JPWO2012160971A1 - 磁気共鳴イメージング装置、及び再構成画像取得方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、及び再構成画像取得方法 Download PDF

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Abstract

非直交計測において、速度を犠牲にすることなく、コントラストと画質とを向上させるために、非直交系計測に、1ショットで複数のエコー信号を取得する高速な撮像シーケンスを組み合わせる撮像において、各ショットのエコートレインを配置するブレード形状を、k空間の原点を中心とする円の半径と円弧とから構成される扇型領域と隣り合うブレードと重複する領域とを備えるものとする。計測時は、各ブレードの、ｋ空間の低空間周波数領域に所望のTEのエコー信号が配置されるよう制御し、画像再構成時は、重複する領域のデータを用いてブレード間の体動を補正する。

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance:以下NMRという)信号を計測し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging:以下MRIとする)技術に関し、特に、非直交系計測技術に関する。
MRIに用いる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NMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を二次元的に或いは三次元的に画像化(撮影)する装置である。エコー信号は、位置情報として、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、位置情報に応じてk空間に配置される。k空間に配置されたエコー信号を二次元又は三次元フーリエ変換することにより、画像が再構成される。
MRIでは、k空間の所定の走査軌跡に沿ってデータを取得するようエコー信号を計測する。k空間の走査軌跡は、印加する傾斜磁場パターンによって決定し、直交座標系k空間上でデータを取得する直交系計測によるものと、非直交座標系k空間上でデータを取得する非直交系計測によるものとに大別される。直交座標系k空間は、互いに直交する2軸または3軸の座標軸により規定される二次元または三次元のデータ空間であり、非直交座標系k空間は、大きさと偏角とにより規定される二次元または三次元のデータ空間である。非直交系計測は、偏角を変化させながらk空間を走査するため、k空間の中心付近が繰り返し走査されることとなる(例えば、非特許文献1参照)。従って、呼吸などの動きに起因する影響が平均化され、アーチファクトが特定方向に結像しないロバストな計測方法である。
MRIの撮像法として、1回の励起パルスの印加後、次の励起パルスの印加までのTR間に再収束パルスを複数印加して複数のエコー信号を高速に取得するFSE法がある。なお、FSEでは、1回の励起パルスの印加をショットと呼び、1ショットで得られる複数のエコー信号をエコートレインと呼ぶ。FSE法に非直交系計測を組み合わせ、高速に、アーチファクトの少ない画像を得る手法(ハイブリッドラディアル法)がある。ハイブリッドラディアル法では、各エコートレインを、1つのブレードと呼ばれる長方形の直交座標系k空間内で直交系計測し、ショット毎に、ブレードをk空間内で回転させる。この場合、ブレードの長軸方向が周波数エンコード、短軸方向が位相エンコードにそれぞれ対応する。
また、k空間を高速に充填する計測法として、周波数エンコード方向の読み出し傾斜磁場と位相エンコード方向のブリップ傾斜磁場とを組み合わせて計測を行うEPI法がある。非直交系計測は、このEPI法とも組み合わせることができる。この場合、ブレードの短軸方向を周波数エンコード、長軸方向を位相エンコードとする(例えば、特許文献1参照)。両者を組み合わせることにより、アーチファクトを抑えるとともに、周波数エンコード傾斜磁場の1回あたりの印加時間が短縮され、画像歪みを低減できる。
米国特許第7535222号明細書
Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969 (1999). Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging. James G. Pipe.
再構成された画像のコントラストは、k空間の中心領域(低空間周波数領域)に配置されるエコー信号により定まる。従って、1ショットで複数のエコー信号を取得する計測法を用いる場合、所望のコントラストのエコー信号が低空間周波数領域(低域)に配置されるよう制御する。励起パルスの印加からこの所望のコントラストのエコー信号を得るまでの時間を実効TEと呼ぶ。
ところが、非直交系計測では、全てのエコー信号がk空間低域付近に配置されるため、実効TE以外の時間に取得されたエコー信号もk空間の低域に配置される。このため、得られる画像は、所望のコントラストと異なり、コントラストが低下する。
また、k空間を、互いに重ならない複数のブレードに分割してデータを取得すると、ブレード間で体動がある場合、その体動が把握できず、適切な補正ができず、画質を向上させることができない。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交計測において、速度を犠牲にすることなく、コントラストを向上させるとともに、体動を補正し、画質も向上させることを目的とする。
本発明は、非直交系計測に、1ショットで複数のエコー信号を取得する高速な撮像シーケンスを組み合わせる撮像において、各ショットのエコートレインを配置するブレード形状を、k空間の原点を中心とする円の半径と円弧とから構成される扇型領域と隣り合うブレードと重複する領域とを備えるものとする。計測時は、各ブレードの、k空間の低空間周波数領域に所望のTEのエコー信号が配置されるよう制御し、画像再構成時は、重複する領域のデータを用いてブレード間の体動を補正する。
本発明によれば、非直交系計測において、高速に、体動を補正してコントラストと画質を向上させることができる。
第一の実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図 第一の実施形態の信号処理系70の機能ブロック図 第一の実施形態の撮影処理のフローチャート。 (A)は、従来の撮像シーケンスを説明するための説明図であり、(B)は、第一の実施形態の撮像シーケンスを説明するための説明図 (A)は、従来の長方形ブレードを説明するための説明図であり、(B)は、第一の実施形態の扇型ブレードを説明するための説明図 (A)は、第一の実施形態の扇型ブレード全体の形状を説明するための説明図であり、(B)は、第一の実施形態の体動検出領域を説明するための説明図 第一の実施形態のシーケンス作成処理のフローチャート 第一の実施形態の分割領域を説明するための説明図 (A)および(B)は、従来の長方形ブレードのエコー信号の走査軌跡を説明するための説明図であり、(C)および(D)は、第一の実施形態の扇型ブレードのエコー信号の走査軌跡を説明するための説明図 第一の実施形態の振り子状軌跡を説明するための説明図 (A)は、第一の実施形態の画像再構成処理のフローチャートであり、(B)は、第一の実施形態の画像再構成処理の変形例のフローチャート 第一の実施形態の体動検出領域内の走査軌跡の変形例を説明するための説明図 (A)は、第一の実施形態の体動検出領域の変形例を説明するための説明図であり、(B)および(C)は、変形例の走査軌跡を説明するための説明図 (A)および(B)は、第二の実施形態の扇型ブレードを説明するための説明図 (A)は、第一の実施形態の扇型ブレードのk空間配置を説明するための説明図であり、(B)は、第二の実施形態の扇型ブレードのk空間配置を説明するための説明図 第二の実施形態のシーケンス作成処理のフローチャート
