WO2006109472A1 - 核磁気共鳴撮像装置および方法 - Google Patents

核磁気共鳴撮像装置および方法 Download PDF

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nuclear magnetic
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resonance imaging
moving
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Tetsuhiko Takahashi
Yumiko Yatsui
Koji Kajiyama
Hideki Kumai
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/56383—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging involving motion of the sample as a whole, e.g. multistation MR or MR with continuous table motion

Definitions

  • the present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging (MRI) apparatus that measures nuclear magnetic resonance (NMR) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and visualizes nuclear density distribution, relaxation time distribution, and the like. Especially when moving the table (bed) on which the subject is moved, imaging is performed, and when moving bed imaging is performed to capture a wide area of the subject, image deterioration due to interruption and resumption of imaging is prevented.
  • the present invention relates to an MRI apparatus capable of performing the above.
  • An MRI apparatus applies a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field pulse to a subject placed in a static magnetic field space, receives an NMR signal generated from the subject, and images the subject. For this reason, the part of the subject that can be imaged by the MRI apparatus has been placed in the static magnetic field space and has been limited to the part that has been moved, but the bed on which the subject is placed can be moved using high-speed imaging technology in recent years. However, it is also possible to image the whole body. A technique for performing imaging while moving the bed is called a moving bed method, and various techniques have been proposed so far (for example, Patent Document 1).
  • Patent Document 1 JP 2002-10992 A
  • imaging may be interrupted due to an unexpected change in situation after imaging starts. For example, it is expected that the subject will move or that the operator will communicate with the subject during imaging for confirmation. If there is an interruption in the imaging as described above during moving bed imaging, even if the movement of the bed is stopped at the same time as the interruption and then imaging is started, the positional alignment between the data before the stop and the data after the start Sex cannot be taken. For one thing, even if a command to stop moving the bed is sent at the same time as a command to temporarily stop imaging, the force that causes overrun depends on the performance of the bed drive mechanism. In moving bed imaging, the bed moving speed must be constant in relation to the imaging speed. Because it is necessary, imaging cannot be performed until the bed begins to move after it resumes until it becomes force constant motion.
  • an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of moving bed imaging having an imaging pause function, and data after pause and restart even when the pause function is operated.
  • the purpose of this is to provide an MRI system that can obtain high-quality images.
  • an MRI apparatus of the present invention comprises a static magnetic field generating means, a moving means for moving a subject relative to a static magnetic field space generated by the static magnetic field generating means, and a static magnetic field space.
  • An imaging unit that applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field, receives a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject, and forms a magnetic resonance image of the subject, and controls movement of the moving unit and imaging by the imaging unit.
  • an input means for sending commands for temporarily stopping and resuming imaging to the control means.
  • control means based on the position information of the moving means at the time of receiving an instruction to pause imaging and the position information of the moving means at the time of restarting imaging, Control the operation of the imaging means.
  • Control of the movement of the moving means and Z or the imaging means at the time of resumption is, for example, data generated due to the difference (movement distance) between the position information at the time when the instruction to pause the imaging and the time when the imaging is resumed. This is done to compensate for the loss.
  • the moving means is the same as when continuous imaging is performed. Since it is possible to acquire continuous data in the moving direction of the A wide field of view image can be acquired.
  • the moving distance of the moving means includes, for example, an overrun until the operation of the moving means stops after receiving a temporary stop command.
  • the moving distance of the moving means includes the distance that the moving means starts to move until force imaging starts in response to a restart command.
  • the control means compensates the movement distance by returning the position of the movement means when the operation by the imaging means is resumed to the same distance as the movement distance.
  • the control unit compensates the moving distance by shifting the imaging position when the operation by the imaging unit resumes by the same distance as the moving distance.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a storage unit that stores data acquired until the suspension.
  • the control means controls the imaging means so as to reconstruct an image using a part of the data acquired before the suspension and the data acquired after the restart.
  • the nuclear magnetic resonance imaging method of the present invention includes (1) a step of performing imaging while receiving a nuclear magnetic resonance signal by imprinting a high-frequency magnetic field, a gradient magnetic field, etc. while moving a subject; 2) the step of temporarily stopping the imaging and movement; (3) the step of resuming the imaging and movement; and (4) the stop position of the subject that has been paused and the resumption of the subject that has been resumed. (5) Based on the difference between the stop position and the restart position, the movement and imaging of the subject at the time of restart are controlled so as to compensate for the data loss caused by the difference. The process of carrying out is provided.
  • the step (1) includes (6) a step of storing the nuclear magnetic resonance signal obtained before the primary stop, and (7) the nuclear magnetic resonance obtained after the restart. And (8) a step of reconstructing an image based on the nuclear magnetic resonance signals obtained by the steps (6) and (7).
  • the present invention it is possible to easily perform imaging control in continuous movement imaging by including input means for sending commands for temporarily stopping and resuming imaging to the control means. wear.
  • input means for sending commands for temporarily stopping and resuming imaging to the control means. wear.
  • image degradation caused by such deviation can be prevented.
  • it can be used for image reconstruction together with the resumed data without wasting data acquired until the suspension.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • This MRI apparatus constitutes a tissue of the subject 101, a magnet 102 that generates a static magnetic field in a space where the subject 101 is placed, a gradient magnetic field coil 103 that generates a gradient magnetic field in this space (static magnetic field space), and An RF coil 104 that generates a high-frequency magnetic field for exciting atomic nuclei, an RF probe 105 that detects MR signals generated by the subject 101, and a bed 112 for moving the subject 101 in a static magnetic field space It has.
  • the bed 112 is driven and controlled by the bed control unit 114 and can move, for example, in the body axis direction (HF direction) of the subject 101.
  • the position of the bed 112 is a position detection mechanism such as an encoder provided in the bed control unit 114. 115 can be detected.
  • the gradient magnetic field coil 103 is composed of gradient magnetic field coils in three directions, ⁇ , ⁇ , and ⁇ , and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 109. As a result, an imaging cross section of the subject 101 is selected, and position information is added to the MR signal.
  • gradient magnetic fields in the slice direction, phase encoding direction, and readout direction are usually used, and these can be selected in any direction with respect to the apparatus coordinate system by combining three gradient magnetic field coils.
  • the RF coil 104 generates a high frequency magnetic field according to the signal from the RF transmission unit 110.
  • the frequency of the high-frequency magnetic field generated by the RF coil 104 is set to the resonance frequency of the nuclear spin to be examined in the strength of the static magnetic field.
  • the nuclear spin to be examined is usually a proton, but is not limited to this.
