領域の区分とに分割し、前記分割された区分ごとに前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する。

さらに、前記スキャン部は、前記第１方向に並ぶｋ空間の複数のラインについての前記低周波領域に対応する前記磁気共鳴信号の収集を行う場合と、前記高周波領域に対応する前記磁気共鳴信号の収集を行う場合とで、前記複数のラインを選択する順序が異なるようにして前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する。

好ましくは、前記被検体の体動の周期は、前記被検体の一呼吸の周期である。

前記画像生成部は、部分フーリエ法に基づいて前記被検体の画像を生成する、ものであってもよい。

前記画像生成部は、３次元撮影法に基づいて前記被検体の画像を生成する、ものであってもよい。

本発明に関わる磁気共鳴イメージング装置では、画像のコントラストの変化が生じにくく、スキャン時間を短くして迅速な撮影が可能である。

図１は、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。
図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置は、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４と、制御部２５と、クレードル２６と、ＥＣＧ（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）センサ２７と、ＥＣＧユニット２８と、呼吸センサ２９と、Ｉｎｓ（ｉｎｓｐｉｒａｔｉｏｎ）ユニット３０と、データ処理部３１と、操作部３２と、表示部３３とを有する。

静磁場マグネット部１２は、たとえば、一対の永久磁石により構成されており、被検体４０が収容される撮像空間１１に静磁場を形成する。ここでは、静磁場マグネット部１２は、被検体４０の体軸方向に対して垂直な方向に静磁場の方向が沿うように静磁場を形成する。なお、静磁場マグネット部１２は、超伝導磁石により構成されていてもよく、その場合には通常静磁場の方向は鉛直な方向になっている。

勾配コイル部１３は、静磁場が形成された撮像空間１１に勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に位置情報を付加する。ここでは、勾配コイル部１３は、３系統からなり、撮像条件に応じて、３軸方向に勾配磁場を形成する。

具体的には、勾配コイル部１３は、被検体４０のスライスエンコード（スライス選択）方向に勾配磁場を印加する。また、勾配コイル部１３は、被検体４０の位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を位相エンコードする。そして、勾配コイル部１３は、被検体４０の周波数エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起された被検体４０の箇所からの磁気共鳴信号を周波数エンコードする。

ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、被検体４０の撮像領域を囲むように配置される。ＲＦコイル部１４は、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成される撮像空間１１内において、電磁波であるＲＦパルスを被検体４０に送信して高周波磁場を形成し、被検体４０の撮像領域におけるプロトンのスピンを励起する。なお、３次元撮影法を実施する場合は被検体４０をスラブ状にプロトンのスピン励起をする。
そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体４０内のプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮像空間１１内にＲＦパルスを送信させて高周波磁場を形成する。ＲＦ駆動部２２は、ゲート変調器（図示なし）とＲＦ電力増幅器（図示なし）とＲＦ発振器（図示なし）とを有する。ＲＦ駆動部２２は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦ発振器からの信号を、ゲート変調器を用いて所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調する。そして、ゲート変調器により変調された信号を、ＲＦ電力増幅器により増幅した後、ＲＦコイル部１４に出力し、ＲＦパルスを送信させる。

勾配駆動部２３は、制御部２５からの制御信号に基づいて、勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮像空間１１内に勾配磁場を発生させる。勾配駆動部２３は、３系統の勾配コイル部１３に対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。

データ収集部２４は、制御部２５からの制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集し、データ処理部３１に出力する。データ収集部２４は、エンコードが施された磁気共鳴信号をｋ空間に対応するように収集する。ここでは、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号をＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器の出力を参照信号として位相検波器が位相検波した後に、そのアナログ信号の磁気共鳴信号をＡ／Ｄ変換器がデジタル信号に変換する。そして、その収集した磁気共鳴信号をメモリに記憶後、データ処理部３１に出力する。

本発明の磁気共鳴イメージング装置では、データ収集部２４は、ｋ空間における磁気共鳴信号を収集するのに際して、被検体４０の体動の周期内において、上記ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集した後、上記ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。

制御部２５は、コンピュータと、コンピュータを用いて所定のパルスシーケンスを各部に実行させるプログラムとを有する。そして、制御部２５は、操作部３２からデータ処理部３１を介して入力される操作信号に基づいて、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とのそれぞれに、所定のパルスシーケンスを実行させる制御信号を出力し制御を行う。

クレードル２６は、被検体４０を載置する台を有する。クレードル２６は、制御部２５からの制御信号に基づいて、撮像空間１１の内部と外部との間を移動する。

ＥＣＧセンサ２７は被検体４０の体表に設けられ、被検体４０の心拍運動を計測して心電信号を電気信号としてＥＣＧユニット２８に出力する。
ＥＣＧユニット２８は、ＥＣＧセンサ２７から受けた心電信号に対してデジタル化処理等の各種処理を施し、心電波形データとして制御部２５に出力する。

呼吸センサ２９は、たとえば被検体４０に直接取り付けられるベローズなどの外的なハードウエアからなり、被検体４０の呼吸による体動による位置ずれを検出する。そして、呼吸センサ２９は、被検体４０の体動による位置ずれの検出信号を、電気信号としてＩｎｓユニット３０に出力する。

Ｉｎｓユニット３０は、呼吸センサ２９から受けた検出信号に対してデジタル化処理等の各種処理を施し、被検体４０の体動による位置ずれとして制御部２５に出力する。なお、被検体４０の体動による位置ずれの検出は、被検体４０に直接取り付けた呼吸センサ２９にかえて、通常行われるナビゲータシーケンスを利用することもできる。