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本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し、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系20と、傾斜磁場発生系30と、シーケンサ40と、送信系50と、受信系60と、信号処理系70とを備える。
静磁場発生系20は、垂直磁場方式であれば、被検体10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10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る。
傾斜磁場発生系30は、MRI装置100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31と、それぞれの傾斜磁場コイル31を駆動する傾斜磁場電源32とを備え、後述のシーケンサ40からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源32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。撮像時には、スライス面(撮像断面)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10に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、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、NMR信号(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40は、後述する信号処理系70が備えるCPU71からの制御信号に従って、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを繰り返し印加するよう傾斜磁場発生系30、送信系50、および受信系60を制御する。
送信系50は、被検体10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10にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。シンセサイザ52から出力された高周波パルスをシーケンサ40からの指令によるタイミングで変調器53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54で増幅し、被検体10に近接して配置された送信コイル51に供給することにより、RFパルスが被検体10に照射される。
受信系60は、被検体10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)61と信号増幅器62と直交位相検波器63とA/D変換器64とを備える。送信コイル51から照射された電磁波によって誘起された被検体10の応答のエコー信号が被検体10に近接して配置された受信コイル61で検出され、信号増幅器62で増幅された後、シーケンサ40からの指令によるタイミングで直交位相検波器63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64でディジタル量に変換されて、信号処理系70に送られる。
信号処理系70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、CPU71と、記憶装置72と、外部記憶装置73と、表示装置74と、入力装置75とを備える。
本実施形態の信号処理系70は、例えば、撮像シーケンスに従って、シーケンサ40に制御信号を与え、受信系60から、被検体10の断層画像作成のためのデータを収集する。そして、収集したデータを用い、撮影中の被検体10の動きを補正(体動補正)し、被検体10の断層画像を再構成する。なお、撮像シーケンスは、予め記憶装置72等に保持されるパルスシーケンスに基づき、操作者から入力装置75を介して入力される撮像パラメータを用いて生成される。
これを実現するため、本実施形態の信号処理系70は、図2に示すように、撮像パラメータを操作者から受け付ける受付部710、受け付けた撮像パラメータを用いて予め保持するパルスシーケンスの傾斜磁場形状を決定して撮像シーケンスを作成するシーケンス作成部720と、作成した撮像シーケンスに従って、エコー信号の計測を実行し、計測したエコー信号をk空間に配置する計測制御部730と、k空間に配置されたエコー信号(データ)を用い、体動補正を行いながら画像を再構成する画像再構成部740と、を備える。
これらの機能は、信号処理系70において、CPU71が記憶装置72等に予め保持するプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。
表示装置74は、再構成された断層画像を表示するとともに、入力装置75とともに操作者が各種の制御情報を入力するためのインタフェースを構成する。入力装置75は、例えば、トラックボール又はマウス、及び、キーボード等により構成される。記憶装置72および外部記憶装置は、操作者から入力された情報、信号処理系70の処理途中および処理により生成された情報等を記憶する。
なお、図1において、送信コイル51と傾斜磁場コイル31は、被検体10が挿入される静磁場発生系20の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体10に対向して、水平磁場方式であれば被検体10を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル61は、被検体10に対向して、或いは取り囲むように設置される。
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、機能を二次元もしくは三次元的に撮像する。
まず、信号処理系70が実現する各機能による本実施形態のMRI装置100による撮影時の撮影処理の流れを説明する。図3は、本実施形態の撮影処理の処理フローである。
操作者が入力装置75を介して入力した撮像パラメータを、受付部710が受け付ける(ステップS1101)。入力される撮像パラメータには、周波数エンコードステップ数(周波数エンコード方向のサンプリング数)Fと、位相エンコードステップ数(位相エンコード方向のサンプリング数)Pと、が含まれる。
そして、シーケンス作成部720が、撮像パラメータを用いて傾斜磁場波形を決定し、記憶装置72等に予め保持するパルスシーケンスから撮像シーケンスを作成する(ステップS1102)。計測制御部730は、撮像シーケンスに従って、シーケンサに命令を行い、計測を行い、k空間にデータを充填する(ステップS1103)。そして、画像再構成部740は、体動補正を行いながら、画像を再構成する(ステップS1104)。
本実施形態では、エコー信号計測時の走査領域として、従来のハイブリッドラディアル法において用いる長方形のブレードの代わりに、扇型のブレードであって、k空間の低空間周波数領域に共通の領域(重複する領域)を有する扇型ブレードを用いる。そして、複数の当該扇型ブレードで、k空間を走査する。各扇型ブレード内の走査軌跡は、所望のTEのエコー信号がk空間の低空間周波数領域に配置されるよう決定されるとともに、その形状は、振り子状とする。
シーケンス作成部720は、このような計測を実現する傾斜磁場波形を決定し、撮像シーケンスを作成する。計測制御部730は、作成した撮像シーケンスに従って、各部を制御し、上記計測を実行する。また、画像再構成部740は、複数の扇型ブレードの共通の領域(重複領域)のデータを用い、ブレード毎の被検体10の体動量を算出し、体動補正を行いながら画像を再構成する。
次に、上記ステップS1102のシーケンス作成部720による撮像シーケンス作成処理を説明する。
まず、従来の、非直交系計測のハイブリッドラディアル法とFSE法とを組み合わせた撮像シーケンス(従来法と呼ぶ。)とそれにより計測されるk空間上のブレードを説明する。図4(A)は、従来法の撮像シーケンス210である。また、図5(A)は、図4(A)に示す撮像シーケンス210で計測されるk空間上の長方形の領域(長方形ブレード)310である。ここで、RF、Gx、Gyの各軸は、それぞれ、RFパルス、2軸方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示す。