  • the signal of the RF probe 105 is detected by a signal detection unit 106, signal processed by a signal processing unit 107, and converted into image data by calculation. Data and image data in the middle of calculation are stored in the storage unit 113.
  • the image data is displayed on the display unit 108 as an image.
  • Operations of the gradient magnetic field power supply 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 are controlled by the control unit 111 in accordance with a pulse sequence determined by an imaging method.
  • the control unit 111 controls the bed control unit 114 together with the imaging control according to the pulse sequence so that the imaging speed and the bed moving speed are maintained in an appropriate relationship, and is necessary when the imaging is paused or resumed. Take control.
  • the control unit 111 is provided with an input means for inputting a command necessary for control. Selection of a pulse sequence, setting of parameters necessary for imaging, and pause and resume after imaging are performed. The command can be input.
  • the MRI apparatus of the present invention has a function for the control unit 111 to compensate for missing data during a stop in response to the above-described commands for temporarily stopping or restarting imaging.
  • the lack of data is mainly caused by a slight deviation between the imaging section and the bed position that occurs during the restart of the pause force.
  • the control unit 111 calculates a slight deviation between the imaging section and the bed position, and finely adjusts the bed position and the Z or imaging section so that it is the same as the point of suspension To do.
  • the data measured by imaging until the pause is stored, and image reconstruction is performed using part of the stored data as necessary.
  • FIG. 2 shows details of the reception system and control unit 111 that perform such a function.
  • the echo signal detected by the reception coil 201 constituting the RF probe 105 is amplified by a preamplifier 202 provided for each reception coil, and then a signal sampling unit 106 uses a reference RF signal for a predetermined sampling time, AD conversion and
  • the quadrature detection circuit 203 performs AD conversion, quadrature detection, and conversion into two series of digital signals.
  • the two series of digital signals are sequentially stored as k-space data in the storage unit 113, and Fourier-transformed for each set of data in the signal processing unit 107, and reconstructed into image data.
  • the RF probe 105 includes a plurality of receiving coils 201
  • the image data of each receiving coil is combined by the combining circuit 205.
  • the combining circuit 205 When a single whole body image is drawn from a plurality of image data, it is synthesized by the synthesis circuit 205.
  • the control unit 111 reconstructs an image using a part of the data acquired up to that point, and the rest A part is stored in the storage unit 113 for image reconstruction together with data acquired after resumption.
  • the bed overrun after pausing and the bed moving speed that can be imaged after resuming Calculate the amount of bed movement (running distance) until it reaches, and make fine adjustments to the cross-section or bed position when resuming imaging. Fine adjustment of the imaging cross section
  • FIG. 3 is a diagram showing a first embodiment of moving bed imaging according to the present invention.
  • the COR plane is imaged while moving the bed in the HF direction (X direction) of the subject 101. Imaging is performed as a cross section.
  • the field of view (FOV) is fixed with respect to the device coordinate system.
  • Figures (a) and (b) are a plan view and a side view showing the relationship between the subject 101 and the imaging sections 301-1 and 301-2, and (c) shows echo signals 302-1 to 302-1 acquired during imaging. It is a figure which shows the data after carrying out the Fourier transform of 302-16 in the reading direction.
  • FIG. 4 shows a typical 2D gradient echo sequence.
  • an RF pulse 401 with a frequency that excites the subject's nuclear spin is applied together with a selective gradient magnetic field 402 that selects the imaging section, and then a gradient magnetic field 404 in the phase encoding direction is applied with! Further, while applying the readout gradient magnetic field 405, the echo signal 406 is measured after an echo time 407 has elapsed since the excitation RF pulse 401 was applied.
  • the slice direction (z direction) is a direction orthogonal to the moving direction of the bed
  • the phase encoding direction (y direction) is the left-right direction of the subject
  • the reading direction (X direction) is the bed moving direction.
  • Such a sequence is repeated at a predetermined repetition time 408 while changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field 404.
  • imaging is performed by repeating the number of repetitions required for one set of 2D image data (the number of phase encodings, the number of slice encodings for 3D times the number of phase encodings).
  • the FOV in the subject will change as the bed moves, so the sequence of Fig. 4 will be obtained until image data of multiple sections corresponding to multiple FOVs is obtained. Repeat the process.
  • the speed of the bed and the imaging speed are controlled so that the speed at which the bed finishes moving through the FOV and the speed at which the image data corresponding to one imaging section is acquired are substantially the same.
  • the echo signal 302 obtained in this way is Fourier transformed in the X direction and arranged at the corresponding position in the X direction is shown in FIG. 3 (c).
  • the last digit of the echo signal code is the echo number (signal acquisition number).
  • the case where the number of phase encodings is 8, that is, the phase encoding in the y direction is completed with 8 echoes is shown.
  • echo 302-1 to 302-8 are acquired while sequentially changing the phase encoding, and when measurement of all phase encoding is completed, the same Cf phase encoding as echo 302-1 is returned, Acquire from Echo 302-9 to Echo 302-16.
  • the echo 302-16 is acquired, all the signals necessary to reconstruct the imaging section 301-1 have been acquired, so the data corresponding to the imaging section 301-1 (Fig. 3 (c) (Data in the frame enclosed by the dotted line) ⁇
  • the image data of the imaging section 301-1 is reconstructed by Fourier transform in the y direction.
  • the image data of each imaging section is reconstructed by performing imaging while continuously moving the bed and performing Fourier transform each time all the data of each imaging section are obtained.
  • the control unit 111 and the imaging system are controlled to stop the bed and stop imaging.
  • the control unit 111 captures the imaging conditions when the last echo signal 502-5 is measured ( The number of phase encodings) is stored, and image reconstruction is performed using data that can be used for image reconstruction together with the previous data of echoes 502-1 to 502-5 for use in image reconstruction. V, the part that has been affected is memorized in the memory.
  • control unit 111 eliminates data loss from the next imaging stop time t to the restart.
  • the distance L1 overrun after the bed stops and the distance L2 the bed moves after reaching the predetermined speed are detected from the position detection mechanism 115 such as an encoder provided in the bed control unit 114.
  • the control unit 111 can calculate the distance to which the bed is fed back using the distance obtained from the position detection mechanism 115.
  • the distance for overrun and run-up of the bed is a value determined by the characteristics of the bed and its drive mechanism if the speed at the time of bed imaging is determined, so it is stored in advance as a function of the bed moving speed and used. May be.
  • the bed in response to a command to pause and resume from the input means, the bed is reversed in consideration of the amount of movement of the bed that is moved from the pause to the restart. Since the data is transmitted, it is possible to reconstruct the image data without image deterioration together with the data acquired after the restart without wasting data until the imaging is stopped.