制御部２５がＥＣＧユニット２８から、被検体４０の心電信号を受けることにより、制御部２５は、データ収集部２４に対して磁気共鳴信号の収集を心電信号と同期させる制御を行うことができるようになる。また、制御部２５がＩｎｓユニット３０から、被検体４０の体動による位置ずれの検出信号を受けることにより、制御部２５は、磁気共鳴信号の収集を被検体の呼吸と同期させる制御を行うことができる。制御部２５がデータ収集部２４に対する磁気共鳴信号の収集を被検体の呼吸や心拍と同期させる制御は、ナビゲータシーケンスを利用した場合にも同様に行うことができる。

データ処理部３１は、コンピュータと、そのコンピュータを用いて所定のデータ処理を実行するプログラムとを有する。データ処理部３１は、操作部３２に接続されており、操作部３２からの操作信号が入力される。そして、データ処理部３１は、制御部２５に接続されており、オペレータによって操作部３２に入力される操作信号を制御部２５に出力する。

また、データ処理部３１は、データ収集部２４に接続されており、データ収集部２４が収集した磁気共鳴信号を取得し、その取得した磁気共鳴信号に対して画像処理を行って、被検体４０の画像を生成する。たとえば、データ処理部３１は、デジタル信号に変換された磁気共鳴信号に対してフーリエ変換処理を実施して、被検体４０の画像を生成する。そして、データ処理部３１は、生成した画像を表示部３３に出力する。

さらに、データ処理部３１は上記画像の生成において、データ収集部３１が収集した磁気共鳴信号を例えば、３次元撮影法に基づいて被検体４０の画像を生成することもできる。
すなわち、データ処理部３１が３次元撮影法に基づいて被検体４０の画像を生成する場合、磁気共鳴イメージング装置のデータ収集部２４は、スライスエンコード方向のｋｚ，位相エンコード方向のｋｙ，周波数エンコード方向のｋｘについての３次元のｋ空間を埋めるように磁気共鳴信号のデータ収集を行う。そして、データ処理部３１は、データ収集部２４が収集した磁気共鳴信号のデータを３次元逆フーリエ変換して、被検体４０の画像を生成する。

操作部３２は、キーボードやマウスなどの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作され、操作に応じた操作信号をデータ処理部３１に出力する。ここでは、撮像目的に応じた複数のパルスシーケンスをオペレータが選択して入力可能なように操作部３２が構成されている。

表示部３３は、ＣＲＴなどの表示デバイスにより構成されている。表示部３３は、被検体４０からの磁気共鳴信号に基づいて生成される被検体４０の画像を表示する。

なお、上記の実施形態の磁気共鳴イメージング装置において、静磁場が形成された空間内に収容された被検体４０から磁気共鳴信号を繰り返し収集するスキャン部は、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４と、の組み合わせが対応する。
また、上記スキャン部により収集された磁気共鳴信号に基づいて、被検体４０の画像を生成する画像生成部としては、データ処理部３１が対応する。

（磁気共鳴信号の収集の例１）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して被検体４０の画像を生成する場合について図２及び図３を参照しながら説明する。この場合において、磁気共鳴イメージング装置のデータ処理部３１は３次元撮影法に基づいて被検体４０の画像を生成する。

ここで、被検体４０に呼吸センサ２９とＥＣＧセンサ２７を取り付け、被検体４０の呼吸波形（ｒｅｓｐ）と、心電図（ｅｃｇ）を計測しながら、被検体４０の画像を生成する。すなわち、磁気共鳴イメージング装置は呼吸同期と心拍同期を行いながら、磁気共鳴信号の収集を行い、被検体４０の画像を生成する。なお、呼吸同期は、磁気共鳴イメージング装置においてナビゲータシーケンスを実施して、横隔膜の位置を検出することにより行うようにしても良い。

図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して、被検体４０の画像を生成するのに際して、まず、図２のフローチャートのＳＴ１に示したように、被検体４０の呼吸と心拍の計測を行う。

ＳＴ１において、呼吸センサ２９、ＥＣＧセンサ２７により被検体４０の呼吸と心拍の計測を行うと、図３（ａ）に示したように、時間ｔにしたがって、被検体４０が第一回目の吸気（ｉｎｓ１）と第二回目の吸気（ｉｎｓ２）が計測される。すなわち、被検体４０に取り付けられた呼吸センサ２９は、ｉｎｓ１とｉｎｓ２が行われる際に、計測信号の強度の山を計測する。

ここで、被検体４０の体動の始期から終期までの時間は、被検体４０の体動の周期である。本実施の形態の場合では、被検体４０の体動の周期は、被検体４０が第一回目の吸気（ｉｎｓ１）と第二回目の吸気（ｉｎｓ２）を行う期間であると規定されており、いったん下垂している被検体４０の横隔膜が持ち上がって再び下垂するまでの時間である。

また被検体４０に取り付けられたＥＣＧセンサ２７はＲ波を計測する。そして、ＥＣＧセンサ２７は、図３（ａ）に示したように、Ｒ波を計測するたびに、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３のパルス信号を発生させる。

以上のように、ＳＴ１において被検体４０の呼吸と心拍のパターンは図３（ａ）に示したようなパターンであることが把握された後、図２のフローチャートのＳＴ２に示したように、磁気共鳴信号の収集がデータ収集部２４によって開始される。

この場合、データ収集部２４は呼吸同期と心拍同期を行いながら、ｋ空間における磁気共鳴信号を収集するのに際して、被検体４０の体動の周期内において、上記ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集した後、上記ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。

すなわち、図２のフローチャートに示したように、被検体４０の体動の周期内（ＳＴ２〜ＳＴ５のループ内）において、まずＳＴ３のように、データ収集部２４はｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。その後、ＳＴ４のようにデータ収集部２４はｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。

ここで、データ収集部２４が、ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する期間は図３（ａ）において、ｇ１の期間であり、また、ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する期間は、ｇ２の期間となっており、ｇ１の期間がｇ２の期間よりも先である。なお、ｇ１とｇ２の期間は、被検体４０の体動の周期内である被検体４０の一呼吸の期間内に設定されている。

