WO2011007691A1 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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WO2011007691A1
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magnetic field
data
magnetic resonance
resonance imaging
gradient magnetic
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瀧澤　将宏
松田　善正
康弘 鎌田
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株式会社 日立メディコ
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/4824—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a non-Cartesian trajectory

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as “MRI”) technique for obtaining a tomographic image of a target region of a subject using a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as “NMR”) phenomenon.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging technique for obtaining the tomographic image using a non-orthogonal sequence that samples a measurement space in non-parallel and unequal intervals.
  • an NMR signal echo signal
  • a gradient magnetic field a phase encode gradient magnetic field for phase-encoding the echo signal and a frequency encode gradient magnetic field used for frequency encoding and for reading the echo signal are used.
  • the measured echo signal is data that occupies a measurement space (k space) defined by the strength of each gradient magnetic field, with one axis as the phase encoding direction and the other axis as the frequency encoding direction.
  • body motion artifact As a general imaging method, there is a Cartesian sampling method in which sampling parallel to the frequency encoding direction is repeated in the phase encoding direction.
  • body motion artifact an artifact such as an image flowing in the phase encoding direction
  • Non-cartesian sampling method in which sampling is performed by changing both the phase encoding gradient magnetic field and the frequency encoding gradient magnetic field every time one echo signal is measured.
  • Non-orthogonal sampling methods include a radial method (for example, see Non-Patent Document 1) and a spiral method (for example, see Non-Patent Document 2).
  • the radial method is a technique that obtains data necessary for image reconstruction by sampling radially with changing the rotation angle, with the rotation point being approximately one point (generally the origin) in the measurement space.
  • the spiral method is a technology that obtains data necessary for reconstruction of a single image by sampling in a spiral shape while changing the rotation angle and rotation radius about the rotation point and rotation radius about one point in the measurement space (generally the origin). is there.
  • the spiral method is applied as a high-speed imaging method because it wastes less time when filling the measurement space and data can be collected efficiently.
  • the gradient magnetic field pulse waveform used at the time of echo signal readout is not a trapezoidal wave but a combination of a sine wave and a cosine wave. There is little noise at the time.
  • MRI since fast Fourier transform is used for image reconstruction, data must be arranged at coordinates on a regular grid in the measurement space.
  • data is not necessarily arranged at coordinates on the grid. Therefore, data is rearranged at coordinates on the grid using an interpolation process called a gridding process (see, for example, Non-Patent Document 3).
  • the gridding process is performed using an interpolation function such as a Sinc function or a Kaiser-Bessel function.
  • Both the radial method and the spiral method collect echo signals around one point in the measurement space, so the sampling density is high near the center of the measurement space. For this reason, the absolute amount of artifact is further reduced due to the data addition effect. However, the number of echo signals required to fill the measurement space is increased compared with the orthogonal sampling method, and the imaging time is increased.
  • the single shot method for example, the single shot method is used, and the imaging efficiency can be increased by filling the entire measurement space with one shot.
  • the sampling time of the echo signal becomes longer, so that the image quality is degraded due to chemical shift, a decrease in contrast, and image distortion due to magnetic field sensitivity.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to improve image quality while suppressing body motion artifacts and not deteriorating imaging efficiency in obtaining an image by MRI.
  • the present invention optimizes the trajectory for sampling the measurement space in the non-orthogonal sampling method. From a plurality of echo signals, data arranged on one spiral trajectory that goes outward from the center of the measurement space is sampled.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: data collection means arranged as data in space; and control means for controlling operations of the high-frequency magnetic field irradiation means and the data collection means, wherein the control means includes the data collection means.
  • a magnetic resonance imaging method comprising: a step; and an image reconstruction step of reconstructing an image from the data of the measurement space collected in the data collection step.
  • image quality when obtaining an image by MRI, image quality can be improved while suppressing body motion artifacts and without deteriorating imaging efficiency.
