WO2010064572A1 - 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法 Download PDF

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resonance imaging
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秀樹 熊井
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    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for measuring nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and imaging nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a measurement method, and particularly relates to improvement in imaging efficiency of synchronous measurement.
  • ⁇ MRI '' Nuclear magnetic resonance imaging
  • NMR signals echo signals
  • the echo signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field and is frequency-encoded and measured as time-series data.
  • the measured echo signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • imaging with the MRI apparatus generally requires imaging time of several minutes to several tens of minutes, body movement such as heartbeat and breathing of the subject cannot be avoided during imaging. For this reason, it is known that artifacts derived from body movement occur on the image and the image quality deteriorates.
  • a biological signal is detected by attaching a cardiac electrode or a pulse wave sensor to the subject as disclosed in Patent Documents 1 to 3, and detection is performed.
  • a method is used in which the captured biological signal is used as a trigger signal and the timing at which echo signals are collected is synchronized with the motion of the heart and the like.
  • artifacts on images derived from body movements are excellent by selectively measuring echo signals only in the time phase of a relatively small movement of the subject in synchronization with the trigger signal. Is suppressed.
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 there remains a problem that the imaging time is extended in order to selectively measure the echo signal only in the time phase of a relatively small movement of the subject.
  • a three-dimensional scan is performed in which the operation of collecting echo signals for a predetermined slice encoding amount is repeated for every certain number of heartbeats in the diastole. This eliminates the influence of turbulent blood flow and measures the echo signal in a stable blood flow state to increase the contrast of the reconstructed image, but repeats the pulse sequence every certain number of heartbeats For this reason, the problem of extending the imaging time remains unsolved.
  • an object of the present invention is to maintain a desired image contrast and shorten an imaging time in imaging using an MRI apparatus in synchronization with a subject's periodic body movement information.
  • the present invention provides an echo signal measurement period in a synchronous measurement of an echo signal synchronized with trigger information detected from the periodic body motion information of a subject having periodic body motion. , Providing at least one of the first period before and the second period after, dividing the K space into a plurality of partial areas, measuring echo signals corresponding to the partial areas on the low spatial frequency side, and the high spatial frequency side At least one of the first period and the second period is made different in the measurement of the echo signal corresponding to the partial area.
  • the MRI apparatus of the present invention controls a detection unit that detects trigger information from periodic body movement information of a subject, and synchronous measurement that measures an echo signal from the subject in synchronization with the trigger information.
  • a measurement control unit, and an arithmetic processing unit that acquires an image of a subject based on K space data in which echo signal data is arranged in K space, and synchronous measurement is performed during an echo signal measurement period, At least one of the first period and the second period is provided before, the arithmetic processing unit divides the K space into a plurality of partial regions, and the measurement control unit echoes corresponding to the partial region on the low spatial frequency side. At least one of the first period and the second period is made different between the signal measurement and the echo signal measurement corresponding to the partial region on the high spatial frequency side.
  • the synchronous imaging method of the present invention also includes a detection process for detecting trigger information from periodic body motion information of a subject, and a measurement system for controlling synchronous measurement for measuring an echo signal from the subject in synchronization with the trigger information.
  • At least one of the first period before and the second period after the signal measurement period is provided, and the measurement control step includes measuring the echo signal corresponding to the partial area on the low spatial frequency side, and measuring the high spatial frequency side. At least one of the first period and the second period is made different in the measurement of the echo signal corresponding to the partial region.
  • the imaging time can be shortened while maintaining a desired image contrast in imaging synchronized with the periodic body motion information of the subject.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall basic configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of electrocardiographic synchronization measurement according to the first embodiment of the present invention.
  • (a) is a figure which shows the R wave of the electrocardiogram waveform as a trigger signal, and the time table of echo signal measurement, respectively.
  • (b) is a diagram showing a sequence chart of a pulse sequence for echo signal measurement.
  • FIG. 5 is a follow chart showing process follow of the first embodiment of the present invention.
  • the flowchart which shows the determination processing flow of the echo data number (N) measured in 1 heartbeat cycle.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of electrocardiographic synchronization measurement according to the second embodiment of the present invention.
  • (a) is a diagram showing a time table for trigger signal measurement and echo signal measurement when acquiring a T2-weighted image
  • (b) is a diagram showing a sequence chart of a pulse sequence for echo signal measurement.
  • 9 is a follow chart showing process follow-up according to the second embodiment of the present invention.
  • the follow chart which shows the setting processing flow of the trigger signal waiting frequency (NT) according to a partial area.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
  • This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject.As shown in FIG. 1, the MRI apparatus includes a static magnetic field generation unit 2, a gradient magnetic field generation unit 3, a transmission unit 5, The receiving unit 6, the information processing unit 7, and the measurement control unit 4 are configured.
  • the static magnetic field generator 2 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1 if the vertical magnetic field method is used, and in the direction of the body axis if the horizontal magnetic field method is used. Therefore, a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the subject 1.
  • the gradient magnetic field generator 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three-axis directions of X, Y, and Z, which are coordinate systems (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and a gradient magnetic field power source 10 that drives each gradient magnetic field coil It consists of.
  • the gradient magnetic field power supply 10 of each coil is driven in accordance with a command from the measurement control unit 4 to be described later, so that the subject 1 lies in the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the X, Y, and Z directions. Applied to the static magnetic field space.
  • a slice direction gradient magnetic field pulse is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 1, and the remaining planes orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other are set.
  • a phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in two directions, and position information in each direction is encoded in the echo signal.
  • the transmitter 5 irradiates the subject 1 with a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) in order to induce an NMR phenomenon in the nuclear spin of atoms constituting the living tissue of the subject 1.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the measurement control unit 4, and after the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13, the subject 1 By being supplied to the high-frequency coil 14a arranged close to the RF pulse, the subject 1 is irradiated with the RF pulse.
  • the receiving unit 6 detects an echo signal emitted by the NMR phenomenon of the nuclear spin constituting the living tissue of the subject 1, and receives a high frequency coil (receiving coil) 14b on the receiving side, a signal amplifier 15, and quadrature detection. And an A / D converter 17.
  • the echo signal of the response of the subject 1 induced by the RF pulse irradiated from the high frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high frequency coil 14b arranged close to the subject 1 and amplified by the signal amplifier 15. After that, it is divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the command from the measurement control unit 4, and each is converted into a digital quantity by the A / D converter 17 and calculated as an echo signal. It is sent to the processing unit 7.
  • an echo signal converted into a digital quantity is referred to as echo data.
  • the measurement control unit 4 controls the gradient magnetic field generation unit 3, the transmission unit 5, and the reception unit 6 on the basis of a predetermined pulse sequence to apply the RF pulse and the gradient magnetic field pulse and to measure the echo signal. It is a control means to repeat.
  • the measurement control unit 4 operates under the control of the CPU 8, and sends various commands necessary for echo signal collection necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 1 to the gradient magnetic field generation unit 3, the transmission unit 5, and the reception unit 6. To control them.
  • the information processing unit 7 performs various data processing and display and storage of processing results, and includes a CPU (arithmetic processing unit) 8, an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, and a display 20. .
  • a CPU arithmetic processing unit
  • the echo data is stored in a memory corresponding to the K space in the CPU 8 (hereinafter described that the echo signal or echo data is arranged in the K space. Means that echo data is written and stored in this memory, and echo data arranged in K space is called K space data).
  • the CPU 8 performs arithmetic processing such as signal processing and image reconstruction on the K space data, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20 and records it in the external storage device. To do.
  • the operation unit 25 receives input of various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the arithmetic processing unit 7 from the operator, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation unit 25 is disposed close to the display 20, and the operator controls various processes of the MRI apparatus interactively through the operation unit 25 while looking at the display 20.
  • the MRI apparatus further includes a cardiac electrode 31 that is attached to the subject and obtains an electrocardiographic waveform signal from the subject, and a signal from the cardiac electrode is input to obtain an electrocardiographic waveform of the subject.
  • the electrocardiogram waveform information (an example of periodic body movement information) detected by the electrocardiogram waveform monitor 32 is input to the CPU 8 via the measurement control unit 4, and the measurement control unit 4 synchronizes with the trigger signal (trigger information).
  • the synchronous measurement is controlled by controlling each of the above parts based on a predetermined pulse sequence.
  • the high-frequency coil 14a and the gradient magnetic field coil 9 on the transmission side are located within the static magnetic field space of the static magnetic field generating unit 2 into which the subject 1 is inserted, and to the subject 1 if the vertical magnetic field method is used. Oppositely, if it is a horizontal magnetic field system, it is installed so as to surround the subject 1. The high-frequency coil 14b on the receiving side is installed so as to face or surround the subject 1.
  • the nuclide to be imaged by the current MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject as widely used in clinical practice.
  • K-space division First, the division of the K space according to the present invention will be described.
  • the first period before and the second period after the measurement period of the echo signal At least one of the above is provided.