より具体的には、Ｒ１とＲ２の間にｇ１の期間を設け、その期間内にｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号をデータ収集部２４が収集する。そして、Ｒ２とＲ３の間にｇ２の期間を設け、その期間内にｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号をデータ収集部２４が収集する。ここで、各磁気共鳴信号の収集の開始時期は、Ｒ波と同期させるか、又は、所定の待ち時間（例えば、Ｔ１回復時間）後に行うようにすることができる。

図３（ｂ）は、ｇ１の期間、又は、ｇ２の期間において、データ収集部２４が磁気共鳴信号を収集する場合に、収集すべき磁気共鳴信号のｋ空間を示した図である。図３（ｂ）に示したようにｋ空間は、第１方向であるスライス方向のｋｚとスライス方向と垂直の第２方向であるｋｙの２次元の空間となっている。図３（ｂ）に示したｋ空間は、スライス方向のｋｚにおいて、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とに区分されている。

また、図３（ｂ）に示したｋ空間において、スライス方向のｋｚの範囲は、最低周波の原点Ｏを中心に、正の最高周波の＋ｋz_max／２から負の最高周波の−ｋz_max／２に及んでいる。そして、ｋｚ方向において、ｋ空間は複数のラインに区分されている。
たとえば、ｋｚ方向において、２５６段階のエンコードステップのラインに区分されている場合は、＋ｋz_max／２の位置は、１２８ライン目であり、原点Ｏの位置は、０ライン目であり、−ｋz_max／２の位置は、−１２７ライン目である。なお、スライス方向と垂直のｋｙの範囲は、最低周波の原点Ｏを中心に、正の最高周波の＋ｋy_max／２から負の最高周波の−ｋy_max／２に及んでいる。

データ収集部２４が図３（ａ）に示したｇ１の期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図３（ｂ）に示した低周波領域（ｓｅｇ１）のｋ空間の磁気共鳴信号の収集を行う。なお、ｇ１の期間は、第一回目の吸気（ｉｎｓ１）の直後であり、被検体４０の体動の影響が最も小さいタイミングとなる。そのため、このタイミングを見計らって、低周波領域（ｓｅｇ１）のｋ空間の磁気共鳴信号の収集を行うことにより、被検体４０の体動によるゴーストを抑えることができる。
また、このように呼気の直後に低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を行うように画一的に定めておけば、わざわざ複雑なナビゲータシーケンスを用いて体動が小さいタイミングを見計らって低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を行う必要もない。

そして、データ収集部２４が図３（ａ）に示したｇ１の期間の後のｇ２の期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図３（ｂ）に示した高周波領域（ｓｅｇ２）のｋ空間の磁気共鳴信号の収集を行う。

なお、データ収集部２４が磁気共鳴信号を収集する際には、まずスライス方向ｋｚに並ぶｋ空間の低周波領域のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行い、しかる後に、スライス方向のｋｚに並ぶｋ空間の高周波領域のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行う。すなわち、この場合データ収集部２４は、２５６段階からなるエンコードステップのラインに区分されているスライス方向ｋｚのｋ空間について、先に低周波領域（ｓｅｇ１）に対応するラインすべてについて磁気共鳴信号の収集を行い、次に、高周波領域（ｓｅｇ２）に対応するラインすべてについて磁気共鳴信号の収集を行う。

以上のように、図２のフローチャートに示したように、被検体４０の体動の周期内において、データ収集部２４がｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集し（ＳＴ３）、ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集すると（ＳＴ４）、データ収集部２４による磁気共鳴信号の収集がいったん終了する（ＳＴ５）。

こうしてデータ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行った後、データ処理部３１が図２のフローチャートに示したように低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号と高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する磁気共鳴信号のデータに基づいて３次元逆フーリエ変換を行って、被検体４０の画像の生成する（ＳＴ６）。

ここで、生成された画像のコントラストに差が生ずることもある。しかしながら、スライス方向のｋｚ方向の滑らかなフィルター作用によりコントラストの変化は、ｋｚ方向に分散するので、画像に生ずるコントラストの差の影響は小さい。

また、被検体４０の体動の周期である被検体４０の一呼吸の周期内に低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号と高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する磁気共鳴信号を収集しているので、ｋ空間における磁気共鳴信号の収集すべきデータを取得できるので、スキャン時間を短くすることもできる。

そのため、磁気共鳴イメージング装置において、被検体の体動がある場合であっても、高速スピンエコー法の実施が行いやすい。ただし、高速スピンエコー法によって一呼吸の間に磁気共鳴信号の収集を行う際は、後に磁気共鳴信号を収集する際に、Ｔ2強調画像にＴ1強調が加わる場合もあるため、ＦＲＦＳＥ（ファストリカバリＦＳＥ：ｆａｓｔ ｒｅｃｏｖｅｒｙ ｆａｓｔ ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）法を採用することが望ましい。

（磁気共鳴信号の収集の例２）
図１に示した磁気共鳴イメージング装置を使用して被検体４０の画像を生成する別の場合について図２及び図４を参照しながら説明する。
ここで、図２のフローチャートに示したように、磁気共鳴信号の収集の例１の場合と同様に、被検体４０に呼吸センサ２９とＥＣＧセンサ２７を取り付け、被検体４０の呼吸波形（ｒｅｓｐ）と、心電図（ｅｃｇ）を計測し（ＳＴ１）、磁気共鳴信号の収集を行い（ＳＴ２〜ＳＴ５）、被検体４０の画像を生成する（ＳＴ６）。