  • Diagram for explaining the pulse sequence of the radial method (a) is the measurement space layout by the radial method, and (b) is a diagram for explaining the measurement space layout by the single shot spiral method.
  • Diagram for explaining the pulse sequence of the spiral method (a) is a diagram for explaining the arrangement of the measurement space of the multi-shot spiral method,
  • (b) is a diagram for explaining the waveform of the read gradient magnetic field for each shot.
  • (a)-(d) is a figure for demonstrating the readout gradient magnetic field waveform for every shot and arrangement
  • (a)-(d) is a figure for demonstrating the readout gradient magnetic field waveform for every shot and arrangement
  • Diagram for explaining the relaxation of MRI magnetization Pulse sequence diagram when the sampling method of the third embodiment is applied to the multi-echo method (a) is a diagram for explaining the arrangement of the measurement space when the third embodiment is applied to the single shot method, and (b) is a measurement when the third embodiment is applied to the multi-shot method.
  • Diagram for explaining the layout of the space (a), (b) is a figure for demonstrating the screen structure of the setting screen of 4th embodiment.
  • (a)-(c) is a figure for demonstrating the Example of this invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an example of the MRI apparatus 10 of the present embodiment.
  • This MRI apparatus 10 obtains a tomographic image of a subject 1 using an NMR phenomenon.
  • a static magnetic field generation system 2 As shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a sequencer 4, and a transmission system 5, a receiving system 6, and an information processing system 7.
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the body axis direction or the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1.
  • Permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type magnetic field generating means arranged around the subject 1 is provided.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 31 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 32 that drives each gradient magnetic field coil 31.
  • the gradient magnetic field power source 32 drives each of the gradient magnetic field coils 31 according to a command from the sequencer 4 described later, and applies gradient magnetic fields Gs, Gp, and Gf in the X, Y, and Z3 axis directions to the subject 1.
  • Set slice plane for subject 1 by slice direction gradient magnetic field pulse (Gs) applied in one direction of X, Y, Z, and phase encode direction gradient magnetic field pulse (Gp) and frequency applied in remaining 2 directions With the encode direction gradient magnetic field pulse (Gf), position information in each direction is encoded into the echo signal.
  • the sequencer 4 repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse according to a predetermined pulse sequence. It operates under the control of the CPU 71 provided in the information processing system 7 and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spin of atoms constituting the biological tissue of the subject 1.
  • a high-frequency oscillator (synthesizer) 52, a modulator 53, a high-frequency amplifier 54, and a high-frequency coil (transmission coil) 51 on the transmission side are provided.
  • the RF pulse output from the high-frequency oscillator 52 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4.
  • the amplitude-modulated RF pulse is amplified by the high-frequency amplifier 54 and then supplied to the transmission coil 51 arranged in the vicinity of the subject 1. Then, the RF pulse (electromagnetic wave) is irradiated from the high frequency coil 51 to the subject 1.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissue of the subject 1.
  • a reception-side high-frequency coil (reception coil) 61, an amplifier 62, a quadrature detector 63, and an A / D converter 64 are provided.
  • a response electromagnetic wave (NMR signal) induced by the electromagnetic wave irradiated from the transmission coil 51 is detected by the reception coil 61 arranged close to the subject 1.
  • the detected NMR signal is amplified by the amplifier 62 and then divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 63 at the timing according to the command from the sequencer 4, and each is converted into a digital quantity by the A / D converter 64. And sent to the information processing system 7.
  • the transmission coil 51, the reception coil 61, and the gradient magnetic field coil 31 are installed in a static magnetic field space formed by a static magnetic field generation system 2 arranged in a space around the subject 1.
  • the information processing system 7 includes a CPU 71, a storage device 72, an external storage device 73 such as an optical disk and a magnetic disk, a display device 74 such as a display, and an input device 75 such as a mouse and a keyboard.
  • the CPU 71 executes processing such as signal processing and image reconstruction, displays a tomographic image of the subject 1 as a result on the display device 74, and a storage device 72. And / or recorded in the external storage device 73.