  • the K space is divided into a plurality of partial areas, and an echo signal measurement corresponding to the low spatial frequency side partial area and an echo signal measurement corresponding to the high spatial frequency side partial area are performed in the first period. And at least one of the second periods is different.
  • FIG. 2 shows a three-dimensional K-space 200 in the slice encoding direction (kz), symmetrically with respect to a plane perpendicular to the Slice (kz) axis passing through the origin, and three regions (regions 201, 202, 203) shows an example of division.
  • the CPU 8 divides the three-dimensional K space into a partial region 201 on the low spatial frequency side including the origin, and two partial regions 202-1 and 203-1 and 202 on the high spatial frequency side on both sides thereof. -2 and 203-2 (numbers after the hyphen "-" are divided into 1 on the positive side of the K-space slice encoding direction (Kz) and 2 on the negative side). Further, the division ratio can be changed according to the operator's setting.
  • the partial area 201 is set to 50% of the entire 3D K space
  • the partial area 202 and the partial area 203 are set to be 25% of the entire 3D K space
  • the 3D K space is A divided example is shown.
  • the K space may be further divided in the phase encoding direction.
  • the ratio of each divided area to the entire 3D K space is an imaging parameter that can be changed by the operator.
  • the setting of the ratio of each divided region to the entire K space can be performed by an operator via a GUI 300 as shown in FIG. 3, for example.
  • the CPU 8 determines the ratio (Data Rate) of each partial area to the whole.
  • the tag is displayed on the display 20, and the operator inputs and sets a desired numerical value to the ratio tag (302, 303, 304) for the entire three-dimensional K space for each partial region. Based on these operator setting inputs, the CPU 8 determines the ratio of each partial area and notifies the measurement control unit 4 of this setting information.
  • the operator inputs and sets only the segment number # 301 of the three-dimensional K space and the ratio of the partial area on the low spatial frequency side of the K space to the entire K space Data ⁇ Rate 302.
  • the CPU 8 calculates and determines the ratio of the remaining partial areas with respect to the entire K space, assuming that the ratio of the remaining partial areas with respect to the entire K space is determined, and measures the ratio of each partial area with the measurement control unit 4. It is also possible to notify.
  • heart beat is assumed as body motion
  • an electrocardiogram waveform is assumed as periodic body motion information
  • an R wave of the electrocardiogram waveform is used as a trigger signal (an example of trigger information)
  • an echo signal is synchronized with this trigger signal.
  • Each embodiment of the present invention will be described with an example of an electrocardiogram synchronous measurement for controlling the measurement.
  • the present invention is not limited to electrocardiographic synchronization measurement, but can be applied to other periodic body movements such as blood flow pulsations and joint periodic movements.
  • a delay time is set between the trigger information and the measurement period of the echo signal, and the delay time in the measurement of the echo signal corresponding to the partial area on the high spatial frequency side is set to the low space.
  • the delay time in the measurement of the echo signal corresponding to the partial region on the frequency side is made shorter.
  • FIG. 5 shows an example of the electrocardiographic synchronization measurement according to the present embodiment, in which the electrocardiographic waveform of the subject is detected and the R wave is used as a trigger signal in synchronization with this.
  • FIG. 5 (a) shows an R wave of an electrocardiographic waveform as a trigger signal and a time table for echo signal measurement.
  • FIG. 5B shows a sequence chart of an example of a pulse sequence for echo signal measurement.
  • the measurement control unit 4 drives the pulse sequence in synchronization with the trigger signal 501.
  • the measurement control unit 4 repeats this pulse sequence with a short repetition time (TR) and measures an echo signal (503), but during the echo signal measurement of the partial area 201, the trigger signal is delayed until a certain time (Delay time) elapses.
  • TR short repetition time
  • Delay time a time elapses.
  • This blank shot 502 has the same pulse sequence but does not measure an echo signal or does not use it for image reconstruction even if it is measured.
  • the reason for setting a certain Delay time from the trigger signal and performing the idle shot is that the time of the Delay time is because the heart moves fast during the systole of the heart, and the heart moves relatively slowly. This is because the echo signal is measured in the diastole. As a result, artifacts generated on the image due to the motion of the heart can be reduced and a high-quality image can be acquired.
  • the measurement control unit 4 repeats the pulse sequence at least once by changing the phase encoding with a short repetition time (TR) during a period when the subject's body movement is small after a certain time (Delay time) has elapsed from the trigger signal. Then, at least one echo signal corresponding to the partial area 201 is measured. Then, the measurement control unit 4 repeatedly performs the echo signal measurement by repeating the pulse sequence with a short repetition time (TR) after such a delay time, repeatedly executing a plurality of heartbeats for each heartbeat period, Measure all the corresponding echo signals.
  • TR short repetition time
  • the measurement control unit 4 sets Delay Time short, and increases the number of echo signals to be measured in one heartbeat cycle.
  • the DelayDeTime at the time of echo signal measurement of the partial area 202 is shorter by one repetition time (1TR) of the repetition time (TR) of the pal sequence than at the time of echo signal measurement of the partial area 201.
  • the delay-time reduction is not limited to 1TR, and is not limited to a pal sequence repetition time (TR) unit, and can be arbitrarily set.
  • the measurement control unit 4 sets the Delay Time at the time of measuring the echo signal of the partial area 203 even shorter than when measuring the echo signal of the partial area 202. And increase the number of echo signals measured in one heartbeat cycle.
  • the echo signal in the low spatial frequency region is an important signal that has a large intensity and dominates the image quality including the contrast of the image.
  • the echo signal in the high spatial frequency region does not affect the contrast of the image and contributes to the resolution of the image.
  • the echo signal in the high spatial frequency region since the echo signal in the high spatial frequency region has a small intensity, the influence on the image is small. Therefore, as in the present embodiment, the echo signals of the partial regions 202 and 203 are measured in the time zone required for the systole with the Delay Time being reduced, and these echo signals are used for image reconstruction. The influence of will be minor. Therefore, as in the present embodiment, the echo signal in the high spatial frequency region may be measured with a reduced DelayDeTime. Conversely, by shortening the Delay Time when measuring echo signals in the high spatial frequency region, the number of echo signals that can be measured can be increased, so that the entire imaging time can be shortened.
  • the echo signal is measured by repeating the pulse sequence with a short repetition time (TR) within one heartbeat cycle. Therefore, this embodiment is suitable for acquiring a T1-weighted image. Therefore, for example, a spin echo (SE) sequence shown in FIG. 5B is used as a pulse sequence suitable for obtaining a T1-weighted image.
  • RF, Gs, Gp, Gf, and Echo in the sequence chart shown in FIG. 5B represent an RF pulse, a slice gradient magnetic field, a phase encode gradient magnetic field, a frequency encode gradient magnetic field, and an echo signal, respectively.
  • a 90-degree RF pulse 511 is applied to the subject to excite magnetization in a desired region by 90 degrees to generate transverse magnetization.
  • a slice rephase gradient magnetic field 513 is applied to refocus the phase dispersion of transverse magnetization accompanying excitation of the desired region.
  • a slice encode gradient magnetic field 514 is applied to encode spatial information in the slice encode direction into the phase of the echo signal.
  • a frequency dephase gradient magnetic field 515 is applied to disperse the phase of transverse magnetization.
  • a slice gradient magnetic field 517 and a 180-degree RF pulse 516 are applied to reverse the transverse magnetization by 180 degrees and refocus.
  • the phase encoding gradient magnetic field 518 is applied, the spatial information in the phase encoding direction is encoded into the phase of the echo signal, and the echo signal 520 is measured while the frequency encoding gradient magnetic field 519 is applied.
  • spatial information in the frequency encoding direction is encoded in the echo signal 520.
  • Each of the above pulses is repeated at a short repetition time (TR) while changing at least one of the slice encode gradient magnetic field 514 and the phase encode gradient magnetic field 518, and the echo signal of each partial region is measured.
  • the intensity of the echo signal from the excitation region is stabilized before the echo signal is measured by performing idle shot using the above-described DelayDeTime.
  • the echo signal with a stable intensity is measured to obtain a high-quality image.
  • FIG. 6 shows an outline of the operation flow of this embodiment
  • FIG. 7 shows details of the processing of step 602 in particular.
  • These processing flows are stored in the external storage device as programs, and are executed when the CPU 8 reads them into the memory and executes them as necessary.
  • 6 and 7 for example, the operator inputs and sets the number of divisions of the three-dimensional K space in advance via the GUI shown in FIGS. 3 and 4, for example, and the CPU 8 responds to the input set value.
  • step 601 when the electrocardiographic measurement is started by the operator, the measurement control unit 4 starts reading the R wave in the electrocardiographic waveform of the subject as a trigger signal for performing synchronous measurement.
  • step 602 the number of echo signals (N), Delay time (Td), and the like measured in one heartbeat cycle are determined according to the partial region of the three-dimensional K space. Details of this determination processing will be described later with reference to FIG. Note that either of the execution orders of steps 601 and 602 may be first.
  • step 603 the measurement control unit 4 waits for a trigger signal.