  • the change of the imaging section can be realized, for example, by changing the RF detection phase at the time of echo reception. Specifically, the following processing is performed.
  • Equation (3) The signal S when the position of the imaging slice is later shifted by ⁇ X is expressed by Equation (3).
  • the present invention performs moving bed imaging with the moving direction of the bed as the phase encoding direction (y direction). It is also applicable to cases.
  • the bed position is reversed or the imaging position is adjusted in consideration of the overrun after the temporary stop and the approach distance when resuming.
  • Signal S is Equation (4). Signal S when the position of the imaging slice is shifted by Ay after restart
  • FIG. 7 is a diagram showing a second embodiment of moving bed imaging according to the present invention.
  • the TRS plane (y, z plane) is an imaging cross section, and the bed is in the HF direction of the subject 101 ( Take one slice at a time while moving in the X direction.
  • Figures (a) and (b) are a plan view and a side view showing the relationship between the subject 101 and the imaging cross sections 701-1 and 701-2.
  • (C) is a Fourier transform of the image data of one slice in the readout direction. It is a figure which shows the data 702-1-702-3 after having performed.
  • a known high-speed sequence such as single-shot FSE (fast spin echo method), single-shot EPI (eco-planar method), high-speed GrE (gradient echo method) can be adopted.
  • the thickness of one slice is 5 mm
  • the imaging time of one slice is 1 second
  • the bed moving speed is 5 mm / s
  • multi-slice imaging is performed.
  • imaging section 701-2 is selected by imaging under the same slice selection conditions when the bed reaches a predetermined speed and imaging starts. It is possible to perform continuous imaging cross-section imaging without data loss.
  • the imaging cross section can be shifted by the moving distance of the bed ( ⁇ X) instead of reverse feeding of the bed.
  • the shift of the imaging section in the present embodiment can be realized by changing the excitation frequency after the restart.
  • slice selection is performed with the slice gradient magnetic field Gs expressed by the following equation (6), and the center frequency 1 ⁇ of the irradiation RF pulse when the slice center position ⁇ is excited is expressed by the following equation (7). Is done. Picture
  • the excitation frequency fl after restarting may be changed to the following equation (8).
  • the imaging cross section is not limited to these, for example, The present invention can also be applied when imaging a sagittal section or the like.
  • the phase encoding direction and readout direction can be arbitrarily changed, and the above-described equations (3), (5), and (8) can be applied to change the imaging cross section according to the direction. wear.
  • the norm sequence executed by the MRI apparatus of the present invention is arbitrary as long as the relationship between the imaging speed and the moving speed of the bed can be adjusted to a predetermined relationship.
  • the imaging method may be, for example, a radial scan or 3D imaging instead of 2D imaging.
  • the MRI apparatus of the present invention can be applied to various types of imaging.
  • DWI fusion Weighted Imaging
  • the static magnetic field space is thin in the body axis direction (for example, the imaging area is about 64 mm).
  • slice thickness lmn! By performing 3D imaging of ⁇ 2mm, SNR is greatly improved while thin slices.
  • the use of 3D-TOF greatly improves the quality of non-imaging imaging.