FSE法では、1回の励起RFパルス211を印加後、次の励起RFパルス211の印加までの時間TRの間に、複数の再収束RFパルス212を印加し、再収束RFパルスの印加毎にエコー信号を取得する。このとき、各エコー信号には異なる位相エンコードを付与する。
これを、ハイブリッドラディアル法に組み合わせ、1回のTR間(1ショット)に、図5(A)に示す、k空間の原点を含む長方形の領域(長方形ブレード)310を単位領域とし、単位領域内を計測する単位計測を、ショット毎に、長方形ブレード310がk空間のkx軸となす角度(回転角θ)を変化させて繰り返し、k空間全体を計測する。従来法では、これを実現するよう傾斜磁場パルス213、214の波形は決定される。1の長方形ブレード310の計測(1ショット)の、繰り返し回数B(Bは自然数)は、上述のように、撮像パラメータとして操作者により設定される。
ここで、b(bは1≦b≦Bを満たす自然数)回目の繰り返しで計測する長方形ブレード(b番目の長方形ブレード)を310(b)とし、この長方形ブレード310(b)の周波数エンコード方向をkx(b)軸、位相エンコード方向をky(b)軸とする。k空間のx軸(kx軸)とkx(b)軸とが成す角を、長方形ブレード310(b)の回転角θ(b)とする。各長方形のブレード310(b)のkx(b)軸方向のサンプリング数Fおよびky(b)軸方向のサンプリング数Pは、上述のように、それぞれ、撮像パラメータ(周波数エンコード数および位相エンコード数)として操作者により設定される。
これに対し、本実施形態では、FSEの1ショット間に、単位計測として、この長方形ブレード310(b)と同面積(同サンプリング数)の扇型ブレードであって、k空間の低空間周波数領域に共通の領域を有する扇型ブレード(単位領域)内を計測する。そして、ショット毎に、この扇型ブレードがkx軸と成す角度(回転角θ)を変化させて計測を繰り返し、k空間全体を計測する。このとき、各扇型ブレードが周方向に重複しないよう回転角θは決定される。これを実現する本実施形態の撮像シーケンス220を図4(B)に示す。本実施形態の扇型ブレード320の全体の形状を図6(A)に、その配置を図5(B)に示す。
本実施形態の扇型ブレード320は、本実施形態の扇型ブレード320は、図6(A)に示すように、画像を再構成するためのデータを収集するための扇型領域322と、扇型ブレード320間の体動を補正するためのデータを収集する体動検出領域323とを備える。
扇型領域322は、k空間の原点を中心とする半径Rの円の、2本の半径Rと両半径R間の弧によって囲まれた領域で、一部、体動検出領域323と重複する。図5(B)に示すように、扇型領域322の中心角はφ[rad]とする。b番目の扇型ブレード320(b)の、ky(b)軸は、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の中心角φを二分割する線(中心線)上とする。kx(b)軸は、ky(b)軸に直交する方向とする。また、扇型ブレード320(b)の回転角θ(b)は、kx(b)軸がkx軸と成す角とする。
体動検出領域323は、ショット毎の全扇型ブレード320に共通の、重複する領域で、図6(B)に示すように、k空間の原点を中心とした、予め定めた低空間周波数領域に設定される。本実施形態では、一例として、半径Cの円形の領域とする。
本実施形態の撮像シーケンス220も、図4(B)に示すように、基本的には従来のFSE同様、1回の励起RFパルス211を印加後、次の励起RFパルス211の印加までの時間TRの間に、複数の再収束RFパルス212を印加し、再収束RFパルスの印加毎にエコー信号を取得する。このとき、上述のように、1回のTR間に、図6に示す形状を有する扇型ブレード320内を計測するとともに、TR毎に扇型ブレード320の回転角θを変化させて計測を繰り返すことによりk空間全体が計測されるよう、Gx軸およびGy軸方向の傾斜磁場パルス223、224の波形は決定される。さらに、Gx軸およびGy軸方向の傾斜磁場パルス223、224の波形は、各扇型ブレード320内において、所望のコントラストのエコー信号がk空間の低空間周波数領域に配置されるよう決定される。
以下、本実施形態のシーケンス作成部720による、上記のような傾斜磁場形状を決定し、撮像シーケンスを作成する撮像シーケンス作成処理の流れを、図7を用いて説明する。
まず、シーケンス作成部720は、撮像パラメータを用い、ブレードパラメータとして、扇型領域322の半径R、中心角φおよび総ブレード数Bfanを計算し、決定する(ブレードパラメータ決定:ステップS1201)。総ブレード数Bfanは、k空間全体を1回計測するために必要な扇型ブレード320の数である。
まず、半径Rは、最終的な全サンプリング面積を長方形ブレード310による全サンプリング面積と同じとするため、F/2(R＝F/2)とする。
次に、中心角φは、以下のように決定する。
本実施形態では、1ショット毎に、従来の長方形ブレード310の代わりに、扇型ブレード320内を計測するため、各扇型ブレード320内のサンプリング数は、長方形ブレード310のサンプリング数同様、操作者が撮像パラメータとして設定する周波数エンコードステップ数Fと位相エンコードステップ数Pとにより定まり、FPである。
まず、1ショットにおいて、扇型ブレード320の扇型領域322の面積Sのみを計測するものとして考える。上述のように、扇型領域は、長方形ブレード310の面積FPと同一である。
従って、扇型ブレード320の扇型領域322の面積Sは、サンプリング数Fと、サンプリング数Pとを用いて、以下の式(1)で表される。
Figure 2012160971
 式(1)をφについて解くと、中心角φは、以下の式(2)で表される。
Figure 2012160971
 なお、本実施形態では、扇型ブレード320の扇型領域322は、周方向にオーバラップ無しでk空間の半径Rの領域を計測するよう決定される。従って、扇型領域322により計測されるk空間内のサンプリング面積Nfanは、以下の式(3)に示すようにk空間に内接する円(半径R＝F/2)の面積と等しくなる。
Figure 2012160971
 よって扇型ブレードの総ブレード数Bfanは、以下の式(4)で表される。
Figure 2012160971
 従って、1≦b≦Bfanである。これは、2πを中心角φで割ったものである。
また、0≦θ(b)＜2πであることから、b番目の扇型ブレード320(b)の回転角θ(b)は、以下の式(5)で表される。
Figure 2012160971
 ここで、Φは、b＝1のブレード回転角を規定する定数である。
次に、シーケンス作成部720は、1ショット内で取得するエコー信号数に応じて、扇型ブレード320の扇型領域322を半径方向に分割し、各エコー信号の、扇型ブレード320内の配置領域を決定する(ステップS1202)。
ここで、扇型ブレード320内のエコー数をE(Eは自然数；E＝P)とする。図8に示すように、E個のエコー信号は、扇型ブレード320の扇型領域322を半径方向にE分割した、互いに面積の等しい領域(分割領域)321(n)(nは1≦n≦Eを満たす自然数)に、それぞれ配置される。以下、b番目の各扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の分割領域を、321(b、n)と表す。
本実施形態では、k空間の低空間周波数領域に、所望のコントラストのエコー信号が配置され、それ以外のエコー信号は高空間周波数領域に配置されるよう制御する。従って、分割領域321の中の、k空間の原点近傍の低空間周波数領域に、所望のタイミング(実効TE)のエコー信号が配置されるよう制御する。