  • protons which are the main constituents of the subject 1, are widely used in the MRI apparatus 10 as imaging target spin species in clinical practice.
  • the MRI apparatus 10 images the form or function of the human head, abdomen, extremities, etc. in a two-dimensional or three-dimensional manner by imaging the spatial distribution of proton density and the relaxation phenomenon. .
  • the pulse sequence includes an imaging sequence unit that determines the contrast of a tomographic image including the application of an excitation RF pulse, and a data acquisition sequence unit that samples an echo signal generated by the application of the excitation RF pulse and fills the measurement space With.
  • the pulse sequence is created in advance and stored in the storage device 72 and / or the external storage device 73, and the imaging parameters are input from the operator via the input device 75 and stored in the storage device 72 and / or the external storage device 73. Is done.
  • the CPU 71 gives an instruction to the sequencer 4 according to the pulse sequence and the imaging parameters, and realizes this.
  • the data collection sequence unit of the present embodiment collects (samples) data on one spiral trajectory in the measurement space from a plurality of echo signals.
  • samples samples
  • FIG. 2 shows an example of a pulse sequence of the radial method in the non-orthogonal sampling method.
  • RF, Gs, G1, G2, AD, and echo are RF pulse, slice gradient magnetic field, readout gradient magnetic field in the first direction, readout gradient magnetic field in the second direction, A / D conversion, and echo signal, respectively.
  • 201 is an RF pulse for excitation
  • 202 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 203 is a slice rephase gradient magnetic field pulse
  • 204 is a first readout gradient magnetic field pulse
  • 205 is a second readout gradient magnetic field pulse
  • 206 is A sampling window
  • 207 is an echo signal
  • 208 is a repetition time (irradiation interval of the RF pulse 201).
  • processing from irradiation of the RF pulse 201 to measurement of the echo signal 207 is performed while changing the intensities of the first readout gradient magnetic field pulse 204 and the second readout gradient magnetic field pulse 205 for each shot.
  • the data necessary for reconstructing one image at the image acquisition time 209 is sampled from the measured echo signal 207 repeatedly at each repetition interval 208.
  • the echo signal emitted from the nuclear spin excited by an arbitrary RF pulse excitation method is sampled along a radial trajectory centered at approximately one point in the measurement space (generally the center of the measurement space) Collect data.
  • the pulse of the waveform represented by G 1 (t) and G 2 (t) in the following equation (1) is converted into the first readout gradient magnetic field pulse 204 and the second readout.
  • the echo signal is sampled while being applied as the gradient magnetic field pulse 205.
  • G f is the readout gradient magnetic field pulse waveform used in the orthogonal sampling method
  • ⁇ is the rotation angle of the measurement space of the echo signal measured every repetition time 208
  • t is the application time of the readout gradient magnetic field pulse (1 ⁇ t ⁇ T)).
  • T is a sampling time.
  • the echo signal is sampled in a section in which the intensity of the readout gradient magnetic field pulse is constant, so that G f does not depend on time. Therefore, it is represented by a constant G as shown in the following formula (2).
  • ⁇ is a magnetic rotation ratio
  • Equation (1) Equation (1), Equation (2), and Equation (3)
  • Equation (4) the coordinates of the measurement space (k x ( t), k y (t)) is expressed by the following equation (4).
  • the measurement space represents the vertical axis as Ky and the horizontal axis as Kx.
  • G 1 and G 2 in Equation (1) are G x and G y , respectively, and the corresponding coordinates k x and k y are calculated. The same applies hereinafter.
  • the echo signal 207 is applied while applying the pulses of the waveforms of G 1 (t) and G 2 (t) of the above formula (1) as the first readout gradient magnetic field pulse 204 and the second readout gradient magnetic field pulse 205.
  • data is arranged on a linear trajectory whose angle formed with the x axis through the origin of the measurement space is ⁇ .