  • the field of view can be expanded by moving the bed and holding 3D images of the liver and other breaths.
  • FIG. 1 is a diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a block diagram for explaining the function of the main part of the MRI apparatus of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a first embodiment of moving bed imaging adopted by the MRI apparatus of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a pulse sequence suitable for moving bed imaging.
  • FIG. 7 is a diagram showing a second embodiment of moving bed imaging adopted by the MRI apparatus of the present invention.
  • FIG. 8 Diagram for explaining missing data due to suspension and resumption of moving bed imaging.
  • FIG. 9 Diagram showing the overall outline of the MRI apparatus for applying the present invention.

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Abstract

　撮像空間に置かれた被検体に磁気共鳴による撮像を行なう撮像手段と被検体を移動させる移動手段とを制御する制御手段は、撮像一時停止の指令を受け付けた時点における移動手段の位置と撮像を再開した時点の移動手段の位置との差（移動距離）をもとに、差に起因して生じるデータ503の欠落を補償するように再開時の移動手段の位置或いは撮像位置を制御する。これにより、撮像の一時停止機能を備え、一時停止機能を動作させた場合にも一時停止と再開後のデータの整合性があり、良質な画像を得ることができるＭＲＩ装置が提供される。

Description

明 細 書
核磁気共鳴撮像装置および方法
技術分野
[0001] 本発明は、被検体中の水素やリン等からの核磁気共鳴 (NMR)信号を測定し、核 の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像 (MRI)装置に関し、 特に被検体を載せたテーブル (ベッド)を移動しながら撮像を行 ヽ、被検体の広 ヽ領 域を撮像するムービングベッド撮像を実施するに際し、撮像の中断、再開に伴う画像 の劣化を防止することが可能な MRI装置に関する。
背景技術
[0002] MRI装置は静磁場空間に置かれた被検体に、傾斜磁場及び高周波磁場パルスを 印加し、被検体から発生する NMR信号を受信し、被検体を画像化する。このため M RI装置で撮像可能な被検体の部位は静磁場空間に置かれて 、る部位に限られて ヽ たが、近年の高速撮像技術を利用して、被検体を載せたベッドを移動しながら全身 を撮像することも可能になって 、る。ベッドを移動しながら撮像を行なう手法はムービ ングベッド法と呼ばれ、種々の手法力 Sこれまで提案されている（例えば、特許文献 1な ど)。
[0003] 特許文献 1：特開 2002-10992号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] MRI装置を用いた撮像を臨床に適用する場合、撮像開始後に予想外の状況変化 により撮像を中断する場合がある。例えば被検体が動くとか、操作者が確認のために 撮像中に被検者とコミュニケーションをとることなどが予想される。ムービングベッド撮 像中に上述のような撮像の中断があった場合、中断と同時にベッドの移動を停止し、 その後撮像を開始しても、停止前のデータと開始後のデータの位置的な整合性がと れない。それは一つにはベッドの移動停止の指令が撮像の一時停止の指令と同時 に送られても、ベッド駆動機構の性能に依存してオーバーランを生じる力もである。ま たムービングベッド撮像ではベッドの移動速度を撮像速度との関係で一定にする必 要があるので、再開後にベッドが移動し始めて力 等速運動になるまでは撮像を行 なうことができな 、と 、う事情による。
[0005] またベッド移動方向と読み出し傾斜磁場方向を揃えたムービングベッド撮像では、 一つのエコーデータは通常、複数の被検体領域 (FOV)の画像再構成に使われるこ とになるが、撮像の中断によってどちらかに属するデータの一部が無駄になると、結 局データ全体を取得しなおす必要があった。
[0006] そこで本発明は、撮像の一時停止機能を備えたムービングベッド撮像が可能な M RI装置を提供することを目的とし、一時停止機能を動作させた場合にも一時停止と 再開後のデータの整合性があり、良質な画像を得ることができる MRI装置を提供す ることを目的とする。また本発明は計測されたデータを無駄にすることなぐ取り直し が不要で、実質的に計測時間の延長を防止できる MRI装置を提供することを目的と する。
課題を解決するための手段
[0007] 上記目的を達成するため本発明の MRI装置は、静磁場発生手段と、前記静磁場 発生手段が発生する静磁場空間に対し被検体を移動させる移動手段と、前記静磁 場空間に高周波磁場及び傾斜磁場を印加するとともに被検体から発生する核磁気 共鳴信号を受信し、前記被検体の磁気共鳴像を形成する撮像手段と、前記移動手 段の移動及び撮像手段による撮像を制御する制御手段とを備え、撮像の一時停止と 再開の指令を前記制御手段に送るための入力手段を備えたことを特徴とする。
[0008] また制御手段は、撮像一時停止の指令を受け付けた時点における前記移動手段 の位置情報と撮像を再開した時点の前記移動手段の位置情報を基に、前記再開時 の移動手段及び Z又は撮像手段の動作を制御する。再開時の移動手段及び Z又 は撮像手段の動作の制御は、例えば、撮像一時停止の指令を受け付けた時点と撮 像を再開した時点の位置情報の差 (移動距離）に起因して生じるデータ欠落を補償 するように行なう。
[0009] 本発明の MRI装置によれば、移動手段を移動しながら撮像している間に撮像の停 止と再開があった場合にも、連続して撮像を行なった場合と同様に移動手段の移動 方向に連続したデータを取得することができるので、移動手段の移動方向に連続し た広 、視野の画像を取得することができる。
[0010] 本発明の MRI装置において、前記移動手段の移動距離は、例えば、一時停止の 指令を受け付けた後、前記移動手段の動作が停止するまでのオーバーランを含む。 また本発明の MRI装置において、前記移動手段の移動距離は、再開の指令により 移動手段が移動し始めて力 撮像が開始するまでに移動する距離を含む。
これにより移動手段の特性に関わらず、確実にデータの連続性を保つことができる
[0011] 本発明の MRI装置において、制御手段は、撮像手段による動作が再開する時の 移動手段の位置を、前記移動距離と同距離戻すことによって前記移動距離を補償 する。或いは、制御手段は、撮像手段による動作が再開する時の撮像位置を、前記 移動距離と同距離シフトすることによって前記移動距離を補償する。
さらに本発明の MRI装置は、一時停止までに取得されたデータを保存する記憶部 を備える。制御手段は、一時停止までに取得されたデータの一部と再開後に取得し たデータとを用いて画像再構成するように前記撮像手段を制御する。
[0012] また本発明の核磁気共鳴撮像方法は、（1)被検体を移動させながら、高周波磁場 、傾斜磁場等を印カロして核磁気共鳴信号を受信しながら撮像を行なう工程と、（2)前 記撮像及び移動を一時停止させる工程と、 (3)前記撮像及び移動を再開させる工程 と、（4)前記一時停止した前記被検体の停止位置と、再開させた前記被検体の再開 位置を検出する工程と、（5)前記停止位置と前記再開位置との差を基に、前記差に 起因して生じるデータ欠落を補償するように再開時の前記被検体の移動及び撮像を 制御する工程を備える。