扇型ブレード320(b)内の分割領域321(b、n)毎のエコー信号配置順は、所望のコントラストにより変わる。ここでは、例えば、k空間の中心側から順にデータを取得するセントリック配置の場合を例にあげて説明する。すなわち、1番目のエコー信号が配置される分割領域321(b、1)を、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の、半径r(b、1)とし、n番目のエコー信号が配置される分割領域321(b、n)を、扇型ブレード320(b)の、半径r(b、n)と半径r(b、n−1)との間の領域とする。なお、セントリック配置では、r(b、E)は、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の半径R(b)である。
分割領域321(b、n)の面積が互いに等しいことから、半径r(b、n)は、以下の式(6)で表される。
Figure 2012160971
 次に、シーケンス作成部720は、各分割領域321(b、n)内の、走査軌跡を決定する(ステップS1203)。
図9(A)に示す長方形ブレード310(b)では、図9(B)に示すように、1つのエコー信号は直線状の軌跡(直線状軌跡510)となる。本実施形態では、図9(C)に示すように、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)内の各分割領域321(b、n)に走査軌跡を設定する。各分割領域321(b、n)内の走査軌跡は、図9(D)に示すように、一連の軌跡であって、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の円弧と同心円の円弧状部分と、隣接する2つの円弧状部分を接続する半径方向に平行な直線状部分とを交互に有する、振り子状の軌跡(振り子状軌跡520)とする。
扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の、分割領域321(b、n)における、1エコー信号あたりの周波数エンコード方向の切り替え数をM(b、n)とする。
切り替え数M(b、n)＝3の場合の、分割領域321(b、n)内に設定される振り子状軌跡520の例を図10に示す。本図に示すように、振り子状軌跡520は、交互にM回(ここでは、3回)繰り返される、円弧部分(円弧状軌跡)521と直線部分(直線状軌跡)522とにより構成される。
直線状軌跡522の長さに相当する、円弧状軌跡521の間隔A(b、n)は、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の分割領域321(b、n)の半径r(b、n)および切り替え数M(b、n)を用いて、以下の式(7)で表される。
Figure 2012160971
 なお、各分割領域321(b、n)における振り子状軌跡520の、サンプリング長L(b、n)は、切り替え数M(b、n)個の円弧状軌跡521と直線状軌跡522との総和であることから、以下の式(8)で表される。
Figure 2012160971
 ここで、mは1≦m≦Mを満たす整数である。扇型ブレード320(b)内の、振り子状軌跡520の総サンプリング長は、長方形ブレード310(b)の周波数エンコード方向のサンプリング数(サンプリング長さ)Fと等しいため、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の分割領域321(b、n)の切り替え数M(b、n)は、式(9)で表される。
Figure 2012160971
 以上より、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の分割領域321(b、n)における、m(1≦m≦Mを満たす自然数)回目の切り替え時の円弧状軌跡521は、以下の式(10)で表される。ただし、−φ/2≦t≦φ/2である。
Figure 2012160971
 また、扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)の分割領域321(b、n)における、m回目の切り替え時の直線状軌跡522は、以下の式(11)で表される。ただし、(m−1)A(n)≦t≦mA(n)である。
Figure 2012160971
 本実施形態では、上述のように、扇型ブレード320(b)間での被検体10の動きを補正するため、各扇型ブレード320(b)のk空間中心部分の体動検出領域323(b)で、体動検出用のデータを取得する。
本実施形態の体動検出領域323は、k空間原点を中心とした円である。この半径をCとすると、体動検出領域323は、以下の式(12)式で表される。
Figure 2012160971
 本実施形態の扇型ブレード320(b)は、扇型領域322(b)に加え、体動検出領域323(b)を備える。従って、各分割領域321(b)の半径は、この体動検出領域323(b)を加え、式(6)に示すr(b、n)から式(13)に示すrmc(b、n)のように変化する。なお、式(13)中のr(b、n)は、式(6)で規定した各分割領域321(b、n)の半径を示す。
Figure 2012160971
 また、1番目のエコー信号の総サンプリング長さL(b、1)は、円状の体動検出領域323(b)内の軌跡、M(b、n)回の円弧状軌跡521および直線状軌跡522の総和であり、以下の式(14)で表される。ここでωは、体動検出領域323(b)内のサンプリング点間の間隔[pixeｌ/sampｌe]を示す。
Figure 2012160971
 体動検出領域323(b)を含む分割領域321(b、1)における、軌跡の総サンプリング長さは、長方形ブレードのサンプリング長さFと等しい。従って、M(b、1)は、以下の式(15)で表される。
Figure 2012160971
 各エコー信号の配置領域と、走査軌跡とを決定すると、シーケンス作成部720は、扇型ブレード320(b)毎の回転角θ(b)を加味し、総ブレード数Bfan分、各ショットの傾斜磁場形状を決定する(ステップS1204)。
ここでは、シーケンス作成部720は、まず、各扇型ブレード320(b)の回転角θ(b)を用いて、以下の式(16)に示す回転行列Rｏt(b)を作成する。
Figure 2012160971
 そして、これを、各エコー信号の走査軌跡に適用し、各扇型ブレード320(b)に合わせて回転した走査軌跡を計算し、それに従って、2軸(Gx、Gy)方向の傾斜磁場パルス223および224の波形を決定する。
なお、上述の振り子状軌跡520は、1つのエコー信号の読み出し中に周波数エンコード方向を切り替えながら位相エンコード方向にブリップを加えることで実現される。
以上の手順で、本実施形態のシーケンス作成部720は、操作者が設定した撮像パラメータを用い、所望のコントラストのエコー信号が各扇型ブレード320内のk空間の低空間周波数領域に配置されるよう、計測する傾斜磁場波形を決定する。
本実施形態の計測制御部730は、上記傾斜磁場波形を有する撮像シーケンスに従って信号処理系70から出力される指示に従って、各部を動作させる。すなわち、各扇型ブレード320(b)を、それぞれ回転角θ(b)だけkx軸から回転させて計測することを、総ブレード数Bfan回繰り返す。このとき、各扇型ブレード320(b)内では、所望のコントラストのエコー信号をk空間の低空間周波数領域に配置するよう制御する。
次に、上記ステップS1104の、本実施形態の画像再構成部740による体動補正を伴う画像再構成処理について説明する。図11(A)は、本実施形態の画像再構成処理の処理フローである。
なお、本実施形態の画像再構成部740は、図2に示すように、各扇型ブレード320(b)の体動検出領域323(b)のデータ(体動検出用データ)を用いて、ブレード間体動補正を行う体動補正部750を備える。ブレード間体動補正は、各扇型ブレード320(b)の体動検出用データを比較し、被検体10の体動量として並進量および回転量の少なくとも一方を検出し、それらを打ち消すように、各扇型ブレード320(b)のブレードデータを並進、回転させて補正する処理である。
画像再構成部740は、各扇型ブレード320(b)における被検体10の体動量を検出するため、各扇型ブレード320(b)の体動検出領域323内のk空間データのみを用いて、それぞれ、画像を再構成する(ステップS1301)。このとき、画像再構成部740は、各扇型ブレード320(b)の体動検出領域323に充填されたk空間データを、k空間の直交座標系の格子点上にグリッディングし、二次元フーリエ変換することにより画像を再構成する。なお、再構成する画像は、体動量を算出することができればよいので、低空間分解能の画像でよい。各扇型ブレード320(b)の体動検出領域323(b)のk空間データから再構成された画像を体動検出画像(b)と呼ぶ。