  • a trajectory 210 of the measurement space 500 at this time is shown in FIG.
  • the data is arranged on a linear trajectory 210 that spreads radially around the origin.
  • Fig. 4 shows a pulse sequence (spiral sequence) of the spiral method as a different example of the non-orthogonal sampling method.
  • RF, Gs, G1, G2, AD, and echo in FIG. 4 are RF pulse, slice gradient magnetic field, readout gradient magnetic field in the first direction, readout gradient magnetic field in the second direction, A / D conversion, and echo signal, respectively. Represents an axis.
  • 301 is an RF pulse for excitation
  • 302 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 303 is a slice rephase gradient magnetic field pulse
  • 304 is a first readout gradient magnetic field pulse
  • 305 is a second readout gradient magnetic field pulse
  • 306 is A sampling window
  • 307 is an echo signal
  • 308 is a repetition time (irradiation interval of the RF pulse 301).
  • the process (shot) from irradiation of the RF pulse 301 to measurement of the echo signal 307 is repeated while changing the intensity of the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout gradient magnetic field pulse 305 for each shot.
  • Data necessary for reconstructing one image at the image acquisition time 309 is sampled from the measured echo signal 307 repeatedly at intervals 308.
  • an echo signal emitted from a nuclear spin excited by an arbitrary RF pulse excitation method is sampled along a spiral trajectory with a rotation point at approximately one point in the measurement space (generally the center of the measurement space). Collect data.
  • the pulse of the waveform represented by G 1 (t) and G 2 (t) in the following equation (5) is converted into the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout.
  • the echo signal is sampled while being applied as the gradient magnetic field pulse 305.
  • ⁇ and ⁇ are predetermined constants.
  • the echo signal 307 is applied while applying pulses having the waveforms of G 1 (t) and G 2 (t) of the above equation (5) as the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout gradient magnetic field pulse 305.
  • data is arranged on a spiral trajectory that extends outward from the origin of the measurement space.
  • a spiral locus 310 of the measurement space 500 at this time is shown in FIG.
  • the spiral method in addition to the method (single shot spiral method) that samples all data necessary for image reconstruction from one echo signal obtained in one shot, There is a method (multi-shot spiral method) that performs a plurality of times and samples data necessary for image reconstruction from a plurality of echo signals.
  • the spiral sequence is repeated at each repetition interval 308 while changing the intensity of the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout gradient magnetic field pulse 305 for each shot, and at an image acquisition time 309. Collect data necessary for image reconstruction.
  • the intensity of the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout gradient magnetic field pulse 305 for each shot data on a plurality of different spiral trajectories rotating around the origin is collected.
  • Fig. 5 (a) shows how the measurement space 500 is filled in the multi-shot spiral method
  • Fig. 5 (b) shows the first readout gradient magnetic field and the second readout gradient magnetic field applied for each shot. Show.
  • a case where the measurement space 500 is filled with four shots is shown.
  • the first readout gradient magnetic field pulses 304-1, 304-2, 304-3, 304- 4 and the intensity of the second readout gradient magnetic field pulses 305-1, 305-2, 305-3, 305-4 are changed.
  • data on a plurality of different spiral trajectories 311-1, 311-2, 311-3, 311-4 from the center to the outside of the measurement space 500 is acquired, and one image is reconstructed.
  • the necessary measurement space 500 is filled. Indicated by a solid line 311-1, a dotted line 311-2, an alternate long and short dash line 311-3, and a broken line 311-4, respectively.
  • the numbers following the hyphen correspond to the shot numbers (1 to 4) assigned to each shot.
  • the data acquisition period (the width of the sampling window 306) required to fill the measurement space becomes long.
  • a typical data acquisition period is several tens of milliseconds. Since image distortion due to static magnetic field inhomogeneity and magnetic field sensitivity increases in proportion to the data acquisition period, image distortion is likely to occur in the single shot spiral method.