また本発明の核磁気共鳴撮像方法は、工程（1)が、（6)前記一次停止までに得た 前記核磁気共鳴信号を記憶する工程と、（7)前記再開後に得た前記核磁気共鳴信 号を記憶する工程を含み、（8)前記工程 (6)及び (7)により得られた核磁気共鳴信 号を基に、画像再構成をする工程を備える。
発明の効果
[0013] 本発明によれば、撮像の一時停止と再開の指令を前記制御手段に送るための入 力手段を備えたことにより、連続移動撮像における撮像制御を容易に行なうことがで きる。特に撮像の一時停止力も再開までに生じうる移動手段と撮像断面とのずれを補 償する手段を設けたことにより、このようなずれによって生じる画像の劣化を防止する ことができる。また一時停止までに取得したデータを無駄にすることなぐ再開後のデ ータとともに画像再構成に用いることができる。
発明を実施するための最良の形態
[0014] 以下、本発明の MRI装置について、図面を参照して詳述する。
図 1は本発明が適用される MRI装置の概要を示すブロック図である。この MRI装置 は、被検体 101が置かれる空間に静磁場を発生する磁石 102と、この空間 (静磁場空 間）に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル 103と、被検体 101の組織を構成する原子 の原子核を励起するための高周波磁場を発生する RFコイル 104と、被検体 101が発 生する MR信号を検出する RFプローブ 105と、被検体 101を静磁場空間で移動させる ためのベッド 112とを備えている。ベッド 112は、ベッド制御部 114により駆動制御され、 例えば被検体 101の体軸方向（H-F方向）に移動でき、ベッド 112の位置は、ベッド制 御部 114に備えられたエンコーダ等の位置検出機構 115により検出できるようになって いる。
[0015] 傾斜磁場コイル 103は、 Χ,Υ,Ζの 3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電 源 109からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これによつて被検体 101の 撮像断面が選択され、また MR信号に位置情報が付与される。 MRI装置では、通常、 スライス方向、位相エンコード方向、読み出し方向の傾斜磁場が用いられ、これらは 3 方向の傾斜磁場コイルを組み合わせることにより、装置座標系に対し任意の方向に 選択することができる。
[0016] RFコイル 104は、 RF送信部 110の信号に応じて高周波磁場を発生する。 RFコイル 10 4が発生する高周波磁場の周波数は、静磁場の強度における検査対象となる原子核 スピンの共鳴周波数に設定される。検査対象となる原子核スピンは、通常はプロトン であるが、これに限定されない。 RFプローブ 105の信号は、信号検出部 106で検出さ れ、信号処理部 107で信号処理され、また計算により画像データに変換される。計算 途中のデータや画像データは記憶部 113に格納される。画像データは表示部 108で 画像として表示される。 [0017] 傾斜磁場電源 109、 RF送信部 110、信号検出部 106の動作は、撮像法によって決ま るパルスシーケンスに則り制御部 111で制御される。制御部 111は、パルスシーケンス に従った撮像の制御とともにベッド制御部 114を制御し、撮像速度とベッド移動速度 が適切な関係に保たれるようにするとともに、撮像の一時停止や再開時に必要な制 御を行う。制御部 111には図示しないが制御に必要な指令を入力するための入力手 段が備えられており、パルスシーケンスの選択や撮像に必要なパラメータの設定、さ らに撮像後の一時停止や再開の指令を入力できるようになつている。
[0018] また本発明の MRI装置は、上述した撮像の一時停止や再開の指令に対応して、制 御部 111が停止の間のデータ欠落を補償する機能を備えている。データの欠落は、 主として、一時停止力 再開の間に生じる撮像断面とベッド位置との微小なずれに起 因する。制御部 111は、一時停止 Z再開の指令があると、撮像断面とベッド位置との 微小なずれを算出し、一時停止の時点と同じになるようにベッド位置及び Z又は撮 像断面の微調整を行なう。同時に、一時停止となるまでの撮像によって計測したデー タを保存し、必要に応じて保存したデータの一部を用いて画像再構成を行なう。
[0019] このような機能を行なう受信系及び制御部 111の詳細を図 2に示す。
RFプローブ 105を構成する受信コイル 201が検出したエコー信号は、受信コイル毎 に備えられたプリアンプ 202で増幅された後、信号検出部 106において参照 RF信号 を用いて所定のサンプリング時間、 AD変換及び直交検波回路 203で AD変換される とともに直交検波され、二系列のデジタル信号に変換される。二系列のデジタル信号 は順次記憶部 113に k空間データとして記憶されるとともに、信号処理部 107において 一組のデータ毎にフーリエ変換され、画像データに再構成される。 RFプローブ 105が 複数の受信コイル 201からなる場合には、各受信コイルの画像データが合成回路 205 で合成される。複数の画像データから 1枚の全身画像を描出する場合にも、合成回 路 205で合成される。
[0020] 制御部 111は、撮像中に入力手段 116から撮像の一時停止（PAUSE)の指令が入力 されると、それまでに取得したデータの一部を用いて画像を再構成し、残りの一部は 、再開後に取得されるデータとともに画像再構成するために記憶部 113に保存する。 また一時停止後のベッドのオーバーラン及び再開後に撮像可能なベッド移動速度に 達するまでのベッド移動量 (助走距離)を算出し、それに基き撮像再開時の撮像断面 或いはベッド位置の微調整を行なう。撮像断面の微調整は、例えばエコー受信時の
RFの検出位相を変化させることにより行なう。その詳細は後述する。また入力手段 11 6から撮像再開（RESUME)の指令が入力されると、ベッド制御部 114を介してベッドの 移動を開始し、ベッドが一定速度になった時点で、撮像を開始する。
[0021] 次に、このような構成における MRI装置で実施されるムービングベッド撮像を説明 する。
図 3は、本発明のムービングベッド撮像の第 1の実施の形態を示す図で、この実施 の形態では、ベッドを被検体 101の HF方向（X方向）に移動させながら、 COR面を撮 像断面として撮像を行なう。撮像中、撮像視野 (FOV)は装置座標系に対し固定され ている。図（a)、（b)は被検体 101と撮像断面 301-1、 301-2との関係を示す平面図及 び側面図で、（c)は撮像時に取得されたエコー信号 302-1〜302-16を読み出し方向 にフーリエ変換した後のデータを示す図である。
[0022] 撮像のためのノルスシーケンスとしては、公知の高速シーケンスを採用できる。一 例として、一般的な 2Dグラディエントエコーシーケンスを図 4に示す。 2Dダラディエン トエコーシーケンスでは、撮像断面を選択する選択傾斜磁場 402とともに被検体の核 スピンを励起する周波数の RFパルス 401を印加し、次!、で位相エンコード方向の傾 斜磁場 404を印加し、さらに読み出し傾斜磁場 405を印加しながら、励起 RFパルス 40 1印加からエコー時間 407経過後にエコー信号 406を計測する。図 3に示す実施の形 態では、 COR面を撮像面としているので、スライス方向（z方向）をベッドの移動方向 に直交する方向とし、位相エンコード方向（y方向）を被検体の左右方向、読み出し 方向（X方向）をベッドの移動方向としている。
[0023] このようなシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場 404の強度を変化させながら所定 の繰り返し時間 408で繰り返す。ベッドが固定された状態で行なう通常の撮像であれ ば、 1組の 2D画像データに必要な繰り返し回数 (位相エンコード数、 3Dであれば、ス ライスエンコード数 X位相エンコード数)、繰り返すことにより撮像が終了するが、ムー ビングベッド撮像ではベッドの移動に伴い被検体における FOVは変化することにな るので、複数の FOVに対応した複数断面の画像データが得られるまで図 4のシーケ ンスを繰り返す。この際、ベッドが FOVを移動し終わる速度と、 1撮像断面に対応す る画像データを取得し終わる速度がほぼ同一となるようにベッドの速度及び撮像速 度が制御される。