  • the measurement control unit 4 When the trigger signal is received in step 604, the measurement control unit 4 performs a process of waiting for Delay time (Td) determined in step 602. During this Delay time (Td) period, the measurement control unit 4 performs the blanking 605 as described above.
  • Td Delay time
  • step 606 assuming that the time at which the delay time (Td) has passed is the timing when the subject has the least movement, echo signal measurement of one heartbeat cycle as shown in FIG. 5 is executed. That is, the measurement control unit 4 changes the application amount of the slice encode gradient magnetic field or the phase encode gradient magnetic field, and performs the measurement for the number of echo signals measured in one heartbeat cycle set in Step 602.
  • step 607 when the echo signal measurement of one heartbeat cycle is completed and the electrocardiogram synchronization measurement is not completed, the process returns to step 601 to start reading the trigger signal again and 1 according to the K space partial region.
  • the number of echo signals collected in the heartbeat cycle is determined, and steps 601 to 606 are repeatedly executed until the imaging is completed.
  • the CPU 8 uses the Delay Time (Td1) at the time of echo signal measurement of the partial area 201 and the number of echo signals to be measured (N1) as a reference, the Delay Time (Td2) at the time of the echo signal measurement of the partial area 202, The number of measured echo signals (N2), Delay Time (Td3), and number of measured echo signals (N3) at the time of echo signal measurement in the partial area 203 are obtained.
  • the number of measurement echo signals (N1) and Delay (Time (Td1) can be set by, for example, the operator setting the number of measurement echo signals (N1) and Delay time (Td1), and the operator setting the number of measurement echo signals (N1).
  • the CPU 8 may calculate the Delay Time (Td1), or after the operator sets the Delay time (Td1), the CPU 8 may calculate the number of measured echo signals (N1).
  • the Delay Time and the number of measurement echo signals in the divided region 202 and the divided region 203 can be obtained by the following equations using, for example, an imaging speedup rate Rapid Rate set by the operator as an imaging parameter.
  • N2 N1 ⁇ (1 + Rapid Rate / 100)
  • Td2 Td1 + TR ⁇ (N2-N1)
  • N3 N2 ⁇ (1 + Rapid Rate / 100)
  • Td3 Td2 + TR ⁇ (N3-N2)
  • the imaging speed-up rate Rapid Rate is, for example, so that the Delay Time finally becomes the minimum value, that is, the Delay Time at the time of echo signal measurement of the last partial area (in this case, the partial area 203) becomes the minimum value.
  • step 702 the CPU 8 determines whether or not it is the measurement of the echo signal of the partial area 202, and if so, in step 703, the Delay Time and the number of measurement echo signals are obtained by the equation (1).
  • the values are set to the values Td2 and N2 of the partial area 202, and notified to the measurement control unit 4.
  • step 704 the CPU 8 determines whether or not the echo signal of the partial area 203 is measured. If so, in step 705, the Delay Time and the number of echo signals to be measured are obtained by equation (1). The values are set to the values Td3 and N3 of the partial area 203, respectively, and notified to the measurement control unit 4.
  • the three-dimensional K space is divided into a plurality of slice encoding directions, and an echo signal is generated according to the position of the divided partial region in the slice encoding direction.
  • Delay Time By making Delay Time different when measuring the number of echo signals, it is possible to increase the number of echo signals to be measured in one heartbeat cycle and shorten the imaging time.
  • the contrast of the three-dimensional image can be maintained in a desired state by setting Delay Time at the time of measuring the echo signal of the partial region on the low spatial frequency side to be a desired image contrast.
  • the delay time at the time of measuring the echo signal of the partial area on the high spatial frequency side is made shorter than the delay time at the time of measuring the echo signal of the partial area on the low spatial frequency side, thereby
  • the imaging time can be shortened by increasing the number of echo signals measured in one heartbeat cycle in the region.
  • the two-dimensional K space is divided into a plurality of phases in the phase encoding direction, and the phase of the divided partial regions is Increase the number of echo signals to be measured in one heartbeat cycle while maintaining the desired contrast of the two-dimensional image by varying the Delay Time when measuring the echo signal according to the position in the encoding direction
  • the imaging time can be shortened.
  • a second embodiment of the MRI apparatus and the synchronous imaging method of the present invention will be described.
  • a waiting time from one echo signal measurement period to trigger information that triggers the next echo signal measurement period is set, and an echo corresponding to a partial region on the high spatial frequency side is set.
  • the waiting time in signal measurement is made shorter than the waiting time in echo signal measurement corresponding to the partial region on the low spatial frequency side.
  • the waiting time is varied by an integral multiple of one period of periodic body movement.
  • the repetition time in the case of measuring the echo signal corresponding to the partial region on the high spatial frequency side is the echo signal corresponding to the partial region on the low spatial frequency side. Shorter than the repetition time in the case of measurement.
  • This embodiment is suitable for obtaining a T2-weighted image, for example.
  • points different from the first embodiment will be described with reference to FIGS. 8 to 10, and description of the same points will be omitted.
  • FIG. 8 shows an example of the electrocardiogram synchronous measurement according to the present embodiment, in which the electrocardiographic waveform of the subject is detected and the R wave is used as a trigger signal in synchronization therewith.
  • FIG. 8 (a) shows a trigger signal and echo signal measurement time table when a T2-weighted image is acquired.
  • FIG. 8B shows a sequence chart of an example of a pulse sequence for echo signal measurement.
  • Measurement control unit 4 activates a pulse sequence and performs echo signal measurement 802-1a after a predetermined time (Delay time) has elapsed since detection of trigger signal 801-1a.
  • a pulse sequence as shown in FIG. 8B, a multi-echo type pulse sequence such as an FSE sequence or an EPI sequence capable of measuring a plurality of echo signals is used. Details will be described later.
  • the measurement control unit 4 controls measurement of a predetermined number of echo signals based on such a pulse sequence.
  • a number for example, 2, 3 heartbeats are used as a waiting time, and after this waiting time has elapsed, the pulse sequence is again detected after the trigger signal 801-1b is detected. Start up and perform echo signal measurement 802-1b.
  • the measurement control unit 4 performs a process of measuring echo signals after Delay Time and waiting for a waiting time for several heartbeat cycles as a unit for each of a plurality of heartbeat cycles (here, three heartbeats).
  • the measurement control unit 4 starts the pulse sequence after the same fixed time (Delay time) as the measurement of the partial region 201 has elapsed since the detection of the trigger signal 801-2a. Then, echo signal measurement 802-2a is performed.
  • the waiting time after that is set shorter than when the echo signal in the divided area 201 is measured.
  • the waiting time after the end of the pulse sequence is shortened by one heartbeat cycle compared to the case of the divided region 201.
  • the present embodiment is not defined as one heartbeat cycle as the degree of shortening the waiting time, and can be arbitrarily set. After this waiting time, after detecting the trigger signal 801-2b again, the pulse sequence is activated to perform echo signal measurement 802-2b.
  • the measurement control unit 4 uses, as a unit, the measurement of the echo signal after Delay Time and the waiting time for one or more heartbeat periods shorter than the echo signal measurement of the partial area 201.
  • the measurement control unit 4 sets the waiting time after the pulse sequence operation to be shorter than that of the echo signal measurement of the divided area 202 to measure the echo signal. Shorten the cycle.
  • the measurement control unit 4 starts the pulse sequence after the same fixed time (Delay time) as the measurement of the partial region 201 has elapsed since the detection of the trigger signal 801-3a. Then, echo signal measurement 802-3a is performed. The waiting time after that is set shorter than when the echo signal is measured in the divided area 202.
  • Delay time the same fixed time
  • the present embodiment provides an echo signal corresponding to a partial region on the high spatial frequency side by changing the waiting time for the repetition time (TR) of the pulse sequence for measuring the echo signal.
  • the repetition time in the case of this measurement is shorter than the repetition time in the case of the measurement of the echo signal corresponding to the partial region on the low spatial frequency side.
  • an echo signal is measured by repeating a multi-echo type pulse sequence for each one or more heartbeat cycles in accordance with the partial region.
  • the pulse sequence is repeated every plural heartbeat cycles. Therefore, this embodiment is suitable for acquiring a T2-weighted image. Therefore, for example, an FSE sequence shown in FIG. 8B is used as a pulse sequence suitable for obtaining a T2-weighted image.
  • RF, Gs, Gp, Gf, and Echo in the sequence chart shown in FIG. 8B are the same as those in FIG.
  • the FSE sequence consists of a 180-degree RF pulse (516-1 to 516-6), slice gradient magnetic field (517-1 to 517-5), and frequency-encoded gradient magnetic field (519-1) shown in Fig. 5 (b).
  • ⁇ 519-5) is repeated to measure multiple echo signals (520-1 to 520-5), before and after the measurement of each echo signal
  • a pair of phase encoding gradient magnetic fields (801-1a, 801-1b to 801-5a, where 801-5b and 801-3 are zero application amounts) are applied by changing the application amount for each echo signal measurement. . Therefore, the phase encoding gradient magnetic field 518 is not applied.