  • the entire imaging time is extended, but the data acquisition period of each shot is shortened, so that image distortion is reduced.
  • the main shape and contrast of the image are determined by information at the center of the measurement space.
  • data sampled from echo signals at different times is placed in the center of the measurement space. For this reason, images with different time phases may be mixed in the center of the measurement space, resulting in blurring.
  • data sampled from all acquired echo signals is arranged near the center of the measurement space. For this reason, the contrast of the image may be lowered.
  • the feature of the non-orthogonal sampling method that artifacts are reduced is maintained, and both image quality and shooting efficiency are achieved. For this reason, in this embodiment, when a plurality of echo signals are obtained by the multi-shot method, sampling is performed by the non-orthogonal sampling method. At this time, sampling is performed so that all data is arranged on the same spiral trajectory extending outward from the center of the measurement space.
  • a sampling method by the data collection sequence unit of the present embodiment for realizing this will be described.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the readout gradient magnetic field waveform of the sampling method according to the present embodiment and the locus of the measurement space.
  • the sampling method of this embodiment is basically in accordance with the spiral method. That is, the pulse sequence shown in FIG. 4 is repeated at each repetition interval 308 while changing the intensities of the first readout gradient magnetic field pulse 304 and the second readout gradient magnetic field pulse 305 for each shot, and 1 at an image acquisition time 309. An echo signal necessary for image reconstruction of a sheet is acquired.
  • data is arranged on the trajectory of a region having a different distance from the center of the measurement space for each shot.
  • a case where the number of shots is four is illustrated.
  • FIGS. 6A to 6D show the waveforms of the first readout gradient magnetic field pulse G 1 (Gx) 104 and the second readout gradient magnetic field pulse G 2 (Gy) 105 for each shot, and the measurement space to be acquired.
  • 500 trajectories 110 are shown.
  • each of the first readings is performed so that the region necessary for image reconstruction of the measurement space 500 is filled with the trajectories 110-1, 110-2, 110-3, and 110-4 acquired by four shots.
  • Sampling is performed while applying the gradient magnetic field G1 and the second readout gradient magnetic field G2.
  • the waveforms of the gradient magnetic field pulses used as the s-th first readout gradient magnetic field pulse 104-s and the second readout gradient magnetic field pulse 105-s are G 1 (t ′s ), G 2 (t ′, s).
  • t ′ is the application time of the first readout gradient magnetic field pulse 104 and the second readout gradient magnetic field pulse 105.
  • the multi-shot method with four shots it is 1/4 time of the total application time T of each readout gradient magnetic field pulse when the echo signal obtained by the single shot method is sampled by the spiral method ( 1 ⁇ t ′ ⁇ T / 4).
  • ⁇ (t ′, s) is expressed by the following equation (8).
  • sampling is performed while applying the first readout gradient magnetic field G 1 and the second readout gradient magnetic field G 2 having the waveforms shown in the above equations (7) and (8) for each shot s.
  • data is arranged on the trajectories 110-1, 110-2, 110-3, and 110-4 of the measurement space 500 shown in FIGS. 6 (a) to 6 (d) for each shot s.
  • data on one spiral trajectory in the measurement space 500 can be obtained without duplication. That is, for each shot s, data of regions (segments) 500A, 500B, 500C, and 500D surrounded by concentric circles each centered on the center of the measurement space shown in FIGS. 6 (a) to (d) can be obtained. Yes, all shots (here 4 shots) can fill the entire measurement space. In this embodiment, an image is reconstructed using the data in the measurement space obtained in this way.
  • the measurement space is basically scanned in the same manner as the conventional spiral method, the reduction of artifacts, which is a feature of the non-orthogonal sampling method, can be maintained. Further, since the measurement is performed by the multi-shot method, each sampling time is short as in the conventional multi-shot spiral method. For this reason, it is possible to suppress the occurrence of image distortion due to chemical shift, contrast reduction, and magnetic field sensitivity.