[0024] こうして得られたエコー信号 302を X方向にフーリエ変換し、対応する X方向の位置 に配置したものを図 3 (c)に示す。図中、エコー信号の符号の最後の数字は、エコー 番号 (信号の取得番号)である。この図では、説明を簡単にするために、位相ェンコ一 ド数が 8の場合、即ち 8エコーで y方向の位相エンコーディングが終了する場合を示 している。
[0025] 即ち、例えば位相エンコードをシーケンシャルに変化させながらエコー 302-1〜302 -8まで取得し、全位相エンコードの計測が終了したならば、エコー 302-1と同 Cf立相 エンコードに戻り、エコー 302- 9からエコー 302- 16まで取得する。エコー 302- 16を取 得した時点で、撮像断面 301-1を再構成するために必要な信号が全て取得できたこ とになるので、撮像断面 301-1に対応するデータ（図 3 (c)の点線で囲んだ枠内のデ 一タ）^ y方向にフーリエ変換することにより撮像断面 301-1の画像データが再構成さ れる。以下、連続的にベッドを移動しながら撮像し、各撮像断面の全データが揃う度 にフーリエ変換することにより各撮像断面の画像データが再構成される。
[0026] このような撮像の最中に、入力手段 116を介して撮像一時停止（PAUSE)の指令が 入力されると、制御部 111はベッド制御部 114及び撮像系（傾斜磁場電源 109、 RF送 信部 110、信号検出部 106)を制御し、ベッドを停止するとともに撮像を停止する。この 時点で、例えば、図 5 (c)に示すようにエコー 502-1〜502-5までが取得されていたと すると、制御部 111は最後のエコー信号 502-5を計測した際の撮像条件 (位相ェンコ ード数）を記憶するとともに、エコー 502-1〜502-5のデータのうちそれ以前のデータと ともに画像再構成に使用できるデータを用いて画像再構成を行い、画像再構成に用 V、られな力つた部分にっ 、ては記憶部に記憶する。
[0027] さらに制御部 111は、次に撮像停止時点 tから再開までのデータ欠落をなくすため
0
に、撮像停止後のベッドのオーバーランによって移動した距離 L1と、ベッドが速度ゼ 口から所定の速度に達するまでに移動しなければならない距離 L2との合計 (LI +L 2)を算出し、その合計の距離分、ベッドをオーバーランして停止した位置力 逆送す る。このような操作をしない場合、ベッド位置は、図 6 (a)に示すように、停止後のォー バーランによって移動した距離 L1と、再開後に撮像可能な所定の速度に達するまで の移動した距離 (助走距離) L2とを足した分、撮像停止時点 t力も移動していること
0
になるので、この状態で、撮像停止直前のエコー番号に連続するエコー番号で撮像 を開始すると、図 5 (c)に示すように中断再開の以前に取得したデータ 502-1〜502-5 と以後に取得するデータ 502-9〜502-13との間にデータ 503の欠落を生じることにな る。
[0028] これに対し、図 6 (b)に示すように、再開に先立ってベッドをオーバーラン L1と一定 速度に達するまでの移動距離 L2とを合計した距離戻しておいた場合には、再開 (RE SUME)の指令を受けて、ベッドの移動を開始し、ベッドの速度が一定となった時点で 撮像を開始すると、その時点で撮像断面は撮像を一時停止した位置と全く同じ位置 にあることになる。従って連続するエコー番号で撮像を開始してもデータの欠落を生 じることなく (即ち画像の劣化を招くことなく)撮像を続けることができる。再開後に取得 したデータは、それ以前に取得したデータと同じデータ空間（k空間）に連続して格納 することができ、データの無駄を生じることもない。
[0029] なおベッド停止後にオーバーランする距離 L1及び停止後のベッドが所定の速度に 達するまでに移動する距離 L2は、ベッド制御部 114に備えられたエンコーダ等の位 置検出機構 115から検出することができ、制御部 111は位置検出機構 115から得た距 離を用いてベッドを逆送する距離を算出することができる。或いはベッドのオーバー ラン及び助走のための距離は、ベッド撮像時の速度が決まればベッド及びその駆動 機構の特性によって決まる値なので、予めベッド移動速度の関数として記憶しておき 、それを用いるようにしてもよい。
[0030] このように本実施の形態によれば、入力手段からの一時停止及び再開の指令を受 けて、一時停止から再開までの間に移動するベッドの移動量を勘案してベッドを逆送 させるようにしたので、撮像停止までのデータを無駄にすることなぐ再開後に取得す るデータと合わせて画像の劣化のない画像データを再構成することができる。
[0031] なお上記実施の形態では、撮像停止力 再開までの間に移動するベッドの移動量 に合わせてベッドを逆送させる場合を説明したが、ベッドを逆送する代わりに、撮像 位置をベッドの移動量に合わせてシフトさせることも可能である。すなわち、撮像停止 力 再開までの間にオーバーランと助走距離が存在するとすると、撮像断面はその 距離分、移動していることになる。そこで再開後の撮像断面を移動後の位置に調整し て撮像を開始すると、図 6 (c)に示すように、撮像位置を横軸にとった場合、撮像位 置は停止時と再開時とで連続し、データの欠落を生じず、前後のデータを用いて画 像を再構成することが可能となる。図 6 (d)は、この場合に撮像断面位置のオフセット が停止時と再開時でどのように変わるかを示したものである。
[0032] 撮像断面の変更は、例えばエコー受信時の RFの検出位相を変えることにより実現 できる。具体的には、以下のような処理を行なう。
[0033] 一般的に検出される MRI信号 Sは、撮像断面を (x,y)、撮像中心を (x,y) = (0,0)とし た場合、次式（1)で表される。
[数 1]
S - jjM(x, y, z)R(x, y, z) exp { {-ίγ 12^ Gxxtx + Gyyty ) }dxdy ( 1 ) ここで γは磁気回転比、 M(x,y,z)は磁ィ匕分布、 R(x,y,z)は受信コイルの感度分布、 Gx は XX方向の傾斜磁場強度、 txは X方向傾斜磁場の印加時間、 Gzは z方向の傾斜磁 場強度、 tzは z方向傾斜磁場の印加時間である。
[0034] ここでベッド移動方向力 図 3に示すように、周波数エンコード軸 (X方向）の場合、 停止時の撮像中心を (x,y) = (X ,0)とすると、そのときの信号 Sは式 (2)であり、再開
0 0
後に撮像スライスの位置を Δ Xだけずらした場合の信号 Sは式（3)で表される。
1
[数 2]
S0 = l 2 ){Gx{x + x0)tx + Gyyty)}dxdy
Figure imgf000011_0001
= exp { (-/> 12n)Gxx0tx } J jM(x, y, z R(x, y,z) exp{(-ly/ 2π)(βχχίχ + Gyyty ) }dxdy ( 2 )
y, z)R{x, y, z) exp{(-/> 12n){Gx (x + x0 + Ax)tx + Gyyty)}dxdy
Figure imgf000011_0002
= exp { (-/> 12π)Οχ (x0 + Ax)tx } J (X, y, z)R{x, ， z) exp { (― / 2 ){Gxxtx + Gyyty ) }dxd - exp{(-i/ 12π)ΘχΑχίχ } S0
( 3 )
この関係から、（1)再開後の信号 Sに に応じた位相、6 {(47 /2兀）0 }を乗 じる、或いは（2)検出時の参照周波数の位相を exp{(i γ/2π )Gx Δ xtx}だけ変えなが ら信号を検出する、ことにより撮像断面をずらして信号を検出したのと同じことになる。