図２のフローチャートのＳＴ１において、呼吸センサ２９とＥＣＧセンサ２７により被検体４０の呼吸と心拍の計測が行われると、図４（ａ）に示したように、被検体の呼吸と 時間ｔにしたがって、被検体４０が第一回目の吸気（ｉｎｓ１）と第二回目の吸気（ｉｎｓ２）及び第三回目の吸気（ｉｎｓ３）が計測される。すなわち、被検体４０に取り付けられた呼吸センサ２９は、ｉｎｓ１、ｉｎｓ２、ｉｎｓ３が行われる際に、計測信号の強度の山を計測する。また被検体４０のＥＣＧセンサ２７はＲ波を計測し、図４（ａ）のように、Ｒ波を計測するたびに、Ｒ１−１，Ｒ２−１，Ｒ３−１，Ｒ１−２，Ｒ２−２，Ｒ３−２のパルス信号を発生させる。

そして、図２のフローチャートのＳＴ２に示したように、磁気共鳴信号の収集が開始される。
ただし、磁気共鳴信号の収集の例１の場合と異なり、被検体４０の体動の２周期にわたって、磁気共鳴信号のデータ収集を行っている。すなわち、図２に示したフローチャートにおいて、磁気共鳴信号の収集の開始（ＳＴ２）と磁気共鳴信号の収集の終了（ＳＴ５）からなるループを２回繰り返している。

具体的には、ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集（ＳＴ３）とｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集（ＳＴ４）は一回で完了するのではなく、２回に分けて完了させている。

かかる磁気共鳴信号の収集について図４（ａ）を参照すると、磁気共鳴イメージング装置のデータ収集部２４は、まず、ｉｎｓ１とｉｎｓ２が行われる間の所定の先の期間ｇ１−ａと後の期間ｇ２−ａの２回に分けて磁気共鳴信号の収集を行う。そして、データ収集部２４は、ｉｎｓ２とｉｎｓ３が行われる間の所定の先の期間ｇ１−ｂと後の期間ｇ２−ｂの２回に分けて磁気共鳴信号の収集を行う。しかるに、データ収集部２４はデータ処理部３１が被検体４０の画像を生成するために必要な磁気共鳴信号のデータ収集を４回に分けて行う。

磁気共鳴信号の収集の例１における場合のように磁気共鳴信号の収集の例２の場合も、被検体４０の体動の周期内において、ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集した後、上記ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する、という点で共通している。すなわち、期間ｇ１−ａと期間ｇ１−ｂにおいて、ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集し、期間ｇ２−ａと期間ｇ２−ｂにおいて、ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集する。

図４（ｂ）は、ｇ１−ａ，ｇ１−ｂ，ｇ２−ａ，ｇ２−ｂにおいて、データ収集部２４が磁気共鳴信号を収集する場合に、収集すべき磁気共鳴信号に対応するｋ空間を示した図である。図４（ｂ）に示したように、ｋ空間は、図３（ｂ）と同様にして、第１方向であるスライス方向のｋｚとスライス方向と垂直の第２方向であるｋｙの２次元の空間となっている。

また、図４（ｂ）に示したｋ空間は、スライス方向のｋｚにおいて、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とに区分されている。そしてさらに図４（ｂ）に示したように、スライス方向と垂直の第２方向であるｋｙ方向に並ぶｋ空間は２つの領域に区分されている。すなわち、ｋｙ方向において、正の周波数領域であるｓｅｇ１ａ，ｓｅｇ２ａの領域と、負の周波数領域であるｓｅｇ１ｂ，ｓｅｇ２ｂの領域に区分されている。

データ収集部２４がｇ１−ａの期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図４（ｂ）に示した正の低周波領域（ｓｅｇ１ａ）のｋ空間に対応する磁気共鳴信号の収集を行う。そして、データ収集部２４がｇ２−ａの期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図３（ｂ）に示した正の高周波領域（ｓｅｇ２ａ）のｋ空間に対応する磁気共鳴信号の収集を行う。

データ収集部２４がｇ１−ｂの期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図４（ｂ）に示した負の低周波領域（ｓｅｇ１ｂ）のｋ空間に対応する磁気共鳴信号の収集を行う。そして、データ収集部２４がｇ２−ｂの期間において磁気共鳴信号の収集を行う場合は、図３（ｂ）に示した負の高周波領域（ｓｅｇ２ｂ）のｋ空間に対応する磁気共鳴信号の収集を行う。

上記のように、スライス方向と垂直なｋｙにおいて、正または負の周波領域のｋ空間に対応する磁気共鳴信号を行う場合は、ｋｙの絶対値がゼロから大きな方向に向かって位相エンコードを行うかまたは、ｋｙの絶対値が大きい方向から小さい方向に向かって位相エンコードを行うことが望ましい。

こうして、図２のフローチャートに示したように、被検体４０の体動の２周期内において、データ収集部２４がｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集し（ＳＴ３）、ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集すると（ＳＴ４）、データ収集部２４による磁気共鳴信号の収集が終了する（ＳＴ５）。

こうしてデータ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行った後、図２のフローチャートに示したようにデータ処理部３１が低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号と高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する磁気共鳴信号のデータに基づいて３次元逆フーリエ変換して、被検体４０の画像を生成する（ＳＴ６）。

以上のように、磁気共鳴信号の収集の例１の場合では、被検体４０の画像を生成するために必要な磁気共鳴信号のデータの収集は、被検体４０の一呼吸の１周期内で完了していたが、磁気共鳴信号の収集の例２の場合では、磁気共鳴信号のデータの収集を、以上の通り、被検体４０の一呼吸の２周期内にわたって行っている。すなわち、低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集と高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集をそれぞれ、２回に分けて行っている