  • the present embodiment does not sample along the trajectory starting from the origin for each shot, unlike the conventional multi-shot spiral method, the central portion of the measurement space is not measured for each shot. That is, according to the present embodiment, the data is arranged without overlapping on one spiral trajectory in the measurement space, despite the measurement by the multi-shot method. For this reason, the photographing efficiency is not lowered.
  • the central part of the measurement space which has a high influence on the contrast and shape of the image, is composed of data acquired by a single shot, image blur caused by contrast degradation and images with different time phases are mixed. Can be suppressed.
  • the present embodiment in addition to the effects of the conventional multi-shot spiral method, it is possible to obtain an effect that the photographing efficiency is not deteriorated and the occurrence of blurring of an image is suppressed. That is, according to the present embodiment, a high-quality MRI image can be obtained while suppressing body motion artifacts and without deteriorating imaging efficiency.
  • the application time (sampling time) of one readout gradient magnetic field pulse is shortened. Therefore, according to the present embodiment, by adjusting the number of shots, the application time (sampling time) of the readout gradient magnetic field pulse for each shot can be made equivalent to that of the orthogonal sampling method. In this case, the start point and end point of the trajectory in the measurement space are relatively closer to the center of the measurement space than in the orthogonal sampling method. Therefore, the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse to be used is reduced, and noise during application of the gradient magnetic field pulse can be reduced.
  • the sampling is performed while applying the first readout gradient magnetic field pulse and the second readout gradient magnetic field pulse having waveforms according to the equations (7) and (8).
  • the waveform of the readout gradient magnetic field pulse applied during sampling is not limited to this.
  • the waveform of the first readout gradient magnetic field pulse and the second readout gradient magnetic field pulse oscillate and the amplitude gradually increases or decreases, and the s-1th application end point and the sth application start It is only necessary that the intensities of the points coincide with each other, and the trajectory of the measurement space obtained by the first readout gradient magnetic field pulse and the second readout gradient magnetic field pulse is spiral.
  • Second Embodiment a second embodiment to which the present invention is applied will be described.
  • the MRI apparatus of this embodiment is basically the same as that of the first embodiment.
  • the image quality is improved while maintaining the characteristics of non-orthogonal sampling and without reducing the shooting efficiency.
  • the present embodiment further has a function of correcting data inconsistency that occurs between shots.
  • the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the readout gradient magnetic field waveform of the sampling method according to the present embodiment and the locus of the measurement space.
  • the sampling method of this embodiment is basically in accordance with the spiral method, as in the first embodiment.
  • the difference from the sampling method of the first embodiment is that the application time of the first and second readout gradient magnetic field pulses and the sampling window (sampling time) are the same.
  • a sampling method by the data collection sequence unit of the present embodiment for realizing this will be described.
  • FIGS. 7A to 7D show the waveforms of the first readout gradient magnetic field pulse G 1 (Gx) 704 and the second readout gradient magnetic field pulse G 2 (Gy) 705 and the measurement space to be acquired for each shot.
  • the locus 710 is shown.
  • the trajectory of the s-th shot and the readout gradient magnetic field pulses G1 and G2 are represented as 710-s, 704-s, and 705-s (1 ⁇ s ⁇ 4), respectively. If there is no particular need to distinguish between them, no hyphen or less is added.
  • data sampling is started from the time when the first readout gradient magnetic field pulse 701 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 are applied, and the data sampling is continued until the application of both readout gradient magnetic field pulses is completed. . Therefore, the waveforms of the first readout gradient magnetic field pulse 701 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 in the imaging surface of this embodiment are the same as those in the first embodiment during data sampling other than immediately after the start and immediately before the end. (See formula (7) and formula (8)). However, a rising part a is provided immediately after the start, and a falling part b is provided immediately before the end.
  • FIG. Data arranged in the spiral locus portion of 701-s in (d) is sampled.
  • the rising portion a of the gradient magnetic field pulse 701 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 is applied, a linear connection between the origin of the measurement space and the start point of the spiral locus Data arranged on the trajectory is sampled.