[0035] なお図 3に示す実施の形態では、ベッドの移動方向が読み出し方向である場合を 示したが、本発明はベッドの移動方向を位相エンコード方向（y方向）としてムービン グベッド撮像を行った場合にも適用可能である。この場合にも、一時停止後のオーバ 一ランと再開時の助走距離を勘案して、ベッド位置を逆送するか、撮像位置を調整 する。撮像位置の調整は、信号検出時の参照 RF信号の位相を検出エコーごとに変 更する、もしくは検出された RF信号の位相を検出エコーごとに変更することにより実 現できる。具体的には、一時停止時の撮像中心を (x,y) = (0,y )とすると、そのときの
0
信号 Sは式 (4)であり、再開後に撮像スライスの位置を Ayだけずらした場合の信号 S
2
は式（5)である。
3
[数 3]
^2 - jjM(x,y,z)R(x,y,z)exp{(-ir/2^{Gx(x)(x +Gy( + yQ)ty)}dxdy = exp{(— / 12n)Gyyaty }J J M(x, y, z)R(x, y, z) exp{ (— 12π){Οχχίχ + Gyyty)}dxdy (4)
S2 = j jM(x,y,z)R(x,y,z)exp{(-ir /2^{Gxxtx+Gy(y + y0 + Ay)ty)}dxdy
+ Gyyty)}dxdy
Figure imgf000012_0001
= exp{(-/> 12n)G^yty}x. S0
(5)
[0036] この関係から、 (1)再開後の信号 Sに、エコーごとに tyに応じた位相、 exp{(-i γ/2π
3
)GyAytyを乗じる、或いは（2)検出時の参照周波数の位相をエコーごとに exp{(iy/2 7u)Gytyだけ変えながら信号を検出する、ことにより撮像断面をずらして信号を検出し たのと同じことになる。
[0037] なおベッドの移動方向と位相エンコード方向を揃えた場合には、位相エンコード方 向に画像の折り返しを生じる可能性がある。この折り返しに対しては、例えば、ベッド の移動方向に複数の受信コイルを配置し、これら受信コイル力 の信号を用いて演 算によって折り返しを除去するなどの処理が必要となる。
[0038] 次に本発明の MRI装置が採用するムービングベッド撮像の第 2の実施の形態を説 明する。
図 7は、本発明のムービングベッド撮像の第 2の実施の形態を示す図で、この実施 の形態では、 TRS面 (y,z面）を撮像断面として、ベッドを被検体 101の HF方向（X方 向）に移動させながら 1スライスずつ撮像する。図（a)、 （b)は被検体 101と撮像断面 7 01-1、 701-2との関係を示す平面図及び側面図で、（c)は 1スライスの画像データを 読み出し方向にフーリエ変換した後のデータ 702-1〜702-3を示す図である。
[0039] 撮像のためのパルスシーケンスとしては、シングルショット FSE (高速スピンエコー 法）、シングルショット EPI (ェコープレナ一法）、高速 GrE (グラディエントエコー法）等 の公知の高速シーケンスを採用できる。例えば、 1スライスの厚さを 5mm、 1スライスの 撮像時間を 1秒、ベッドの移動速度を 5mm/sとし、マルチスライス撮像を行う。
[0040] このムービング撮像において、撮像断面 701-1の撮像が終了した時点で撮像の一 時停止の指令が入力されると、図 6 (a)に示したように、ベッドはオーバーランして停 止する。この状態で撮像の再開の指令が入力されると、ベッドは所定の速度に達する まで移動した後撮像が開始される。その結果、オーバーランと助走距離とを足した分 、ずれた位置力 撮像が開始されることとなり、データが欠落する。例えば、図 8 (c)に 示すように、データ 702-1を取得した時点で撮像が停止したとすると、それ以降のデ ータ 702-2、 702-3は、実線で示す本来の位置ではなぐ点線で示す位置の断面 702 ，-2、 702，-3が計測されることになる。そこで、本実施の形態においても、一時停止の 指令が入力されたならば、オーバーランする距離 L1と助走距離 L2を算出し、その分 ( Δ χ)、ベッド 112を逆送しておく。この状態で撮像の再開の指令が入力されると、ベ ッドが所定の速度に達して撮像が開始される時点では、同じスライス選択条件で撮像 することにより撮像断面 701-2が選択され、データの欠落を生じることなぐ連続した 撮像断面の撮像を行なうことができる。
[0041] この実施の形態でもベッドの逆送の代わりに撮像断面をベッドの移動距離分（ Δ X) シフトさせることも可能である。本実施の形態における撮像断面のシフトは、再開後の 励起周波数を変更することによって実現できる。具体的には、スライス選択は次式 (6 )で表されるスライス傾斜磁場 Gsで行なわれ、スライス中心位置 χθを励起する場合の 照射 RFパルスの中心周波数 1Όは、次式（7)で表される。 画
Gs 二 Gs0 x x ( 6 )
Figure imgf000014_0001
[0042] 従って再開後に撮像断面の位置を Δ χだけずらす場合には、再開後の励起周波数 flを次式 (8)に変更すればよい。
[数 5]
/^ (χ / 2π)Ο50 χ (χ0 + Αχ) (8)
[0043] 本実施の形態においても、撮像の一時停止力 撮像が開始可能になるまでのべッ ドの移動距離を補償して撮像を再開するようにしたので、ベッドの移動によるデータ の欠落がなぐまた一時停止までに取得したデータを無駄にすることなぐ連続して 撮像を行った場合と同様に画質の劣化のない画像を得ることができる。
以上、本発明の実施の形態として、ベッドを被検体の Η— F方向に移動させながら COR断面或いは TRS断面を撮像する場合を説明したが、撮像断面はこれらに限定 されることなく、例えば、矢状断面などを撮像する場合にも適用することができる。ま た位相エンコード方向及び読み出し方向についても任意に変更することができ、その 方向に応じて上述した式 (3)、（5)、（8)を適用して、撮像断面の変更などを実現で きる。
[0044] また本発明の MRI装置で実行するノ ルスシーケンスも上記説明にお 、て例示した ものの他、撮像速度をベッドの移動速度との関係が所定の関係に調整できるもので あれば、任意の撮像方法、例えば、ラディアルスキャンであってもよいし、 2D撮像で はなく 3D撮像であってもよ 、。
産業上の利用可能性
[0045] 本発明の MRI装置は、種々の撮像に適用することができ、例えば、 ΕΡΙをベースと した拡散強調撮像（DWI : Diffusion Weighted Imaging)や FSEをベースとして冠動脈 撮像や汎用 T2強調画像を得ることが可能である。特に MRI装置として、図 9に示す ように、静磁場空間を体軸方向に厚さが薄く（例えば撮像領域が 64mm程度）に構成 することにより、 X線 CT装置と同様にベッドを移動させながら SNRの良好な画像を撮 像することができる。具体的にはスライス厚さ lmn！〜 2mmの 3D撮像を行うことにより 薄スライスながら SNRが大幅に向上する。また 3D— TOFを採用することにより非造 影撮像の画質が大幅に向上する。さらに肝臓等の息止め 3D撮像をベッドを移動しな 力 行うことにより視野拡大ができる。
図面の簡単な説明
[0046] [図 1]本発明が適用される MRI装置の全体構成を示す図
[図 2]本発明の MRI装置の要部の機能を説明するためのブロック図
[図 3]本発明の MRI装置が採用するムービングベッド撮像の第 1の実施の形態を示 す図
[図 4]ムービングベッド撮像に好適なパルスシーケンスの一例を示す図
[図 5]ムービングベッド撮像の一時停止及び再開によるデータの欠落を説明する図
[図 6]データ欠落の補償を行う手段を説明する図
[図 7]本発明の MRI装置が採用するムービングベッド撮像の第 2の実施の形態を示 す図
[図 8]ムービングベッド撮像の一時停止及び再開によるデータの欠落を説明する図 [図 9]本発明を適用するための MRI装置の全体概要を示す図
符号の説明
[0047] 101 · · '被検体、 102·· '静磁場磁石、 103·· '傾斜磁場コイル、 104· · 'RFコイル、 105 •••RFプローブ、 106···信号検出部、 107···信号処理部、 108···表示部、 111··· 制御部、 112·· 'ベッド、 113· · ·記憶部、 114· · ·ベッド制御部、 115· · ·位置検出機構
、 116…入力部

Claims