このように、磁気共鳴信号を収集する各期間ｇ１−ａ，ｇ１−ｂ，ｇ２−ａ，ｇ２−ｂにおいて、高周波領域もしくは低周波領域の全領域についての磁気共鳴信号を収集する時間が足りない場合には、被検体４０の画像を生成するために必要な磁気共鳴信号のデータの収集の回数を増やすことができる。つまり、収集すべきｋ空間の高周波領域もしくは低周波領域についての磁気共鳴信号の全部の収集が各周波数領域における第１回目の期間（ｇ１−ａ，ｇ１−ｂ）で時間的に間に合わないような場合であっても、第２回目の期間（ｇ２−ａ，ｇ２−ｂ）で残りの磁気共鳴信号の収集を行うことができる。なお、２回の磁気共鳴信号の収集でも時間的に収集が間に合わない場合には以下で説明するように、さらに収集回数を増加し、完全な磁気共鳴信号の収集を行うことができる。

そしてもちろん、磁気共鳴信号の収集の例２の場合も磁気共鳴信号の収集の例１の場合と同様にして、ｋ空間における低周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集した後、ｋ空間における高周波領域に対応する磁気共鳴信号を収集している。そのため、被検体４０に体動が発生している場合であっても、生成された被検体４０の画像にコントラストの変化が生じにくい。

ｋ空間の低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集と高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を上述したように必ずしも２回に分けて行う必要はない。例えば、収集する磁気共鳴信号量が多い場合には、何回にも分けて収集を行うことができる。すなわち、図２に示したフローチャートにおいて、磁気共鳴信号の収集の開始（ＳＴ２）から始まり、磁気共鳴信号の収集の終了（ＳＴ５）にて閉じるループを何回も繰り返せば良い。

その場合は図４（ｂ）において、スライス方向のｋｚの低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）について、スライス方向と垂直の方向のｋｙにおいて複数の領域の区分を設けるようにすればよい。

特にデータ処理部３１が３次元撮影法に基づいて被検体４０の画像を生成する場合には、２次元撮影法に基づいて画像の生成を行なう場合と比較して必要なエンコードの回数が飛躍的に増加するので、磁気共鳴信号を収集すべき回数も増加する。したがって、スライス方向のｋｚの低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）について、スライス方向と垂直の方向のｋｙにおいて複数の領域の区分を設ける。そして、設けた区分の数に分割した回数で磁気共鳴信号の収集を行うことにより、被検体４０の画像の生成するのに必要なすべての磁気共鳴信号を収集することができる。

（磁気共鳴信号の収集の例３）
図２，３（ｂ）に示したように、データ収集部２４が磁気共鳴信号を収集する際には、まずスライス方向ｋｚに並ぶｋ空間の低周波領域（ｓｅｇ１）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行い、しかる後に、スライス方向のｋｚに並ぶｋ空間の高周波領域（ｓｅｇ２）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行っている。すなわち、データ収集部２４は、例えば２５６段階からなるエンコードステップのラインに区分されているスライス方向のｋｚのｋ空間について、先に低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する各ラインについて磁気共鳴信号の収集を行い、次に、高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する各ラインについて磁気共鳴信号の収集を行っている。

図５（ａ），（ｂ），（ｃ）は、図２，３（ｂ）において、低周波領域（ｓｅｇ１）のスライス方向ｋｚに並ぶ各ラインについて磁気共鳴信号の収集を行う場合と、高周波領域（ｓｅｇ２）のスライス方向ｋｚに並ぶ各ラインについて磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う場合において、スライス方向ｋｚに並ぶ各ラインを選択する態様について示した図である。

図５において例えば、＋ｋz_max／２の位置は、１２８ライン目であり、正側の低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）の境界の＋ｋz_max／４の位置は６４ライン目である。そして、原点Ｏの位置は、０ライン目であり、−ｋz_max／２の位置は、−１２７ライン目であり、負側の低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２−）の境界の−ｋz_max／４の位置は−６３ライン目である。

低周波領域（ｓｅｇ１）、又は、高周波領域（ｓｅｇ２）のｋ空間に対応する磁気共鳴信号の収集をデータ収集部２４が行う場合は、各周波数領域に対応する複数のラインについて磁気共鳴信号の収集を行っていく。

図５（ａ）の場合では、ｋ空間における低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ａ1のベクトルで示されたように、＋ｋz_max／４における正の上位側のライン（６４ライン）目を最初に選択するラインとし、そのラインから、下位側のラインに向かってシーケンシャルにラインを順次選択していき、磁気共鳴信号の収集を行っていく。そして、−ｋz_max／４における負の下位側のライン（−６３ライン）目に至るとそのラインは最後に選択すべきラインとなるので、ｋ空間における低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号の収集を終了する。

ｋ空間における正の高周波領域（ｓｅｇ２＋）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ａ2のベクトルで示されたように、＋ｋz_max／２における正の上位側のライン（１２８ライン）目を最初に選択するラインとし、そのラインから、下位側のラインに向かってシーケンシャルにラインを順次選択していき、磁気共鳴信号の収集を行っていく。そして、＋ｋz_max／４における正の下位側のライン（６４ライン）目に至るとそのラインは最後に選択すべきラインとなるので、ｋ空間における正の高周波領域（ｓｅｇ２＋）に対応する磁気共鳴信号の収集を終了する。

また、ｋ空間における負の高周波領域（ｓｅｇ２−）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ａ3のベクトルで示されたように、−ｋz_max／４における負の上位側のライン（−６４ライン）目を最初に選択するラインとし、そのラインから、下位側のラインに向かってシーケンシャルにラインを順次選択していき、磁気共鳴信号の収集を行っていく。そして、−ｋz_max／２における正の下位側のライン（−１２７ライン）目に至るとそのラインは最後に選択すべきラインとなるので、ｋ空間における負の高周波領域（ｓｅｇ２−）に対応する磁気共鳴信号の収集を終了する。

以上図５（ａ）を参照しながら説明したｋ空間における各周波数領域に対応する磁気共鳴信号の収集では、ｋ空間のラインを選択する順序は低周波領域と高周波領域共に、所定の一方向に向かってラインをシーケンシャルに選択していく手法であり、通常行われているｋ空間のラインを選択する手法である。