次に、画像再構成部740は、体動補正部750に、各体動検出画像(b)の、基準画像に対する体動量として並進移動量および回転移動量を算出させる、体動量算出処理を行う(ステップS1302)。なお、基準画像は、例えば、1番目の扇型ブレード320(1)の体動検出領域323(1)から再構成した体動検出画像とする。算出した体動検出画像(b)毎の並進移動量および回転移動量は、それぞれ、体動検出画像を得た扇型ブレード320(b)の並進移動量Δd(b)および回転移動量Δq(b)とする。
次に、画像再構成部740は、各扇型ブレード320(b)の扇型領域322(b)のk空間データを用いて、所望の分解能で画像を再構成する(ステップS1303)。このとき、画像再構成部740は、各扇型ブレード320(b)に充填されたk空間データを、k空間の直交座標系の格子点上にグリッディングし、二次元フーリエ変換することにより画像を再構成する。各扇型ブレード320(b)から再構成された画像を、画像(b)と呼ぶ。
次に、画像再構成部740は、画像(b)毎に、それぞれの各扇型ブレード320(b)の並進移動量Δd(b)および回転移動量Δq(b)だけ、並進および回転させる、体動補正処理を行う(ステップS1304)。
画像再構成部740は、補正後の各画像(b)を合成して再構成画像を作成する(ステップS1305)。合成して再構成画像を作成する処理は、まず、補正後の各画像(b)を、二次元フーリエ変換して、ブレードk空間データとする。これを各扇型ブレードについて繰り返し、最後に全扇型ブレードをグリッディングして二次元フーリエ変換し、再構成画像を作成するものである。
本実施形態の画像再構成部740は、以上の手順で体動補正を行いながら画像を再構成する。
以上説明したように、本実施形態によれば、非直交系計測であるため、アーチファクトを低減できる。さらに、k空間の、コントラストを決定する低空間周波数領域に、所望のコントラストの信号のみが配置される。そして、実効TE以外のエコー信号は、低空間周波数領域以外に配置される。従って、他のコントラストの信号が混入することなく、精度よく、所望のコントラストの画像を得ることができる。
また、本実施形態によれば、各扇型ブレードが、k空間の低空間周波数領域で共通の領域を有する。そして、その共通の領域のデータを用いて、扇型ブレード毎の、基準ブレードに対する体動量を算出し、それを打ち消すように補正を行う。従って、本実施形態によれば、ブレード間の体動の補正も行われる。従って、ブレード間の体動によるアーチファクトも低減することができる。
従って、本実施形態によれば、アーチファクトが少なく所望のコントラストを有する高品質の画像を、高速に得ることができる。
また、本実施形態の半径がR(＝F/2)の真円状k空間を充填するために必要な総ブレード数Bfanは、上記式(4)で表される。一方、従来のハイブリッドラディアル法による長方形ブレード310の場合、半径がR(＝F/2)の真円状k空間を充填するために必要な総ブレード数Brecは、式(17)で求められる。
Figure 2012160971
 なお、k空間全体のサンプリング面積Nrecは、式(18)で表される。
Figure 2012160971
 このように、式(4)と式(17)とを比較すると、同じk空間の面積(半径Rの真円状k空間)を走査するために要するブレード数が、扇型ブレード320を用いると、長方形ブレード310を用いる場合に比べ、1/2で済み、さらに、計測時間を短縮できる。従って、本実施形態によれば、k空間の充填効率が向上し、さらに計測時間を短縮できる。
さらに、扇型ブレードによる計測の場合、楕円状のk空間を充填することにより、長方形ブレードでは実現できなかった矩形視野計測が可能となる。この場合のサンプリング面積Nfanは、以下の式(19)で表される。
Figure 2012160971
 この場合の扇型ブレード320(b)の総ブレード数Bfanは、以下の式(20)で表される。
Figure 2012160971
 式(17)と式(19)とを比較すると、扇型ブレードを用いた計測では、矩形視野計測を組み合わせたとしても、ブレード数を低減でき、計測時間を短縮できる。
なお、本実施形態では、FSEシーケンスと組み合わせる場合を例にあげて説明した。
しかし、本実施形態は、1ショット毎のエコー信号の走査領域を扇型ブレードとし、走査順、走査軌跡を上述のように決定したことにより、上記効果を得るものである。従って、本実施形態で組み合わせるパルスシーケンスは、1の励起パルスの印加後、TR間に複数のエコー信号を取得するパルスシーケンスであればよく、シーケンス種やコントラストによらず適用可能である。
また、上記実施形態では、計測制御部730が全k空間を計測後、画像再構成部740が体動補正を行いながら画像を再構成しているが、これに限られない。例えば、1番目の扇型ブレード320(1)の体動検出領域323(1)から再構成された画像を基準画像とすると、2番目以降の扇型ブレード320(b)については、各扇型ブレード320(b)を計測する毎に、体動補正を行いながら画像を再構成するよう構成してもよい。
また、上記実施形態では、画像再構成部740が、体動補正部750を備え、画像再構成時に再構成画像を用いて体動補正を行っているが、体動補正はこれに限られない。例えば、画像再構成前の、体動検出領域323のk空間データを用いて体動量を算出し、扇型領域322のk空間データを体動補正するよう構成してもよい。この場合の、体動補正を伴う画像再構成処理の処理フローを図11(B)に示す。
体動補正部750は、体動検出領域323(b)のk空間データを用い、当該扇型ブレード320(b)のk空間データの体動量として回転移動量と並進移動量とを算出する(ステップS1401)。このとき、回転移動量は、基準とする扇型ブレード320(b)の体動検出領域323(b)のk空間データからの回転角として検出する。また、並進移動量は、基準とするk空間データとの位相差として検出する。そして、体動補正部750は、得られた体動量を打ち消すよう各k空間データを補正する(ステップS1402)。
そして、画像再構成部740は、補正後のk空間データを用い、グリッディング処理を行い、画像を再構成する(ステップS1403)。
また、体動検出領域323を規定する半径Cは、計測部位の動きの特性などに応じて変化させても良い。さらに、体動補正部750が算出した体動量に応じて、変化させるよう構成してもよい。すなわち、体動量が大きいときは精度を高めるために体動検出領域323を大きくし、体動量が小さいときは、体動検出領域323を小さくする。半径Cを変化させる基準とする体動量、半径Cの変化量は、任意に定めることができる。
さらに、TRごとに、すなわち、2番目の扇型ブレード以降、1つの扇型ブレード320(b)を計測する毎に、体動量を算出し、上記のように半径Cを決定するよう構成してもよい。
なお、各扇型ブレード320(b)における体動検出領域323(b)内の走査軌跡は、図12に示すように、らせん状(スパイラルスキャン)としても良い。この場合の、体動検出領域323内の走査軌跡(らせん状軌跡523)は、以下の式(21)で表される。
Figure 2012160971
 ここで、tはサンプリング数(0≦t≦T)、R(t)は、k空間原点からの距離(0≦R(t)≦C)である。
また、体動検出領域323の形状は、円形に限られない。例えば、kx軸に平行な2辺とky軸に平行な2辺とからなる長方形であってもよい。図13(A)に体動検出領域323が長方形の場合の、体動検出領域323の形状を示す。ここでは、体動検出領域323(b)を、1辺がX、他辺がYのピクセルの長方形とする。また、図13(B)および図13(C)に、体動検出領域323が長方形の場合の走査軌跡を示す。本図に示すように、体動検出領域323の形状が長方形の場合、走査軌跡は、蛇行状の軌跡(蛇行状軌跡524)となる。