  • the falling part b is applied, data arranged on a linear locus connecting the origin of the measurement space and the end point of the spiral locus is sampled.
  • sampling is performed in this way for all shots s, and data on a straight line from the origin to the outside is acquired from the previous shot (shot number s-1: s-1th shot). To do.
  • the information processing system 7 compares the data on the linear trajectory to correct data inconsistency that occurs between shots.
  • the mismatch of data to be corrected includes mismatch due to a change in signal intensity due to relaxation of magnetization, discontinuity of echo signals caused by body movement of the subject, and the like.
  • the MRI signal decays with time according to the following equation (10).
  • FIG. 8 shows a relaxation curve 400 showing the state of attenuation.
  • the time for sampling the echo signal is determined by the echo time (TE) specified as the imaging parameter and the number of data points to be sampled.
  • FIG. 8 shows an example in which data is sampled between times A and B. The longer the time between AB, the greater the difference in signal value due to attenuation.
  • the data mismatch due to the change in signal intensity due to the relaxation of magnetization is caused by the change in signal intensity between the end of signal measurement of the s-1th shot and the start of signal measurement of the sth shot. Is corrected by comparing. That is, in this embodiment, the trajectory of the same measurement space is acquired at both time points. The intensity of these signals is compared, and the amount of attenuation from the start of signal measurement to the end of signal measurement is specified. Then, the amplitude is corrected so that the specified attenuation amount becomes zero.
  • the discontinuity of the echo signal caused by the body movement of the subject often occurs as a change in the phase or amplitude of the echo signal.
  • correction is performed so that the phase difference between shots at the same coordinate in the measurement space in the linear data becomes zero, and the change in amplitude between shots in the linear data becomes zero. .
  • the amplitude is corrected in the same procedure as above.
  • the phase difference is corrected by calculating the phase difference between shots at the same coordinate and subtracting the difference from the phase of each shot so that the difference becomes zero.
  • the displacement of the subject is corrected based on the phase difference distribution created from the phase differences calculated at a plurality of coordinates.
  • a correction method for example, the navigator echo method described in US Pat. No. 6,541,970 can be used.
  • a phase difference distribution (phase shift map) is created using the reference navigation echo and each navigation echo.
  • the phase is corrected by subtracting the phase difference obtained from this phase shift map from each echo signal.
  • the trajectory of the first readout gradient magnetic field pulse 701 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 due to the rising portion a and the trajectory due to the falling portion b of both gradient magnetic field pulses are mutually in the measurement space.
  • the waveforms of the first readout gradient magnetic field pulse 701 and the second readout gradient magnetic field pulse 702 are set so as to be different from each other by 90 °, the data on these trajectories are used, and the subjects in two orthogonal directions within the imaging plane are used. Can detect body movement. Thereby, the body movement of the subject in the two directions can be corrected.
  • the waveform G 1 and G 2 of the first readout gradient magnetic field pulse 704 and a second readout gradient pulse 705 to adjust the trajectory 710 that samples the measurement space 500 in a spiral shape, a portion between the shot Duplicate.
  • the circumferential movement that is, rotational movement
  • the imaging efficiency is lowered accordingly.
  • the sampling method of the present embodiment compared with the conventional multi-shot spiral method, the central portion of the measurement space is not measured many times, so that it is possible to improve image contrast reduction and blurring.
  • the various corrections are performed by the information processing system 7 as described above.
  • the information processing system 7 implements a correction unit that performs these correction processes by causing the CPU 71 to load a program stored in the storage device 72 or the external storage device 73 in advance into the memory and execute the program.
  • the waveforms G 1 and G 2 of the first readout gradient magnetic field pulse 704 and the second readout gradient magnetic field pulse 705 have the rising part a and the falling part b.
  • a straight line portion is obtained on the trajectory of the measurement space. By using the data on this straight line, it is possible to correct and reduce data mismatch between shots. Therefore, in addition to the effects obtained in the first embodiment, artifacts generated in the image can be further reduced.