請求の範囲
[1] 静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段が発生する静磁場空間に対し被検体を 移動させる移動手段と、前記静磁場空間に高周波磁場及び傾斜磁場を印加するとと もに被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信し、前記被検体の磁気共鳴像を形 成する撮像手段と、前記移動手段の移動及び撮像手段による撮像を制御する制御 手段とを備えた核磁気共鳴撮像装置であって、
撮像の一時停止と再開の指令を前記制御手段に送るための入力手段を備えたこと を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[2] 請求項 1記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、撮像一時停止の指令を受け付けた時点における前記移動手段 の位置情報と撮像を再開した時点の前記移動手段の位置情報を基に、再開時の移 動手段及び Z又は撮像手段の動作を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装 置。
[3] 請求項 2記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記再開時の移動手段及び Z又は撮像手段の動作の制御は、撮像一時停止の 指令を受け付けた時点と撮像を再開した時点の位置情報の差 (移動距離）に起因し て生じるデータ欠落を補償するように行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[4] 請求項 3に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記移動手段の移動距離は、一時停止の指令を受け付けた後、前記移動手段の 動作が停止するまでにオーバーランする距離を含むことを特徴とする核磁気共鳴撮 像装置。
[5] 請求項 3に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記移動手段の移動距離は、再開の指令により移動手段が移動し始めて力 撮像 が開始するまでに移動する助走距離を含むことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[6] 請求項 3に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記移動手段の移動距離は、一時停止の指令を受け付けた後、前記移動手段の 動作が停止するまでにオーバーランする距離と前記再開の指令により移動手段が移 動し始めて力 撮像を開始するまでに移動する助走距離とを合算した距離であること を特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[7] 請求項 3な 、し 6の 、ずれか 1項に記載の核磁気共鳴撮像装置にぉ 、て、
前記移動手段は、位置検出機構を備え、
前記制御手段は、前記位置検出機構によって検出される前記移動手段の位置に 基づいて前記移動距離を算出することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[8] 請求項 4な 、し 6の 、ずれか 1項に記載の核磁気共鳴撮像装置にぉ 、て、
前記撮像時における前記移動手段の移動速度を用いて、前記オーバーランによる 距離及び Zまたは助走距離を算出することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[9] 請求項 3に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、撮像手段による動作が再開する時の移動手段の位置を、前記 移動距離と同距離戻すことによって前記データの欠落を補償することを特徴とする核 磁気共鳴撮像装置。
[10] 請求項 3に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、撮像手段による動作が再開する時の撮像位置を、前記移動距 離と同距離シフトすることによって前記データの欠落を補償することを特徴とする核 磁気共鳴撮像装置。
[11] 請求項 1ないし 3のいずれか 1項に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、前記移動手段の移動方向と平行な面を撮像断面とし、前記核磁 気共鳴信号の受信時に印加する読み出し傾斜磁場の印加方向を前記移動手段の 移動方向と同じ方向とするように前記撮像手段を制御することを特徴とする核磁気共 鳴撮像装置。
[12] 請求項 11記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記撮像断面は、被検体の冠状断面または矢状断面であることを特徴とする核磁 気共鳴撮像装置。
[13] 請求項 1な!、し 3の 、ずれか 1項に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、前記移動手段の移動方向と直交する面を撮像断面とするように 前記撮像手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[14] 請求項 1ないし 3いずれか 1項に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、 一時停止までに取得されたデータを保存する記憶部を備えたことを特徴とする核磁 気共鳴撮像装置。
[15] 請求項 14に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記撮像手段は、一時停止までに取得されたデータの一部と再開後に取得したデ 一タとを用いて画像再構成することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[16] 請求項 14に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記撮像手段は、一時停止までに取得されたデータの一部を用いて画像再構成し 、一時停止までに取得されたデータの他の一部と再開後に取得したデータとを用い て画像再構成することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
[17] (1)被検体を移動させながら、高周波磁場、傾斜磁場等を印加して核磁気共鳴信号 を受信しながら撮像を行なう工程と、
(2)前記撮像及び移動を一時停止させる工程と、
(3)前記撮像及び移動を再開させる工程とを備えた核磁気共鳴撮像方法にぉ ヽて、
(4)前記一時停止した前記被検体の停止位置と、再開させた前記被検体の再開位 置を検出する工程と、
(5)前記停止位置と前記再開位置との差を基に、前記差に起因して生じるデータ欠 落を補償するように再開時の前記被検体の移動及び撮像を制御する工程を備えたこ とを特徴とする核磁気共鳴撮像方法。
[18] 請求項 17記載の核磁気共鳴撮像方法であって、
前記工程（1)は、
(6)前記一時停止までに得た前記核磁気共鳴信号を記憶する工程と、
(7)前記再開後に得た前記核磁気共鳴信号を記憶する工程を含み、
(8)前記工程 (6)及び (7)により得られた核磁気共鳴信号を基に、画像再構成をす る工程を備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮像方法。
[19] 請求項 17または 18に記載の核磁気共鳴撮像方法であって、
(9)前記工程（2)において一時停止の指令を送ったときの被検体の位置と、前記ェ 程 (3)にお 、て撮像を開始した時の被検体の位置との差を移動距離として求めるェ 程を備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮像方法。 請求項 19記載の核磁気共鳴撮像方法であって、 前記工程（9)は、
(10)前記被検体の移動の一時停止の指令を送った後のォ 求める工程を含むことを特徴とする核磁気共鳴撮像方法。
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