なお、各扇型ブレード320(b)における体動検出領域323(b)は、ブレード回転角θ(b)に応じて図13(B)および図13(C)に示すように回転する。
図13(A)に示すように、体動検出領域323が長方形の場合、蛇行状軌跡524に従って、各扇型ブレード320(b)において、同一の格子点上がサンプリングされる。
従って、体動検出時に扇型ブレード320(b)間の比較が容易になる。
体動検出領域323の形状が円形時と同様に、体動検出領域323が長方形の場合の各辺のピクセル数X、Yは、計測部位の動きの大きさに応じて変化させるよう構成してもよい。
また、上記実施形態では、エコー信号の配置順として、セントリック配置を例にあげて説明したが、エコー信号の配置順はこれに限られない。所望のTE(実効TE)時のエコー信号を、k空間の原点に最も近い分割領域321(1)に配置するよう決定する。このように構成することにより、所望のコントラストの画像を得ることができる。
例えば、外周側から順にデータを取得するアンチセントリックなデータ配置であってもよい。TR間に取得するエコー信号の取得順e(1≦e≦E)を考えると、分割領域番号n(1≦n≦N)は、セントリック配置ではn＝eとなるが、アンチセントリック配置では、n＝E−e＋1となる。
また、エコーシフトを適用してもよい。この場合、シーケンス作成部720は、上記同様の手法で、分割領域および走査軌跡を決定し、ステップS1204の各ショットの傾斜磁場形状決定時に、エコー配置順を考慮し、決定する。
さらに、本実施形態は、マルチコントラスト計測を適用してもよい。マルチコントラスト計測は、1回の計測で2つ以上の異なるコントラストの画像を同時に取得する計測手法である。例えば、1回のパルスシーケンスで2つ以上のエコー信号を取得し、これらを2つ以上のk空間に充填することにより実現する。
マルチコントラスト計測は、共にTRの長い、プロトン密度強調画像(PDW)とT2強調画像(T2W)との同時取得で良く用いられる。PDWは、短い実効TEを用いるため、エコー信号配置はセントリックを用いる。またT2Wは比較的長いTEを用いるため、アンチセントリックまたはエコーシフトを用いる。なお、エコーシフトを用いる場合のエコーシフト数は、T2Wの実効TEに応じて自動計算される。
このように、本計測をマルチコントラスト計測に適用する場合、各画像のTEに応じた最適なエコー信号配置を用いる。
また、本実施形態を、異なる形状のブレード内を走査する計測と組み合わせてもよい。
例えば、時間方向の分解能を向上させる必要があるダイナミック計測の場合、k空間の低域部分のデータ取得頻度を高める必要がある。
このため、まず、本実施形態の扇型ブレード320を用い、基準とするベース計測を行い、k空間の半径Rの円の内部領域全体のデータを取得する。その後、k空間の原点を中心とする同心円状の円周で分割される同心円状領域である同心円ブレードによる計測を所定の時間毎に繰り返す。このとき、1回に取得する複数の同心円ブレードは、k空間の低空間周波数領域のみ毎回計測し、高空間周波数領域は、毎回異なる領域を計測するようにする。そして、各回で不足する領域は、ベース計測で得たk空間のデータを用いる。
このように構成することにより、k空間の低域のデータのみが更新されたk空間データを、所定の時間ごとに得ることができる。また、初回以外は、1回の計測領域が全領域に比べて小さいため、計測時間を短くすることができる。このため、同じ時間内に、繰り返し回数を増やすことができ、ダイナミック計測の時間方向の分解能を向上させることができる。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、全扇型ブレードについて、k空間の低空間周波数領域に共通の体動検出領域を設ける。本実施形態では、各扇型ブレードを、周方向にオーバラップさせて計測し、このオーバラップ領域を体動検出領域とする。
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態と同様である。また、信号処理系70が実現する各機能構成も第1の実施形態と同様であり、それらの機能による撮影処理も同様である。
ただし、上述のように、TR毎に計測するブレードの形状が異なる。従って、このようなブレードの形状を決定するシーケンス作成部によるブレードパラメータ決定処理が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成であるシーケンス作成部720によるブレードパラメータ決定処理に主眼をおいて説明する。
まず、本実施形態の1回のTRでの計測領域であるブレードの形状について説明する。
本実施形態では、1回のTRで扇型形状のブレード(扇型ブレード)330を計測する。
本実施形態の扇型ブレード330は、図14(A)に示すように、第一の実施形態の扇型ブレード320の扇型領域322と同様の形状を有する。
図14(B)に示すように、本実施形態の扇型ブレード330は、k空間の原点を中心とする半径Rの円の、2本の半径Rと両半径R間の弧によって囲まれた領域である。扇型ブレード330の中心角はφ[rad]とする。b番目の扇型ブレード330(b)の、ky(b)軸は、扇型ブレード330(b)の中心角φを二分割する線(中心線)上とする。kx(b)軸は、ky(b)軸に直交する方向とする。また、扇型ブレード330(b)の回転角θ(b)は、kx(b)軸とkx軸と成す角とする。
第一の実施形態では、図15(A)に示すように、撮像シーケンスにおいて、各扇型ブレード320の扇型領域322が、隣接する扇型ブレード320の扇型領域322とオーバラップすることなく、k空間の半径Rの領域全体が計測されるよう、扇型ブレード320(b)の中心角φ[rad]および回転角θ(b)は定められる。
一方、本実施形態では、図15(B)に示すように、各扇型ブレード330(b)は、隣接する扇型ブレード330と、周方向に重複した領域(オーバラップ領域331)を有し、かつ、k空間の半径Rの領域全体が計測されるよう、その中心角φ[rad]と回転角θ(b)とが決定される。
オーバラップ領域331の中心角αは、ブレード中心角φに対する割合で規定される。
割合は、例えば、10％など、予め設定される。
本実施形態のシーケンス作成部720による、ブレードパラメータ決定処理の流れを図16に示す。
本実施形態のシーケンス作成部720は、ブレードパラメータの決定に先立ち、このオーバラップ領域331の中心角αの設定を受け付ける(ステップS2101)。
そして、シーケンス作成部720は、設定された中心角αを有するオーバラップ領域331が実現されるよう、撮像パラメータを用い、ブレードパラメータとして、扇型領域322の半径R、中心角φおよび総ブレード数Bfanを計算し、決定する(ブレードパラメータ決定:ステップS2102)。
扇型ブレード330の半径Rは、第一の実施形態同様、F/2とする。Fは、長方形ブレード310の周波数エンコード方向のサンプリング数である。
まず、オーバラップ領域無しの場合の、扇型ブレード330の中心角φと総ブレード数Bfanとを決定する。これらは、第一の実施形態の総ブレード数Bfanと扇型領域332の中心角φとの算出手法と同様に、上記式(4)および式(2)により算出される。
中心角αのオーバラップ領域331は、上記オーバラップ領域無しで扇型ブレード330を配置する場合の総ブレード数Bfanおよびブレード中心角φのいずれか一方を大きくすることにより実現する。
総ブレード数Bfanを増加させる場合、増加後の総ブレード数Bfan'は、上記式(2)で求めた中心角φと、オーバラップ領域331の中心角αとを用いて、以下の式(22)で得られる。
Figure 2012160971
 このとき、各扇型ブレード330(b)の回転角θ(b)は、以下の式(23)で求められる。
Figure 2012160971
 一方、ブレード中心角φを大きくする場合、増大後のブレード中心角φ'は、以下の式(24)で表される。
Figure 2012160971
 このとき、各扇型ブレード330(b)の回転角θ(b)は、以下の式(25)で求められる。
Figure 2012160971