  • a plurality of echo signals (520-1 to 520-5) having different phase encodings can be measured by one 90-degree RF pulse 511.
  • FIG. 9 shows an outline of the operation flow of the present embodiment
  • FIG. 10 particularly shows details of the processing in step 901.
  • These processing flows are stored in the external storage device as programs, and are executed when the CPU 8 reads them into the memory and executes them as necessary.
  • the operator inputs and sets the number of divisions in the three-dimensional K space, and the CPU 8 determines the K space according to the input set value. It is assumed that the number of divisions is determined.
  • step 901 when the electrocardiogram synchronous measurement is started by the operator, the trigger signal standby frequency (NT) is set according to the partial area of the K space to be imaged. Details of this setting process will be described later with reference to FIG.
  • step 902 after completing the setting of the trigger signal standby frequency (NT), the measurement control unit 4 starts reading the trigger signal.
  • step 903 when receiving the trigger signal, the measurement control unit 4 subtracts 1 from the set trigger signal standby number (NT) in step 904.
  • step 905 the measurement control unit 4 waits for a delay time (Td) set in advance. If the above-described blanking is performed during this Delay Time period, the intensity of the echo signal measured thereafter can be stabilized and a high-quality image can be obtained.
  • Td delay time
  • step 906 the measurement control unit 4 executes a pulse sequence as shown in FIG. 8B, for example, assuming that the time when the delay time (Td) has passed is the timing when the subject's movement is the least.
  • step 910 when the waiting time is over, if the imaging is not finished, the process returns to step 901, the trigger signal waiting number (NT) is set again, and the above steps 901 to 909 are repeated until the imaging is finished.
  • NT trigger signal waiting number
  • the CPU 8 sets the trigger signal standby frequency (NT2) of the partial area 202 and the trigger signal standby frequency (NT3) of the partial area 203 based on the trigger signal standby frequency (NT1) when measuring the divided area 201.
  • the trigger signal standby frequency (NT1) may be, for example, an operator setting the trigger signal standby frequency (NT1) or storing a predetermined value in advance.
  • the number of trigger signal waiting times in the divided area 202 and the divided area 203 can be obtained by the following equation using, for example, an imaging speedup rate RapidRaRate set by the operator as an imaging parameter.
  • NT2 NT1 ⁇ (1-Rapid Rate / 100)
  • NT3 NT2 ⁇ (1-Rapid Rate / 100)
  • the imaging speed-up rate Rapid Rate can be automatically calculated so that the Delay Time finally becomes the minimum value, for example, as in the first embodiment.
  • step 1002 the CPU 8 determines whether or not the measurement of the echo signal of the partial area 202. If so, in step 1003, the number of trigger signal standby times of the partial area 202 obtained by equation (2) is determined. Set to the value NT2.
  • step 1004 the CPU 8 determines whether or not the measurement of the echo signal of the partial area 203. If so, in step 1005, the number of times of waiting for the trigger signal in the partial area 203 obtained by the expression (2) is determined. Set to the value NT2.
  • the three-dimensional K space is divided into a plurality of slice encoding directions, and an echo signal is generated according to the position of the divided partial region in the slice encoding direction. It is possible to shorten the imaging time by making the waiting time after measuring the difference. Specifically, the contrast of the three-dimensional image can be maintained in a desired state by setting the waiting time when measuring the echo signal of the partial region on the low spatial frequency side to be a desired image contrast. And the imaging time can be shortened by making the waiting time when measuring the echo signal of the partial area on the high spatial frequency side shorter than the waiting time when measuring the echo signal of the partial area on the low spatial frequency side. Can be done.
  • each embodiment of the electrocardiogram synchronous measurement which concerns on the MRI apparatus and synchronous imaging method of this invention.
  • the MRI apparatus and the synchronous imaging method of the present invention are not limited to the contents disclosed in the description of the above embodiments, and can take other forms based on the gist of the present invention.
  • the delay time control for each partial area in the first embodiment may be combined with the waiting time control for each partial area in the second embodiment.
  • a T2-weighted image may be acquired using an FSE sequence in the first embodiment, or a proton-weighted image may be acquired or a spin echo (SE) sequence may be used in the second embodiment.
  • SE spin echo
  • 1 subject 2 static magnetic field generation system, 3 gradient magnetic field generation system, 4 measurement control unit, 5 transmission system, 6 reception system, 7 signal processing system, 8 central processing unit (CPU), 9 gradient magnetic field coil, 10 gradient Magnetic field power supply, 11 high frequency oscillator, 12 modulator, 13 high frequency amplifier, 14a high frequency coil (transmitting coil), 14b high frequency coil (receiving coil), 15 signal amplifier, 16 quadrature phase detector, 17 A / D converter, 18 magnetic Disc, 19 optical disc, 20 display, 21 ROM, 22 RAM, 23 trackball or mouse, 24 keyboard, 51 gantry, 52 table, 53 housing, 54 processing device

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Abstract