しかし、図５（ａ）において、データ収集部２４がｋ空間のラインを選択していく過程において、被検体４０に体動が発生する。この場合について、被検体４０の体動を時系列に示した図６を参照する。図６において、横軸は時間ｔを示し、縦軸は被検体４０の所定箇所における位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎ（例えば、被検体４０の心拍などに伴う、被検体４０の所定箇所における上下動の様子。）を示している。

ここで、図５（ａ）において、低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号の収集を、高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する磁気共鳴信号の収集よりも先に行っているので、ａ1のベクトルの矢印方向への伸びの開始は、ａ2又はａ3のベクトルの矢印方向への伸びの開始よりも時間的には先に始まる。そのため、図６の横軸ｔにおいて、ａ1のベクトルの矢印方向への伸びの開始時期Ｔ1は、ａ2又はａ3のベクトルの矢印方向への伸びの開始時期Ｔ2（Ｔ3）よりも先になる。なお、ａ2又はａ3のベクトルの矢印方向への伸びの開始時期Ｔ2（Ｔ3）は、ａ1のベクトルの矢印方向への伸びが終了した時期である。

ａ1のベクトルが矢印方向に伸び始めてから伸び終わるまでの時間中において、Ｐｏｓｉｔｉｏｎが高い位置ＰHから、低い位置ＰLへと変化する場合は、図６に示したように、時間ｔにおいて、Ｔ1では、ＰｏｓｉｔｉｏｎはＰHであり、Ｔ2（Ｔ3）では、ＰｏｓｉｔｉｏｎはＰLである。ここで、被検体４０の体動が周期的であり、Ｐｏｓｉｔｉｏｎが高い位置ＰHから、低い位置ＰLへの変化の周期が、Ｔ2（Ｔ3）からＴ1を引いたものと等しいものであるとすると、図６に示したようにａ2又はａ3のベクトルの矢印方向への伸びの開始時期Ｔ2（Ｔ3）において、Ｐｏｓｉｔｉｏｎは再びＰHの位置となる。そして、図６に示したように、Ｔ2（Ｔ3）の時間が経過後、Ｐｏｓｉｔｉｏｎは時系列に従って、ＰHからＰLへと変化していく。

このように、ベクトルａ1，ａ2，ａ3は、時系列に従って伸びていくので、図５（ａ）の右側において示されたベクトルａ1，ａ2，ａ3の伸びに対応する図５（ａ）の左側において示されたＰｏｓｉｔｉｏｎは、ベクトルａ1の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。同様に考えて、ベクトルａ2（ａ3）の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。

その場合、図５（ａ）に示したように被検体４０の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎ（信号強度）を示す曲線が、０ライン目の原点Ｏの位置に関して非対称の分布を示すようになってしまう。すなわち、被検体４０の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎを示す曲線は、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）の境界Ｐ＋，Ｐ−においてそれぞれ、ＰHからＰLを差し引いた分の段差を有するようになり、著しい不連続の形状を示す。

このような状態でデータ収集部２４によって収集された磁気共鳴信号に基づいて、データ処理部３１が画像の生成すると、生成された画像においてコントラストの差が目立ってくるようになる。

そこで、スライス方向ｋｚに並ぶｋ空間の複数のラインについて、データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行う場合において、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とで、ラインを選択する順序を異なるようにすれば良い。すなわち、図５（ａ）の場合のように、ラインを選択する順序は一方向のみに向かって選択するシーケンシャルにはせず、以下のようにする。

例えば図５（ｂ）に示したように、ｋ空間における低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ｂ1の両方向ベクトルで示されたように、低周波側（ｋz＝０）のライン目を最初に選択するラインとし、そのラインから、正と負の高周波側（ｋz＝＋ｋz_max／４，−ｋz_max／４）のラインへ向かってラインを順次選択しながら当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

また、ｋ空間における高周波領域（ｓｅｇ２）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ｂ2及びｂ3のベクトルで示したように、高周波側（ｋz＝＋ｋz_max／２，−ｋz_max／２）のライン目を最初に選択するラインとし、そのラインから低周波側（ｋz＝＋ｋz_max／４，−ｋz_max／４）のラインへ向かってラインを順次選択しながら当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

以上のように磁気共鳴信号の収集を行う場合において、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とで、ラインを選択する順序を異なるようにすれば、図５（ｂ）に示したように、被検体４０の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎを示す曲線が、０ライン目の原点Ｏの位置に関して対称に近い分布を示すようになる。

すなわち、図６を参照しながら説明した図５（ａ）の場合と同様に考えると、図５（ｂ）の右側において示されたベクトルｂ1，ｂ2，ｂ3の伸びに対応する図５（ｂ）の左側において示されたＰｏｓｉｔｉｏｎは、ベクトルｂ1の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。同様に考えて、ベクトルｂ2（ｂ3）の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。

ところで、図５（ａ）の場合とは異なり、図５（ｂ）の場合では上記のように、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とで、ラインを選択する順序を異ならせている。したがって、ベクトルｂ1の伸びの終了時におけるＰｏｓｉｔｉｏｎとベクトルｂ2（ｂ3）の伸びの終了時におけるＰｏｓｉｔｉｏｎの位置がともにＰLの位置となっているので、これらのベクトルの接続点Ｐ＋，Ｐ−において、Ｐｏｓｉｔｉｏｎの位置がほぼ等しくなる。

そのため、被検体４０の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎを示す曲線は、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）の境界Ｐ＋，Ｐ−における不連続性が図５（ａ）に示した場合と比較して大幅に緩和される。そのため、生成された画像においてコントラストの差が目立ちにくくなる。

図５（ｂ）に示した例の他に、スライス方向ｋｚに並ぶｋ空間の複数のラインについて、データ収集部２４が磁気共鳴信号の収集を行う場合において、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とで、ラインを選択する順序を異なるようにする別の例として、図５（ｃ）に示す例がある。