 本実施形態のシーケンス作成部720は、以上のように総ブレード数、中心角、回転角((Bfan'、φ、θ(b))または(Bfan、φ'、θ(b)))を決定する。
シーケンス作成部720は、第一の実施形態の扇型領域322同様、本実施形態の扇型ブレード330を半径方向に分割し、各エコー信号の、扇型ブレード330内の配置領域を決定する(ステップS2103)。決定手法は第一の実施形態と同様である。
そして、シーケンス作成部720は、各分割領域321内の走査軌跡を決定する(ステップS2104)。本実施形態では、体動検出領域323を備えないため、本実施形態の走査軌跡は、第一の実施形態の、体動検出領域323を考慮する前の扇型領域322内の振り子状軌跡520と同様である。
そして、各エコー信号の配置領域と、走査軌跡とを決定すると、シーケンス作成部720は、扇型ブレード330(b)毎の回転角θ(b)を加味し、第一の実施形態と同様の手法で、BfanまたはBfan'回分の各ショットの傾斜磁場形状を決定する(ステップS2105)。
次に、本実施形態の画像再構成部740による体動補正を伴う画像再構成処理について説明する。本実施形態の画像再構成処理は、基本的に第一の実施形態の画像再構成処理と同様である。
すなわち、本実施形態においても、画像再構成部740は、各扇型ブレード330(b)における被検体の体動量を検出するため、各オーバラップ領域331内のk空間データのみを用いて、それぞれ、画像を再構成する。このとき、画像再構成部740は、各オーバラップ領域331に充填されたk空間データを、k空間の直交座標系の格子点上にグリッディングし、二次元フーリエ変換することにより画像を再構成する。なお、再構成する画像は、体動量を算出することができればよいので、低空間分解能の画像でよい。各扇型ブレード330(b)のオーバラップ領域331のk空間データから再構成された画像を体動検出画像bと呼ぶ。
次に、画像再構成部740は、体動補正部750に、各体動検出画像(b)の、基準画像に対する体動量として並進移動量および回転移動量を算出させる、体動量算出処理を行う。なお、基準画像は、例えば、1番目の扇型ブレード330(1)と隣接する扇型ブレード330(b)とのオーバラップ領域331から再構成した体動検出画像(1)とする。
ここで、本実施形態では、オーバラップ領域331は、隣接する扇型ブレード330間でのみ共通する領域であるため、基準画像を得た扇型ブレード330に隣接する扇型ブレード330から順に、隣接する扇型ブレードに対する体動量を算出し、当該隣接する扇型ブレードの基準画像に対する体動量に加算することにより、基準画像に対する体動量を得る。
すなわち、b番目の扇型ブレード330(b)とb−1番目の扇型ブレード330(b−1)との間の体動量をΔDb(ΔDb＝(Δx、Δy、Δz、Δα、Δβ、Δγ)；x、y、zは並進量、α、β、γは回転量)とすると、(b＋1)番目の扇型ブレード330(b＋1)における見かけの体動量ΔDb＋1は、Db＋1＝Db＋ΔDbと表される。従って、以下の式(26)より、全ての扇型ブレード330の見かけの体動量は、それ以前に計測された扇型ブレード330の体動量から求められる。
Figure 2012160971
 その後の画像再構成部740による、各扇型ブレード330(b)の体動量を用いた体動補正は、第一の実施形態と同様である。すなわち、各扇型ブレード330(b)のk空間データを用いて画像を再構成し、各扇型ブレードの体動量を用いて体動補正を行い、再構成画像を得る。または、各扇型ブレード330(b)のk空間データ上で体動補正を行い、再構成画像を得る。
以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、アーチファクトが少なく所望のコントラストを有する高品質の画像を、高速に得ることができる。
なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、各扇型ブレード330の計測毎に体動補正を伴う画像再構成を行うよう構成してもよい。
また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、体動補正部750は、オーバラップ領域331のk空間データを用いて体動量を算出し、体動補正を行うよう構成してもよい。この場合、第一の実施形態同様、画像再構成部740は、体動補正後のk空間データから画像を再構成する。
また、本実施形態においても、第一の実施形態の体動検出領域323同様、算出した体動量の大小に応じて、オーバラップ領域331の中心角αを調整するよう構成してもよい。すなわち、体動量が大きいときは、精度を高めるためにオーバラップ領域331が大きくなるよう中心角αを変更し、体動量が小さいときは、中心角αを小さくするよう変更する。体動量の大小の判別の基準値、中心角αの変化量は、予め定めておく。
また、TR毎に体動量を算出し、その結果に応じて、次のTRのオーバラップ領域331の中心角αを変化させるよう構成してもよい。
また、本実施形態の扇型ブレード330は、第一の実施形態の体動検出領域323をさらに備えてもよい。
この場合、画像再構成部740の体動補正部750は、体動検出領域323およびオーバラップ領域331の両領域のデータを用い、体動量を検出する。
なお、上記各実施形態では、MRI装置100の信号処理系70が、撮像条件から、扇型ブレードによるk空間走査を実現する傾斜磁場波形を算出するよう構成しているが、これに限られない。MRI装置100と、データの送受信が可能な、MRI装置と独立した情報処理装置上で傾斜磁場波形を算出するよう構成してもよい。
また、上記各実施形態では、撮像時にシーケンス作成部720が、撮像パラメータが設定される毎に、扇型ブレードのパラメータを算出し、傾斜磁場形状を算出しているが、これに限られない。例えば、予め、用いられる可能性のある撮像パラメータ毎に、傾斜磁場形状を算出し、撮像パラメータに対応づけて記憶装置72等にデータベースとして保持するよう構成してもよい。この場合、この場合、撮影時に撮影パラメータを受け付けると、上記ステップS1102において、シーケンス作成部720は、データベースを参照し、受け付けた撮影パラメータに対応づけて格納される傾斜磁場形状を抽出し、撮影シーケンスを作成する。
また、上記各実施形態では、画像を再構成するためのデータを得る領域を、k空間の原点を中心とする半径Rの円の、2本の半径Rと両半径R間の弧によって囲まれた扇型の領域としているが、これに限られない。k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた領域であればよい。
10 被検体、20 静磁場発生系、30 傾斜磁場発生系、31 傾斜磁場コイル、32 傾斜磁場電源、40 シーケンサ、50 送信系、51 送信コイル、52 シンセサイザ、53 変調器、54 高周波増幅器、60 受信系、61 受信コイル、62 信号増幅器、63 直交位相検波器、64 A/D変換器、70 信号処理系、71 CPU、72 記憶装置、73 外部記憶装置、74 表示装置、75 入力装置、100 MRI装置、210 撮像シーケンス、211 励起RFパルス、212 再収束RFパルス、213 傾斜磁場パルス、220 撮像シーケンス、223 傾斜磁場パルス、310 長方形ブレード、320 扇型ブレード、321 分割領域、322 扇型領域、323 体動検出領域、330 扇型ブレード、331 オーバラップ領域、332 扇型領域、510 直線状軌跡、520 振り子状軌跡、521 円弧状軌跡、522 直線状軌跡、523 らせん状軌跡、524 蛇行軌跡、710 受付部、720 シーケンス作成部、730 計測制御部、740 画像再構成部、750 体動補正部
また、k空間を、互いに重ならない複数のブレードに分割してデータを取得すると、ブレード間で体動がある場合、その体動が把握できない為、適切な補正ができず、画質を向上させることができない。
表示装置74は、再構成された断層画像を表示するとともに、入力装置75とともに操作者が各種の制御情報を入力するためのインタフェースを構成する。入力装置75は、例えば、トラックボール又はマウス、及び、キーボード等により構成される。記憶装置72および外部記憶装置73は、操作者から入力された情報、信号処理系70の処理途中および処理により生成された情報等を記憶する。