　被検者の周期的体動情報に同期させた撮像において、所望の画像コントラストを維持して、撮像時間を短縮する。そのために、周期的体動を有する被検者の該周期的体動情報から検出したトリガー情報に同期したエコー信号の同期計測において、エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設け、K空間を複数の部分領域に分割し、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、第1の期間と第2の期間の少なくとも一方を異ならせる。

Description

磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法
　本発明は、被検者中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング装置および同期計測方法に関し、特に同期計測の撮像効率向上に関するものである。
　核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置は、被検者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2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
　上記MRI装置における撮像では、一般的に数分から数十分もの撮像時間が必要となるため、撮像中に被検者の心拍や呼吸などの体動を避けることができない。このため、画像上に体動に由来するアーチファクトが発生し画質が劣化することが知られている。
　MRI装置における撮像では、上記問題点を回避する方法として、特許文献1～3に開示されているような、被検者に心電極や脈波センサーなどを装着して生体信号を検出し、検出された生体信号をトリガー信号として、エコー信号を収集するタイミングを心臓の動きなどに同期させて撮像する方法が用いられる。つまり、特許文献1～3では、トリガー信号に同期して、被検者の比較的小さな動きの時相のみ選択的にエコー信号の計測を行うことにより体動に由来する画像上のアーチファクトを良好に抑制している。
特開2008-125986号公報 特開2008-136851号公報 特許第4090619号公報
　特許文献1や特許文献2では、被検者の比較的小さな動きの時相のみ選択的にエコー信号の計測を行うために、撮像時間が延長するという課題が残されている。特に特許文献3で述べられている心電同期計測方法では、拡張期に所定スライスエンコード量分のエコー信号を収集する動作を一定の複数心拍毎に繰り返す3次元スキャンを実行している。これにより、乱流的な血流の影響を排除して、安定した血流状態でのエコー信号を計測し、再構成画像のコントラストを高めているが、一定の複数心拍毎にパルスシーケンスを繰り返すために、撮像時間の延長という課題は未解決のまま残ってしまう。
　そこで本発明の目的は、MRI装置を用いた、被検者の周期的体動情報に同期させた撮像において、所望の画像コントラストを維持して、撮像時間を短縮することにある。
　上記の目的を達成するために、本発明は、周期的体動を有する被検者の該周期的体動情報から検出したトリガー情報に同期したエコー信号の同期計測において、エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設け、K空間を複数の部分領域に分割し、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、第1の期間と第2の期間の少なくとも一方を異ならせる。
　具体的には、本発明のMRI装置は、被検体の周期的体動情報からトリガー情報を検出する検出部と、トリガー情報に同期して被検体からのエコー信号を計測する同期計測を制御する計測制御部と、エコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、被検体の画像を取得する演算処理部と、を備え、同期計測は、エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設け、演算処理部は、K空間を複数の部分領域に分割し、計測制御部は、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、第1の期間と第2の期間の少なくとも一方を異ならせる。
　また、本発明の同期撮像方法は、被検体の周期的体動情報からトリガー情報を検出する検出工程と、トリガー情報に同期して被検体からのエコー信号を計測する同期計測を制御する計測制工程と、エコー信号のデータが配置されるK空間を複数の部分領域に分割する工程と、エコー信号を用いて、被検体の画像を取得する演算処理工程と、を備え、同期計測は、エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設け、計測制御工程は、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、第1の期間と第2の期間の少なくとも一方を異ならせる。
　本発明のMRI装置及び同期撮像方法によれば、被検者の周期的体動情報に同期させた撮像において、所望の画像コントラストを維持して、撮像時間を短縮することが可能になる。
本発明に係るMRI装置の一実施例の全体基本構成を示すブロック図。 本発明に係る3次元K空間の分割の一例を示す図。 本発明に係る3次元K空間の分割設定用GUIの一例を示す図。 本発明に係る3次元K空間の分割設定用GUIの他の一例を示す図。 本発明の第1の実施形態に係る心電同期計測の一例を示す図。(a)は、トリガー信号としての心電波形のR波と、エコー信号計測のタイムテーブルをそれぞれ示す図。(b)は、エコー信号計測のためのパルスシーケンスのシーケンスチャートを示す図。 本発明の第1の実施形態の処理フォローを示すフォローチャート。 1心拍動周期に計測するエコーデータ数(N)の決定処理フローを示すフローチャート。 本発明の第2の実施形態に係る心電同期計測の一例を示す図。(a)は、T2強調画像を取得する場合のトリガー信号とエコー信号計測のタイムテーブルをそれぞれ示す図(b)は、エコー信号計測のためのパルスシーケンスのシーケンスチャートを示す図。 本発明の第2の実施形態の処理フォローを示すフォローチャート。 部分領域に応じたトリガー信号待機回数(NT)の設定処理フローを示すフォローチャート。
　以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。
　最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検者の断層画像を得るもので、図1に示すように、MRI装置は静磁場発生部2と、傾斜磁場発生部3と、送信部5と、受信部6と、情報処理部7と、計測制御部4と、を備えて構成される。
　静磁場発生部2は、垂直磁場方式であれば、被検者1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、被検者1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ている。
　傾斜磁場発生部3は、MRI装置の座標系(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9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成る。後述の計測制御部4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10が駆動されることにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzが、被検者1が横たわる静磁場空間に印加される。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)が印加されて被検者1に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且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)とが印加されて、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。
　送信部5は、被検者1の生体組織を構成する原子の原子核スピンにNMR現象を誘起するために、被検者1に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)を照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスが、計測制御部4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調され、この振幅変調された高周波パルスが高周波増幅器13で増幅された後に、被検者1に近接して配置された高周波コイル14aに供給されることにより、RFパルスが被検者1に照射される。
　受信部6は、被検者1の生体組織を構成する原子核スピンのNMR現象により放出されるエコー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)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射されたRFパルスによって誘起された被検者1の応答のエコー信号が被検者1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、計測制御部4からの指令によるタイミングで、直交位相検波器16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17でディジタル量に変換されて、エコー信号として演算処理部7に送られる。以下デジタル量に変換されたエコー信号をエコーデータという。
　計測制御部4は、ある所定のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場発生部3、送信部5、および受信部6を制御して、RFパルスと傾斜磁場パルスの印加と、エコー信号の計測とを、繰り返す制御手段である。計測制御部4は、CPU8の制御で動作し、被検者1の断層画像の再構成に必要なエコー信号収集に必要な種々の命令を傾斜磁場発生部3、送信部5、および受信部6に送って、これらを制御する。
　情報処理部7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、CPU(演算処理部)8と、光ディスク19や磁気ディスク18等の外部記憶装置と、ディスプレイ20と、から成る。受信部6からのエコーデータがCPU8に入力されると、CPU8内のK空間に対応するメモリに、このエコーデータが記憶される(以下、エコー信号またはエコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する。そして、K空間に配置されたエコーデータをK空間データという)。そして、CPU8はこのK空間データに対して、信号処理、画像再構成等の演算処理を実行し、その結果である被検者1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置に記録する。
　操作部25は、操作者からの、MRI装置の各種制御情報や上記演算処理部7で行う処理の制御情報の入力を受け付け、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
　本発明に係るMRI装置は、さらに、被検者に装着されて被検者から心電波形信号を取得する心電極31と、心電極からの信号が入力されて、被検者の心電波形及びそのR波(トリガー信号)を検出する心電波形モニタ32とを備える。心電波形モニタ32が検出した心電波形情報(周期的体動情報の一例)は、計測制御部4を介してCPU8に入力され、計測制御部4がトリガー信号(トリガー情報)に同期して、所定のパルスシーケンスに基づいて上記各部を制御することにより同期計測を制御する。
　なお、図1において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検者1が挿入される静磁場発生部2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検者1に対向して、水平磁場方式であれば被検者1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検者1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
　現在の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、被検者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2次元もしくは3次元的に撮像する。
　(K空間の分割)
　最初に、本発明に係るK空間の分割について説明する。本発明のMRI装置及び同期撮像方法は、被検体の周期的体動情報から検出したトリガー情報に同期した同期計測において、エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設ける。そして、K空間を複数の部分領域に分割し、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、第1の期間と第2の期間の少なくとも一方を異ならせる。