図５（ｃ）に示す例では、ｋ空間における低周波領域（ｓｅｇ１）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ｃ1のベクトルで示したように、正の低周波側（ｋz＝＋ｋz_max／４）のライン目を最初に選択するラインとし、そのラインから、負の低周波側（ｋz＝−ｋz_max／４）のラインへ負の方向に向かってラインを順次選択しながら当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

ｋ空間における正の高周波領域（ｓｅｇ２＋）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ｃ2のベクトルで示したように、正の低周波側（ｋz＝＋ｋz_max／４）のライン目を最初に選択するラインとし、そのラインから、正の高周波側（ｋz＝＋ｋz_max／２）のラインへ正の方向に向かってラインを順次選択しながら当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

同様にして、ｋ空間における負の高周波領域（ｓｅｇ２−）に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、ｃ3のベクトルで示したように、負の高周波側（ｋz＝−ｋz_max／２）のライン目を最初に選択するラインとし、そのラインから、負の低周波側（ｋz＝−ｋz_max／４）のラインへ正の方向に向かってラインを順次選択しながら当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

このように、図５（ｃ）に示したように、ｋ空間における低周波領域及び高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合は、それぞれ、負の方向及び正の方向へと異なった方向でラインを順次選択していき、当該ラインに対応する磁気共鳴信号の収集を繰り返し行う。

ここで、図６を参照しながら説明した図５（ａ）の場合と同様に考えると、図５（ｃ）の右側において示されたベクトルｃ1，ｃ2，ｃ3の伸びに対応する図５（ｃ）の左側において示されたＰｏｓｉｔｉｏｎは、ベクトルｃ1の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。同様に考えて、ベクトルｃ2（ｃ3）の伸びの開始当初は、ＰHの位置であり、伸びの終了時は、ＰLの位置となる。

そのような場合、図５（ｃ）に示したように被検体４０の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎを示す曲線は、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）の境界Ｐ＋，Ｐ−において不連続性が図５（ａ）の場合と比較して緩和される。そのため、生成された画像においてコントラストの差が目立ちにくくなる。

以上図５（ｂ），（ｃ）を参照しながら説明したｋ空間における低周波領域及び高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を行う場合、ラインを順次選択していくより態様の具体的なタイミングの例は以下の通りである。

例えば、被検体４０の第一の呼吸同期、当該呼吸同期内の第一の心拍同期の際に低周波領域に対応する複数のラインにおいて、上記最初に選択すべきラインを選択する。そして、被検体４０の第一の呼吸同期、当該呼吸同期内の第二の心拍同期の際に高周波領域に対応する複数のラインにおいて、上記最初に選択すべきラインを選択する。そして、被検体４０の第二の呼吸同期、当該呼吸同期内の第一の心拍同期の際に低周波領域に対応する複数のラインにおいて、次に選択すべきラインを選択する。そして、被検体４０の第二の呼吸同期、当該呼吸同期内の第二の心拍同期の際に高周波領域に対応する複数のラインにおいて、次に選択すべきラインを選択する。

この手順を同様に繰り返していき、被検体４０の第ｎの呼吸同期、当該呼吸同期内の第１の心拍同期の際に、低周波領域に対応する複数のラインにおいて、第ｎ回目に選択すべきラインを選択する。そして、被検体４０の第ｎの呼吸同期、当該呼吸同期内の第２の心拍同期の際に、高周波領域に対応する複数のラインにおいて、第ｎ回目に選択すべきラインを選択する。このように、被検体４０の複数の呼吸同期にわたって磁気共鳴信号を収集するようにすれば、３次元撮影法を実施する場合のように、収集すべき磁気共鳴信号のサンプル数が多くなったとしても、すべての磁気共鳴信号のサンプルの収集を行うことができる。

（磁気共鳴信号の収集の例（その他））
図３（ｂ）に示した例では、磁気共鳴信号を収集するためのｋ空間は、スライス方向ｋｚの方向についてのみ、低周波領域（ｓｅｇ１）と高周波領域（ｓｅｇ２）とに区分していた。しかし、図７（ａ）に示したように、ｋ空間は、スライス方向に垂直な方向ｋｙの方向についても、低周波領域と高周波領域とに区分しても良い。すなわち、図７（ａ）に示したように、ｋｚ，ｋｙで表されるｋ空間において、太線で囲まれた低周波領域（ｓｅｇＬ）と、その外側の高周波領域（ｓｅｇＨ）とに区分されている。こうした区分はスライス方向ｋｚとスライス方向に垂直な方向ｋｙの両方の方向において行われている。

図３（ｂ）における磁気共鳴信号の収集では、被検体の体動の周期内において、まずスライス方向ｋｚのｋ空間の低周波領域（ｓｅｇ１）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行い、しかる後に、スライス方向のｋｚのｋ空間の高周波領域（ｓｅｇ２）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行っていた。

図７（ａ）に示した例では、スライス方向に垂直なｋｙのｋ空間の磁気共鳴信号を収集する際には、図３（ｂ）に示した例と同様に考えて、被検体４０の体動の周期内において、ｋ空間の低周波領域（ｓｅｇＬ）に対応するように磁気共鳴信号の収集を行い、しかる後に、ｋ空間の高周波領域（ｓｅｇＨ）に対応するように磁気共鳴信号の収集を行う。

このように図７（ａ）に示した例でも、被検体４０の体動の周期内においてデータ収集部２４が低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集よりも先に行っているので、生成される被検体４０の画像について図３（ｂ）に示した例と同様にして被検体４０の体動によるゴーストを抑えることができる。