本実施形態の扇型ブレード320は、図6(A)に示すように、画像を再構成するためのデータを収集するための扇型領域322と、扇型ブレード320間の体動を補正するためのデータを収集する体動検出領域323とを備える。

Claims (15)

  1. 静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に配置された被検体の所望の撮像領域に傾斜磁場と高周波磁場を印加する磁場印加手段と、前記所望の撮像領域からのエコー信号を検出する検出手段と、前記磁場印加手段と前記検出手段と制御して、k空間内の所定の領域のデータを取得するよう前記エコー信号を計測する計測制御手段と、前記k空間のデータを用いて前記撮像領域の画像を再構成する画像再構成手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御手段は、1TR内に単位領域の複数のデータを計測する単位計測を、前記単位領域を、前記k空間の原点を中心に予め定めた回転角だけ前記単位計測毎に回転させて繰り返すよう制御を行い、
    前記単位計測では、所望のコントラストのエコー信号を前記k空間の低空間周波数領域に配置し、
    前記単位領域は、前記k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた第一の領域と、隣り合う前記単位領域との間で重複する領域と、を備え、
    前記画像再構成手段は、前記重複する領域のデータを用いて前記画像を再構成する際に体動補正を行う体動補正手段を備えること
    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2本の線分は、それぞれ、前記k空間の原点を中心とする円の半径であり、
    前記端点を結ぶ線は、前記円の弧であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記重複する領域は、k空間の低空間周波数領域に設定される、全単位領域について同じ形状の領域であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記各単位領域の回転角は、前記第一の領域が、前記k空間の原点を中心とする円の周方向に重複なく配置されるよう決定されること
    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、
    前記各単位領域の回転角は、前記第一の領域が、前記k空間の原点を中心とする円の周方向に予め定めた中心角の重複領域を有するよう配置されるよう決定されること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項2項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    操作者から撮像条件を受け付ける撮像条件受付手段と、
    受け付けた前記撮像条件から、撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成手段と、を備え、
    前記計測制御手段は、前記撮像シーケンスに従って、前記制御を行い、
    前記撮像シーケンス生成手段は、
    前記k空間の原点を中心とする円の半径、前記2本の線分が成す角度である中心角、および、それぞれ前記回転角が異なる単位領域の数である総単位領域数を決定するパラメータ決定手段と、
    前記単位計測毎の、各エコー信号の配置領域を決定する領域決定手段と、
    決定した前記各配置領域内の走査軌跡を決定する走査軌跡決定手段と、
    各単位領域が前記k空間の予め定めた座標軸と成す角度である回転角に応じて、前記単位計測毎の走査軌跡を決定し、前記撮像シーケンスの前記傾斜磁場波形を決定する波形決定手段と、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記k空間の原点を中心とする円の半径は、周波数エンコード数により定まり、
    前記中心角は、前記円の直径と当該単位領域内の総データ数とにより定まり、
    前記総単位領域数は、2πを、前記中心角で除算した値以上であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記各配置領域内の走査軌跡は、振り子状であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記体動補正手段は、前記重複する領域のデータを再構成して得た画像上で各単位領域の画像の体動量を算出し、算出した体動量を打ち消すよう各単位領域のデータから再構成した画像を補正すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記体動補正手段は、前記重複する領域のデータを用い、k空間上で各単位領域の体動量を算出し、算出した体動量を打ち消すよう各単位領域のデータを補正し、
    前記画像再構成手段は、前記補正後のデータから画像を再構成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記重複する領域は、前記体動補正手段が算出する体動量に応じて決定されること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記重複する領域は、k空間の原点を中心とする円内の領域であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記重複する領域は、k空間の原点を中心とし、kｘ軸およびkｙ軸のいずれかに各辺が平行な長方形の領域であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 磁気共鳴撮像装置における再構成画像取得方法であって、
    単位領域のデータを取得する単位計測ステップと、
    前記単位計測ステップを、前記原点を中心に予め定めた回転角だけ前記単位領域を回転させて繰り返す繰返計測ステップと、
    前記繰り返し計測ステップで得られたデータから画像を再構成する画像再構成ステップと、を備え、
    前記単位領域は、前記k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた第一の領域と、隣り合う前記単位領域との間で重複する領域と、を備え、
    前記画像再構成ステップは、
    前記単位領域毎の重複する領域のデータから再構成した画像上で当該単位領域毎の体動量を算出する体動量算出ステップと、
    前記単位領域毎の第一の領域のデータから再構成した画像を当該単位領域の前記体動量を用いて補正する体動補正ステップと、
    前記単位領域毎の補正後の画像を合成する画像合成ステップと、を備えること
    を特徴とする再構成画像取得方法。
  15. 磁気共鳴撮像装置における再構成画像取得方法であって、
    単位領域のデータを取得する単位計測ステップと、
    前記単位計測ステップを、前記原点を中心に予め定めた回転角だけ前記単位領域を回転させて繰り返す繰返計測ステップと、
    前記繰り返し計測ステップで得られたデータから画像を再構成する画像再構成ステップと、を備え、
    前記単位領域は、前記k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた第一の領域と、隣り合う前記単位領域との間で重複する領域とを備え、
    前記画像再構成ステップは、
    前記単位領域毎の重複する領域のデータ上で当該単位領域毎の体動量を算出する体動量算出ステップと、
    前記単位領域毎の第一の領域のデータを当該単位領域の前記体動量を用いて補正する体動補正ステップと、
    前記単位領域毎の補正後のデータから画像を再構成する画像再構成ステップと、を備えること
    を特徴とする再構成画像取得方法。
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