　K空間が2次元である場合には、K空間の分割を位相エンコード方向に行い、K空間が3次元である場合には、K空間の分割をスライスエンコード方向と位相エンコード方向の内の少なくとも一方向に行う。K空間の分割の一例を図2に示す。図2は、3次元K空間200を、スライスエンコード方向(kz)に、原点を通るSlice(kz)軸に垂直な平面に関して正負対称に、正負それぞれの側を3つの領域(領域201、202、203)に分割する例を示す。具体的には、CPU8は、3次元K空間を、原点を含む低空間周波数側の部分領域201と、その両側の高空間周波数側をそれぞれ2つの部分領域202-1及び203-1と、202-2及び203-2 (ハイフン"-"以降の数字は、1がK空間スライスエンコード方向(Kz)の正側、2が負側を意味する)とに分割する。さらに、分割の割合は操作者の設定に応じて変更可能とする。図2は、部分領域201が3次元K空間全体の50%と設定され、部分領域202と部分領域203はそれぞれ3次元K空間全体の25%ずつとなるように設定されて3次元K空間が分割された例を示す。なお、さらに位相エンコード方向にもK空間を分割してもよい。
　各分割領域の3次元K空間全体に対する割合は、操作者が変更可能な撮像パラメータとする。この各分割領域のK空間全体に対する割合の設定は、例えば図3に示すようなGUI300を介して操作者が行うことを可能とする。図3に示す例は、操作者がGUI300上の3次元K空間の分割数Segment#(301)を入力設定した後、CPU8は各部分領域の全体に対する割合(Data Rate)をそれぞれ決定するためのタグをディスプレイ20に表示させ、操作者が部分領域毎の3次元K空間全体に対する割合タグ(302,303,304)に所望の数値を入力設定する。これらの操作者の設定入力に基づいて、CPU8はそれぞれの部分領域の割合を決定すると共に、この設定情報を計測制御部4に通知する。
　或いは、図4に示すように、3次元K空間の分割数Segment#301と、K空間の低空間周波数側の部分領域の、K空間全体に対する割合Data Rate302のみを操作者に入力設定してもらい、CPU8は、残りの部分領域のK空間全体に対する割合を均等に分割するものとして、残りの部分領域のK空間全体に対する割合を算出して決定するとともに、各部分領域の割合を計測制御部4に通知することも可能である。
　以下、体動として心臓の拍動を、周期的体動情報として心電波形を想定し、心電波形のR波をトリガー信号(トリガー情報の一例)として、このトリガー信号に同期してエコー信号の計測を制御する心電同期計測を例にして、本発明の各実施形態を説明する。しかし、本発明は、心電同期計測に限らず、血流の脈動や関節の周期的運動等の他の周期的体動にも適用可能である。
　(第1の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及び同期撮像方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、第1の期間として、トリガー情報とエコー信号の計測期間との間にディレイ時間を設定し、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測におけるディレイ時間を、低空間周波側の部分領域に対応するエコー信号の計測におけるディレイ時間よりも短くする。本実施形態は、例えばＴ1強調画像の取得に好適である。以下、図5～図7に基づいて本実施形態を説明する。
　最初に本実施形態の概要を、図5を用いて説明する。図5は、被検者の心電波形を検出しそのR波をトリガー信号としてこれに同期して行う、本実施形態に係る心電同期計測の一例を示す。図5(a)は、トリガー信号としての心電波形のR波と、エコー信号計測のタイムテーブルをそれぞれ示している。また、図5(b)は、エコー信号計測のためのパルスシーケンスの一例のシーケンスチャートを示している。
　操作者により図5に示す心電同期計測が起動されると、計測制御部4は、トリガー信号501に同期してパルスシーケンスを駆動する。計測制御部4は、このパルスシーケンスを短い繰り返し時間(TR)で繰り返してエコー信号を計測(503)するが、部分領域201のエコー信号計測中では、トリガー信号から一定時間(Delay time)経過まではエコー信号収集は行わず空打ち502を行う。この空打ち502は、同じパルスシーケンスであるがエコー信号を計測しないか、計測しても画像再構成に用いない。このようにトリガー信号から一定のDelay timeを設けて空打ちを行う理由は、Delay timeの時間帯は心臓の収縮期で心臓の動きが速いためであり、心臓の動きが比較的ゆっくりしている拡張期にエコー信号の計測を行うためである。これにより、心臓の動きに起因して画像上に発生するアーチファクトを低減して高画質の画像を取得することが可能になる。
　計測制御部4は、トリガー信号から一定時間(Delay time)経過後、被検者の体動が少ない時間帯に、短い繰り返し時間(TR)で位相エンコードを変えてパルスシーケンスを少なくとも1回繰り返して、部分領域201に対応するエコー信号を少なくとも1以上計測する。そして、計測制御部4は、このようなDelay time後に短い繰り返し時間(TR)でパルスシーケンスを繰り返して行うエコー信号の計測を、1心拍動周期毎に複数心拍繰り返し実行して、部分領域201に対応するエコー信号を全て計測する。
　次に、部分領域202のエコー信号の計測へ移行すると、計測制御部4はDelay Timeを短く設定し、1心拍動周期に計測するエコー信号の数を増加させる。図5では、部分領域201のエコー信号計測時と比較して、部分領域202のエコー信号計測時のDelay Timeが、パルシーケンスの繰り返し時間(TR)の一繰り返し時間分(1TR)短くなっているが、Delay Timeの短縮は、1TRに限定されるものではなく、また、パルシーケンスの繰り返し時間(TR)単位に限定されるものでもなく、任意に設定することが可能である。
　同様にして、部分領域203のエコー信号計測へ移行した段階で、計測制御部4は部分領域202のエコー信号計測時と比較して、部分領域203のエコー信号計測時のDelay Timeをさらに短く設定し、1心拍動周期に計測するエコー信号の数を増加させる。図5の例は、Delay Time=0(ゼロ)と設定した場合を示す。すなわち、計測制御部4はトリガー信号直後から空打ち無しにエコー信号の計測を行う。
　一般的に、低空間周波数領域のエコー信号は、その強度が大きく、画像のコントラストを含む画質を支配する重要な信号である。このような低空間周波数領域のエコー信号を、心臓の動きが比較的ゆっくりしている拡張期に計測できるようDelay Timeを設定することにより、動きに起因するアーチファクトを低減して、所望のコントラストを有する画像を取得できるようになる。
　一方、高空間周波数領域のエコー信号は、低空間周波数領域のエコー信号と異なり、画像のコントラストに影響するものではく、画像の分解能に寄与する。また、高空間周波数領域のエコー信号は強度も小さいので画像への影響が少ない。そのため、本実施形態のように、部分領域202と203のエコー信号を、Delay Timeを少なくして収縮期にかかる時間帯で計測して、これらのエコー信号を画像再構成に用いても画像への影響が軽微となる。そのため、本実施形態の様に、高空間周波数領域のエコー信号ほど、Delay Timeを少なくして計測して良いことになる。逆に、高空間周波数領域のエコー信号計測の際のDelay Timeを短くすることによって、計測できるエコー信号数を増加できるので、全体の撮像時間を短縮できる。
　また、本実施形態は、前述の通り、1心拍動周期内で短い繰り返し時間(TR)でパルスシーケンスを繰り返してエコー信号を計測する。そのため、本実施形態はT1強調画像の取得に好適となる。そこで、T1強調画像の取得に好適なパルスシーケンスとして、例えば図5(b)に示すスピンエコー(SE)シーケンスを用いる。図5(b)に示すシーケンスチャートのRF、Gs、Gp、Gf及びEchoは、それぞれRFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、及びエコー信号を表す。スライス選択傾斜磁場512を被検者に印加した状態で、90度RFパルス511を被検者に印加して所望の領域の磁化を90度励起して横磁化を発生させる。その直後に、スライスリフェーズ傾斜磁場513を印加して、所望領域の励起に伴う横磁化の位相分散を再収束させる。次に、スライスエンコード傾斜磁場514を印加して、エコー信号の位相にスライスエンコード方向の空間情報をエンコードする。また、対称なエコー信号を発生させるために周波数ディフェーズ傾斜磁場515を印加して、横磁化の位相を分散させる。その後に、スライス傾斜磁場517と180度RFパルス516を印加して、横磁化を180度反転させて再収束させる。そして、位相エンコード傾斜磁場518を印加して、エコー信号の位相に位相エンコード方向の空間情報をエンコードし、周波数エンコード傾斜磁場519を印加しながらエコー信号520を計測する。これによりエコー信号520に周波数エンコード方向の空間情報がエンコードされる。以上の各パルスを、スライスエンコード傾斜磁場514と位相エンコード傾斜磁場518の少なくとも一方を変えながら短い繰り返し時間(TR)で繰り返して、各部分領域のエコー信号を計測する。
　また、本実施形態は、前述のDelay Timeを利用して空打ちを行うことにより、エコー信号計測前に励起領域からのエコー信号の強度を安定化させる。特に低空間周波数領域に対応するエコー信号の計測の際には、積極的にDelay Timeを利用して空打ちを行うことにより、強度の安定したエコー信号を計測して高画質の画像を取得する。
　以上迄が本実施形態の概要である。次に本実施形態の動作フローを、図6,図7に示すフローチャートを用いて説明する。図6は、本実施形態の動作フローの概要を、図7は特にステップ602の処理の詳細を示す。これらの処理フローは、プログラムとして外部記憶装置に記憶されており、必要に応じてCPU8がそのメモリに読み込んで実行することにより、実行される。なお、図6,図7は、例えば図3，図4に示したGUIを介して事前に操作者が3次元K空間の分割数を入力設定し、CPU8がその入力された設定値に応じて、K空間の分割数を決定した後の処理フォローを表している。
　ステップ601で、操作者により心電同期計測が起動されると、計測制御部4は、被検体の心電波形におけるR波を、同期計測を行うためのトリガー信号として、その読み込みを開始する。
　ステップ602で、3次元K空間の部分領域に応じた、1心拍動周期で計測するエコー信号数(N)やDelay time(Td)等が決定される。この決定処理の詳細は図7に基づいて後述する。なお、ステップ601と602の実行順序はどちらが先でも良い。
　ステップ603で、計測制御部4は、トリガー信号を待つ。
　ステップ604で、トリガー信号が受信されると、計測制御部4は、ステップ602で決定されたDelay time(Td)だけ待機する処理を行う。このDelay time(Td)期間中には、計測制御部4は、前述の通り空打ち605を行う。
　ステップ606で、Delay time(Td)が経過した時点が最も被検者の動きが少ないタイミングであるとして、図5に示すような、1心拍動周期のエコー信号計測が実行される。つまり、計測制御部4は、スライスエンコード傾斜磁場もしくは位相エンコード傾斜磁場の印加量を変えて、ステップ602で設定された、1心拍動周期に計測するエコー信号数分の計測を行う。
　ステップ607で、1心拍動周期のエコー信号計測が終了し、且つ心電同期計測が終了でない場合はステップ601に戻って、再度トリガー信号の読み込みの開始と、K空間の部分領域に応じた1心拍動周期に収集するエコー信号数の決定を行い、撮像終了となるまでステップ601～606を繰り返し実行する。
　以上迄が、本実施形態の処理フローの概要である。次にステップ602の1心拍動周期に計測するエコー信号数の決定処理フローを、図7に示すフローチャートに基づいて説明する。
　ステップ701で、CPU8は、部分領域201のエコー信号計測時におけるDelay Time(Td1)と計測するエコー信号数(N1)を基準として、部分領域202のエコー信号計測時における、Delay Time(Td2)、計測エコー信号数(N2)と、部分領域203のエコー信号計測時における、Delay Time(Td3)、計測エコー信号数(N3)と、を求める。なお、計測エコー信号数（N1)とDelay Time(Td1)は、例えば、操作者が計測エコー信号数（N1)とDelay time(Td1)を設定する、操作者が計測エコー信号数（N1)を設定した後、CPU8がDelay　Time(Td1)を算出する、操作者がDelay　time(Td1)を設定した後、CPU8が計測エコー信号数（N1)を算出する、のいずれでも良い。分割領域202、分割領域203でのDelay Time、計測エコー信号数は、例えば、撮像パラメータとして操作者により設定される撮像高速化率Rapid Rateを用いて下式で求めることが出来る。
　　　　N2=N1×(1＋Rapid Rate/100),  Td2=Td1＋TR×(N2-N1)　　　　　　(1)　　
　　　　N3=N2×(1＋Rapid Rate/100),  Td3=Td2＋TR×(N3-N2)
　撮像高速化率Rapid Rateは、例えば、最終的にDelay Timeが最小値となるように、つまり、最後の部分領域(この場合では部分領域203)のエコー信号計測時のDelay Timeが最小値となるように、自動的に算出することも可能である。
　ステップ702で、CPU8は、部分領域202のエコー信号の計測であるか否かを判断し、そうであれば、ステップ703で、Delay Timeと計測エコー信号数とを、(1)式で求めた部分領域202の値Td2,N2にそれぞれ設定し、計測制御部4に通知する。