図３（ｂ）に示した例のように、被検体４０の体動の周期内において、データ収集部２４が低周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集よりも先に行っており、収集する磁気共鳴信号の周波数の領域は、スライス方向のｋｚについては、＋ｋz_max／２から−ｋz_max／２の全周波数の領域となっている。しかし、データ収集部２４がｋｚ方向の低周波領域と高周波領域に対応する磁気共鳴信号の収集を行う際は、上記全周波数にわたる領域に対応する磁気共鳴信号を収集する必要は必ずしもない。すなわち、スキャン時間短縮のため、ｋｚ方向において高周波数側の領域に対応する磁気共鳴信号に対応する磁気共鳴信号の一部を収集しなくても良い。

そのようにした場合、データ収集部２４が図３（ｂ）に示した２５６段階のエンコードステップのラインのうち、図７（ｂ）に示したように、低周波側のラインすべてと高周波側のラインの一部のみに対応する磁気共鳴信号を収集する。そして、画像生成部３１は、データ収集部２４が低周波側のラインのすべて（ｋｚ＝−３ｋz_max／１６〜＋３ｋz_max／１６）と高周波側のラインの一部（ｋｚ＝＋３ｋz_max／１６〜＋ｋz_max／２， −ｋz_max／４〜−３ｋz_max／１６）についてのみに対応する磁気共鳴信号のデータに基づき、被検体４０の画像を生成する。すなわち、画像生成部３１は部分フーリエ法に基づいて被検体４０の画像を生成する。

図７（ｂ）に示したように、スライス方向ｋｚのｋ空間のうち低周波側の領域（ｓｅｇＬ）と高周波側の領域（ｓｅｇＨ）とで区分されている。
このようにｋｚ方向において低周波側の領域（ｓｅｇＬ）と高周波側の領域（ｓｅｇＨ）とに区分されたｋ空間に基づき、データ収集部２４は、被検体４０の体動の周期内において、まずスライス方向ｋｚのｋ空間の低周波領域（ｓｅｇＬ）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行い、しかる後に、スライス方向のｋｚのｋ空間の高周波領域（ｓｅｇＨ）のラインに対応するように磁気共鳴信号の収集を行う。
以上のような態様で磁気共鳴信号の収集を行うようにすれば、スキャン時間の短縮を図りつつ、生成された画像のコントラストの変化を生じにくくすることができる。

本発明にかかる実施形態において、磁気共鳴イメージング装置の構成を示す構成図である。 本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、磁気共鳴信号を収集し、被検体の画像を生成する手順を示したフローチャートである。 本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、被検体の画像を生成する例であり、（ａ）は被検体の呼吸と心電図の波形の時間依存性を示し、（ｂ）は画像を生成するための磁気共鳴信号のｋ空間を示した図である。 本発明にかかる実施形態の磁気共鳴イメージング装置を使用して、被検体の画像を生成する別の例であり、（ａ）は被検体の呼吸と心電図の波形の時間依存性を示し、（ｂ）は画像を生成するための磁気共鳴信号のｋ空間を示した図である。 データ収集部が磁気共鳴信号の収集を行うのに際して、ｋ空間のラインを選択していく過程と、被検体の位置Ｐｏｓｉｔｉｏｎを示した図である。 被検体の体動による位置の変化を時間に従って示した図である。 被検体の画像を生成するための磁気共鳴信号のｋ空間の他の例を示した図である。 従来の磁気共鳴イメージング装置を使用して、被検体の画像を生成する例であり、（ａ）は被検体の呼吸の時間依存性を示し、（ｂ）は画像を生成するための磁気共鳴信号のｋ空間を示した図である。

符号の説明

１１…撮像空間， １２…静磁場マグネット部， １３…勾配コイル部， １４…ＲＦコイル部， ２２…ＲＦ駆動部， ２３…勾配駆動部， ２４…データ収集部， ２５…制御部， ２６…クレードル， ２７…ＥＣＧセンサ， ２８…ＥＣＧユニット， ２９…呼吸センサ， ３０…Ｉｎｓユニット， ３１…データ処理部（画像生成部）， ３２…操作部， ３３…表示部， ４０…被検体

Claims (7)

1. 静磁場が形成された空間内に収容された被検体から磁気共鳴信号を繰り返し収集するスキャン部と、前記スキャン部により収集された磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成する画像生成部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記スキャン部は、２次元又は３次元のｋ空間における、２次元のｋ空間の互いに直交する２方向と平行に前記ｋ空間をそれぞれ複数の区分に分割し、前記被検体の体動の周期内において、前記２方向のうちの１方向において低周波領域となる前記ｋ空間の低周波領域に対応する前記区分の前記磁気共鳴信号を収集した後、前記１方向において高周波領域となる前記ｋ空間の高周波領域に対応する前記区分の前記磁気共鳴信号を収集するシーケンスを実行し、その後前記区分を変えながら前記ｋ空間の前記低周波領域及び前記高周波領域にそれぞれ対応する前記区分の前記磁気共鳴信号を収集する前記シーケンスを繰り返す、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記スキャン部は、前記２方向のうちの１方向に並ぶ、前記ｋ空間の低周波領域及び高周波領域の複数のラインに対応するように前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記スキャン部は、前記低周波領域と前記高周波領域とに分けた前記２方向のうちの１方向とは異なる１方向に並ぶ前記ｋ空間の複数のラインを正の周波数領域の区分と負の周波数領域の区分とに分割し、前記分割された区分ごとに前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する、
   請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記スキャン部は、前記２方向のうちの１方向に並ぶ前記ｋ空間の複数のラインについての前記低周波領域に対応する前記磁気共鳴信号の収集を行う場合と、前記高周波領域に対応する前記磁気共鳴信号の収集を行う場合とで、前記複数のラインを選択する順序が異なるようにして前記磁気共鳴信号を繰り返し収集する、
   請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記被検体の体動の周期は、前記被検体の一呼吸の周期である、
   請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記画像生成部は、部分フーリエ法に基づいて前記被検体の画像を生成する、
   請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記画像生成部は、３次元撮影法に基づいて前記被検体の画像を生成する、
   請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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