　ステップ704で、CPU8は、部分領域203のエコー信号の計測であるか否かを判断し、そうであれば、ステップ705で、Delay Timeと計測エコー信号数とを、(1)式で求めた部分領域203の値Td3,N3にそれぞれ設定し、計測制御部4に通知する。
　以上迄が、ステップ602の1心拍動周期に計測するエコー信号数の決定処理フローの説明である。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び同期撮像方法によれば、3次元K空間をスライスエンコード方向に複数分割し、分割された部分領域のスライスエンコード方向の位置に応じて、エコー信号を計測する際のDelay Timeを異ならせることにより、1心拍動周期に計測するエコー信号数を増加させて撮像時間の短縮化を行うことが可能となる。具体的には、低空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際のDelay Timeを所望の画像コントラストとなるように設定することにより3次元画像のコントラストを所望の状態に維持できる。そして、高空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際のDelay Timeを低空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際のDelay Timeよりも短くすることにより、高空間周波数側の部分領域において1心拍動周期に計測するエコー信号数を増加させて撮像時間の短縮化を行うことができる。
　なお、以上の本実施形態の説明では、3次元計測を例にしたが、2次元の心電同期計測においても、2次元K空間を位相エンコード方向に複数分割し、分割された部分領域の位相エンコード方向の位置に応じて、エコー信号を計測する際のDelay Timeを異ならせることにより、2次元画像のコントラストを所望の状態に維持しつつ、1心拍動周期に計測するエコー信号の数を増加させて撮像時間の短縮化を行うことが可能である。
　(第2の実施形態)
　次に、本発明のMRI装置及び同期撮像方法の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、第2の期間として、一つのエコー信号計測期間から、次のエコー信号計測期間のトリガーとなるトリガー情報までの待ち時間を設定し、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測における待ち時間を、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測における待ち時間よりも短くする。好ましくは、周期的体動の一周期の整数倍だけ、待ち時間を異ならせる。すなわち、エコー信号の計測を行うためのパルスシーケンスの繰り返し時間について、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間を、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間よりも短くする。本実施形態は、例えばＴ2強調画像の取得に好適である。以下、前述の第1の実施形態と異なる点のみを図8～図10に基づいて説明し、同じ点の説明は省略する。
　最初に本実施形態の概要を、図8を用いて説明する。図8は、被検者の心電波形を検出しそのR波をトリガー信号としてこれに同期して行う、本実施形態に係る心電同期計測の一例を示す。図8(a)は、T2強調画像を取得する場合のトリガー信号とエコー信号計測のタイムテーブルをそれぞれ示している。図8(b)は、エコー信号計測のためのパルスシーケンスの一例のシーケンスチャートを示している。
　計測制御部4は、トリガー信号801-1aの検出から一定時間(Delay time)経過後、パルスシーケンスを起動してエコー信号計測802-1aを行う。このパルスシーケンスには、図8(b)に示すように、複数のエコー信号を計測可能なFSEシーケンスやEPIシーケンスなどのマルチエコータイプのパルスシーケンスが用いられる。詳細は後述する。計測制御部4は、このようなパルスシーケンスに基づいて所定数のエコー信号の計測を制御する。この心拍動周期でのエコー信号計測後、T2強調画像を得るために、数(例えば2,3)心拍を待ち時間として、この待ち時間経過後、再度トリガー信号801-1bの検出後にパルスシーケンスを起動してエコー信号の計測802-1bを行う。
　計測制御部4は、このような、Delay Time後のエコー信号の計測と、数心拍動周期分の待ち時間の待機と、を一単位とする処理を、複数心拍動周期毎(ここでは3心拍動周期毎)に複数回繰り返して、つまりパルスシーケンスの繰り返し時間(TR1)=3心拍動周期として、部分領域201のエコー信号を計測する。
　次に、分割領域202のエコー信号計測へ移行すると、計測制御部4は、トリガー信号801-2aの検出から、部分領域201の計測時と同じ一定時間(Delay time)経過後、パルスシーケンスを起動してエコー信号の計測802-2aを行う。その後の待ち時間は、分割領域201のエコー信号計測時と比較して短く設定される。図8(a)の例では、パルスシーケンス終了後の待ち時間が、分割領域201の場合と比較して1心拍動周期分短くされている。ただし、本実施形態は、待ち時間の短縮度合いとして1心拍動周期に規定されるものではなく、任意に設定可能である。そして、この待ち時間後に、再度トリガー信号801-2bの検出後にパルスシーケンスを起動してエコー信号の計測802-2bを行う。
　計測制御部4は、このような、Delay Time後のエコー信号の計測と、部分領域201のエコー信号計測時よりも短い1以上の心拍動周期分の待ち時間の待機と、を一単位とする処理を、複数心拍動周期毎(ここでは2心拍動周期毎)に複数回繰り返して、つまりパルスシーケンスの繰り返し時間(TR2)=2心拍動周期として、部分領域202のエコー信号を計測する。
　同様にして、分割領域203のエコー信号計測へ移行した段階で、計測制御部4は、パルスシーケンス動作後の待ち時間を分割領域202のエコー信号計測時よりも短く設定して、エコー信号の計測周期を短縮させる。つまり、分割領域203のエコー信号計測へ移行すると、計測制御部4は、トリガー信号801-3aの検出から、部分領域201の計測時と同じ一定時間(Delay time)経過後、パルスシーケンスを起動してエコー信号の計測802-3aを行う。その後の待ち時間は、分割領域202のエコー信号計測時と比較して短く設定される。図8(a)の例では、パルスシーケンス終了後の待ち時間が、分割領域202の場合と比較して1心拍動周期分短くされて、結果として1心拍動周期以下の時間とされている。そして、この待ち時間後に、再度トリガー信号801-3bの検出後にパルスシーケンスを起動してエコー信号の計測802-3bを行う。つまり、計測制御部4は、パルスシーケンスの繰り返し時間(TR3)=1心拍動周期として、部分領域203のエコー信号を計測する。
　以上の説明を纏めると、本実施形態は、エコー信号の計測を行うためのパルスシーケンスの繰り返し時間(TR)について、待ち時間を異ならせることにより、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間を、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間よりも短くする。
　なお、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測においては、Delay time＝0(ゼロ)としてもよい。
　また、本実施形態は、前述の通り、部分領域に応じて1以上の心拍動周期毎にマルチエコータイプのパルスシーケンスを繰り返してエコー信号を計測する。特に低空間周波数側の部分領域では、複数心拍動周期毎にパルスシーケンスを繰り返す。そのため、本実施形態はT2強調画像の取得に好適となる。そこで、T2強調画像の取得に好適なパルスシーケンスとして、例えば図8(b)に示すFSEシーケンスを用いる。図8(b)に示すシーケンスチャートのRF、Gs、Gp、Gf及びEchoは、図5(b)と同様である。FSEシーケンスは、図5(b)に示すスピンエコーシーケンスの180度RFパルス(516-1～516-6)とスライス傾斜磁場(517-1～517-5)と周波数エンコード傾斜磁場(519-1～519-5)とを繰り返して複数のエコー信号(520-1～520-5)を計測するパルスシーケンスであって、各エコー信号の計測の前後で、絶対量が同じで極性の異なる印加量となる一対の位相エンコード傾斜磁場(801-1a、801-1b～801-5a、ただし801-5b、801-3は印加量ゼロ)を、エコー信号の計測毎にその印加量を変えて印加する。そのため位相エンコード傾斜磁場518は印加しない。これにより、位相エンコードの異なる複数のエコー信号(520-1～520-5)を一回の90度RFパルス511で計測することが可能になる。
　以上迄が本実施形態の概要である。次に本実施形態の動作フローを、図9, 図10に示すフローチャートを用いて説明する。図9は、本実施形態の動作フローの概要を、図10は特にステップ901の処理の詳細を示す。これらの処理フローは、プログラムとして外部記憶装置に記憶されており、必要に応じてCPU8がそのメモリに読み込んで実行することにより、実行される。なお、前述の第1の実施形態の図6,図7の説明と同様に、操作者が3次元K空間の分割数を入力設定し、CPU8がその入力された設定値に応じて、K空間の分割数を決定したものとする。
　ステップ901で、操作者により心電同期計測が起動されると、撮像を行うK空間の部分領域に応じてトリガー信号待機回数(NT)の設定が行われる。この設定処理の詳細は図10に基づいて後述する。
　ステップ902で、上記トリガー信号待機回数(NT)の設定完了後、計測制御部4は、トリガー信号の読み込みを開始する。
　ステップ903で、計測制御部4は、トリガー信号を受信すると、ステップ904で、設定されたたトリガー信号待機回数(NT)から1を減算する。
　ステップ905で、計測制御部4は、事前に設定されたDelay time(Td)だけ待機する。このDelay Ｔｉｍｅ期間中に前述の空打ちを行えば、その後に計測するエコー信号の強度が安定して高画質の画像を得ることができる。
　ステップ906で、Delay time(Td)が経過した時点が最も被検者の動きが少ないタイミングであるとして、計測制御部4は、例えば図8(b)に示すようなパルスシーケンスを実行する。
　ステップ907で、このイメージングスキャンが終了した後、計測制御部4は、再度トリガー信号の読み込みを行い、トリガー信号を受信すると、設定したトリガー信号待機回数(NT)から1を減算する処理ステップ908を行い、NT=0となるまで実行(909)する。
　ステップ910で、上記待機時間が終了すると、撮像終了でない場合、ステップ901に戻って、再度トリガー信号待機回数(NT)の設定が行われ、撮像終了となるまで上記ステップ901～909が繰り返される。
　以上迄が、本実施形態の処理フローの概要である。次に、ステップ901のK空間の部分領域に応じたトリガー信号待機回数(NT)の設定処理フローの概要を図10に示すフローチャートに基づいて説明する。
　ステップ1001で、CPU8は、分割領域201計測時におけるトリガー信号待機回数(NT1)を基準として、部分領域202のトリガー信号待機回数(NT2)と、部分領域203のトリガー信号待機回数(NT3)の設定を行う。なお、トリガー信号待機回数(NT1)は、例えば、操作者がトリガー信号待機回数(NT1)を設定する、予め所定の値を記憶しておく、のいずれでも良い。分割領域202、分割領域203でのトリガー信号待機回数は、例えば、撮像パラメータとして操作者により設定される撮像高速化率Rapid Rateを用いて下式で求めることが出来る。
　　　　NT2=NT1×(1－Rapid Rate/100)　　　　　(2)
　　　　NT3=NT2×(1－Rapid Rate/100)
　撮像高速化率Rapid Rateは、例えば、前述の第1の実施形態と同様に、最終的にDelay Timeが最小値となるように自動的に算出することも可能である。
　ステップ1002で、CPU8は、部分領域202のエコー信号の計測であるか否かを判断し、そうであれば、ステップ1003で、トリガー信号待機回数を、(2)式で求めた部分領域202の値NT2に設定する。
　ステップ1004で、CPU8は、部分領域203のエコー信号の計測であるか否かを判断し、そうであれば、ステップ1005で、トリガー信号待機回数を、(2)式で求めた部分領域203の値NT2に設定する。
　以上迄が、ステップ901のK空間の部分領域に応じたトリガー信号待機回数(NT)の設定処理フローの説明である。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置及び同期撮像方法によれば、3次元K空間をスライスエンコード方向に複数分割し、分割された部分領域のスライスエンコード方向の位置に応じて、エコー信号を計測した後の待ち時間を異ならせることにより、撮像時間の短縮化を行うことが可能となる。具体的には、低空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際の待ち時間を所望の画像コントラストとなるように設定することにより3次元画像のコントラストを所望の状態に維持できる。そして、高空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際の待ち時間を低空間周波数側の部分領域のエコー信号の計測の際の待ち時間よりも短くすることにより、撮像時間の短縮化を行うことが可能となる。
　以上までが、本発明のMRI装置及び同期撮像方法に係る心電同期計測の各実施形態の説明である。しかし、本発明のMRI装置及び同期撮像方法は、上記各実施形態の説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取り得る。例えば、第1の実施形態の部分領域毎のDelay Timeの制御と第2の実施形態の部分領域毎の待ち時間の制御を組み合わせて実施してもよい。また、第1の実施形態でFSEシーケンスを用いてT2強調画像を取得してもよいし、第2の実施形態で、プロトン強調画像の取得や、スピンエコー(SE)シーケンスを用いてもよい。
　1　被検者、2　静磁場発生系、3　傾斜磁場発生系、4　計測制御部、5　送信系、6　受信系、7　信号処理系、8　中央処理装置(CPU)、9　傾斜磁場コイル、10　傾斜磁場電源、11　高周波発振器、12　変調器、13　高周波増幅器、14a　高周波コイル(送信コイル)、14b　高周波コイル(受信コイル)、15　信号増幅器、16　直交位相検波器、17　A/D変換器、18　磁気ディスク、19　光ディスク、20　ディスプレイ、21　ROM、22　RAM、23　トラックボール又はマウス、24　キーボード、51　ガントリ、52　テーブル、53　筐体、54　処理装置

Claims (18)

  1. 　被検体の周期的体動情報からトリガー情報を検出する検出部と、
    　前記トリガー情報に同期して前記被検体からのエコー信号を計測する同期計測を制御する計測制御部と、
    　前記エコー信号のデータがK空間に配置されて成るK空間データに基づいて、前記被検体の画像を取得する演算処理部と、
    　を備え、
    　前記同期計測は、前記エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設けた磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記演算処理部は、前記K空間を複数の部分領域に分割し、
    　前記計測制御部は、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、前記第1の期間と前記第2の期間の少なくとも一方を異ならせ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において、
    　前記K空間はスライスエンコード方向と位相エンコード方向を含む3次元空間であり、前記K空間の分割はスライスエンコード方向に行われ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1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記第1の期間として、前記トリガー情報と前記エコー信号の計測期間との間にディレイ時間を設け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において、
    　前記計測制御部は、前記高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測における前記ディレイ時間を、前記低空間周波側の部分領域に対応するエコー信号の計測における前記ディレイ時間よりも短くす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3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記部分領域に対応するエコー信号の計測を、1心拍動周期毎に繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記第2の期間として、一つのエコー信号計測期間から、次のエコー信号計測期間のトリガーとなるトリガー情報までの待ち時間を設け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において、
    　前記計測制御部は、前記高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測における前記待ち時間を、前記低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測における前記待ち時間よりも短くす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において、
    　前記計測制御部は、前記周期的体動の一周期の整数倍だけ、前記待ち時間を異ならせ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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測を、複数心拍動周期毎に繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、前記第1の期間として、前記トリガー情報と前記エコー信号の計測期間との間にディレイ時間を設け、前記部分領域に依らずに、前記ディレイ時間を同じに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において、
    　前記計測制御部は、前記エコー信号の計測を行うためのパルスシーケンスの繰り返し時間について、前記高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間を、前記低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間よりも短くす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において、
    　前記計測制御部は、スピンエコーシーケンスを用いて前記エコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記計測制御部は、マルチエコータイプのパルスシーケンスを用いて前記エコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記K空間を複数の部分領域に分割するための分割数と、少なくとも一つの部分領域の前記K空間に対する割合の設定を受け付ける入力設定部を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　被検体の周期的体動情報からトリガー情報を検出する検出工程と、
    　前記トリガー情報に同期して前記被検体からのエコー信号を計測する同期計測を制御する計測制工程と、
    　前記エコー信号を用いて、前記被検体の画像を取得する演算処理工程と、
    を備え、
    　前記同期計測は、前記エコー信号の計測期間の、前に第1の期間と後に第2の期間の少なくとも一方を設けた同期撮像方法であって、
    　前記エコー信号のデータが配置されるK空間を複数の部分領域に分割する工程を更に備え、
    　前記計測制御工程は、低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測と、高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測とで、前記第1の期間と前記第2の期間の少なくとも一方を異ならせることを特徴とする同期撮像方法。
  16. 　請求項15記載の同期撮像方法において、
    　前記計測制御工程は、前記第1の期間として、前記トリガー情報と前記エコー信号の計測期間との間にディレイ時間を設けることを特徴とする同期撮像方法。
  17. 　請求項15記載の同期撮像方法において、
    　前記計測制御工程は、前記第2の期間として、一つのエコー信号計測期間から、次のエコー信号計測期間のトリガーとなるトリガー情報までの待ち時間を設けることを特徴とする同期撮像方法。
  18. 　請求項15記載の同期撮像方法において、
    　前記計測制御工程は、前記エコー信号の計測を行うためのパルスシーケンスの繰り返し時間について、前記高空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間を、前記低空間周波数側の部分領域に対応するエコー信号の計測の場合の繰り返し時間よりも短くすることを特徴とする同期撮像方法。
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Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5372015B2 (ja) * 2008-12-04 2013-12-18 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法
CN103185876B (zh) * 2011-12-30 2015-05-13 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像方法及磁共振成像装置
JP6151697B2 (ja) * 2012-08-13 2017-06-21 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
DE102012216773B4 (de) * 2012-09-19 2018-11-08 Siemens Healthcare Gmbh Aufnahme von mindestens zwei Messdatensätzen eines Untersuchungsobjekts mittels einer Magnetresonanzanlage
CN108567422B (zh) * 2018-03-02 2021-03-05 上海东软医疗科技有限公司 一种血管成像方法和装置
CN113644920B (zh) * 2021-06-16 2022-10-14 北京协同创新研究院 一种用于脑部成像的微波多路收发系统

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002200054A (ja) * 2000-12-27 2002-07-16 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19901171C2 (de) * 1999-01-14 2001-12-13 Axel Haase Verfahren und Vorrichtung zum Gewinnen von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung
US6801800B2 (en) * 1999-11-29 2004-10-05 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using ECG-prep scan
US6611701B2 (en) * 2000-12-30 2003-08-26 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for fast breath-held 3D MR data acquisition using variable sampling
EP2202530B1 (en) * 2005-09-19 2013-11-06 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI involving retrospective data extraction
US7840045B2 (en) * 2006-04-21 2010-11-23 The University Of Utah Research Foundation Method and system for parallel reconstruction in the K-space domain for application in imaging systems
US9020575B2 (en) * 2006-11-10 2015-04-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5269381B2 (ja) * 2006-11-10 2013-08-21 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
JP5019576B2 (ja) * 2006-11-24 2012-09-05 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5372015B2 (ja) * 2008-12-04 2013-12-18 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および同期撮像方法

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002200054A (ja) * 2000-12-27 2002-07-16 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びｍｒイメージング方法

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