  • MRI apparatus of this embodiment is basically the same as that of each of the above embodiments.
  • sampling method by the data acquisition sequence unit of the first or second embodiment is applied to the multi-echo method.
  • FIG. 9 shows a pulse sequence when the sampling method of this embodiment is applied to the multi-echo method.
  • RF, Gs, G1, G2, AD, and echo are RF pulse, slice gradient magnetic field, readout gradient magnetic field in the first direction, readout gradient magnetic field in the second direction, A / D conversion, and echo signal, respectively.
  • 801 is an RF pulse for excitation
  • 802 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 803 is a slice rephase gradient magnetic field pulse.
  • 804-1 to 804-4 are the first readout gradient magnetic field pulses
  • 805-1 to 805-4 are the second readout gradient magnetic field pulses
  • 806-1 to 806-4 are the sampling windows
  • 807-1 to 807- 4 is an echo signal
  • 808 is a repetition time (irradiation interval of the RF pulse 801).
  • FIG. 10 (a) shows the trajectory of the measurement space 500 by the sampling method of the present embodiment.
  • data sampled from the four echo signals 807-1 to 807-4 are respectively converted into trajectories 810-1 (solid line), 810-2 (dotted line), 810- in the four areas of the measurement space.
  • Waveforms of the first readout gradient magnetic field pulses 804-1 to 804-4 and the second readout gradient magnetic field pulses 805-1 to 805-4 so as to be arranged on 3 (thin solid line) and 810-4 (thin dotted line), respectively. And set the sampling period.
  • each of the first readout gradient magnetic field pulses 804-1 to 804-4 and the second readout gradient magnetic field pulses 805-1 to 805-4 have waveforms represented by the equations (7) and (8).
  • s is replaced with an echo number e (here, 1 ⁇ e ⁇ 4) uniquely assigned to each echo signal 807-1 to 807-4. Therefore, the waveforms of the first readout gradient magnetic field pulse and the second readout gradient magnetic field pulse when obtaining the e-th echo signal of the present embodiment are represented by G M1 and G M2 in the following equation (11), respectively. Is done.
  • ⁇ ′ (t ′, e) is expressed by the following equation (12).
  • Equation (12) shows a case where the number of echoes is 4.
  • E is an integer equal to or greater than 1 and e is 1 ⁇ e ⁇ E
  • Equation (12) is expressed by the following equation (13).
  • TE echo time
  • the measurement space is filled in the order of the trajectories 810-2 to 810-4 in the order from the time when the echo signal 807 is acquired to the TE.
  • TE is set to a short time of about 10 msec and filled in the above order.
  • an imaging sequence (in which the data is arranged on each locus 810-4, 810-3, 810-2, 810-1 in the order in which the echo signals 807-1 to 807-4 are acquired)
  • First read gradient magnetic field pulses 804-1 to 804-4 and second read gradient magnetic field pulses 805-1 to 805-2) are set.
  • the processing (shot) from the irradiation of the RF pulse 801 to the measurement of the echo signal 807-4 is performed by the first readout gradient magnetic field pulses 804-1 to 804-. While changing the intensities of the 4 and second readout gradient magnetic field pulses 805-1 to 805-4 for each shot, the image acquisition time 809 is repeatedly obtained from the measured echo signals 807-1 to 807-4 repeatedly at a repetition interval 808. To sample the data needed to reconstruct a single image.
  • data sampled from all echo signals 807-1 to 807-4 of each shot is arranged in an area divided in a predetermined order for each shot. In each region, data sampled from echo signals 807-1 to 807-4 acquired in one shot is arranged in a predetermined order.
  • An imaging sequence is set so as to realize these data arrangements. This is because the first readout gradient magnetic field pulses 804-1 to 804-4 and the second readout gradient magnetic field pulses 805-1 to 805-4 are respectively represented by G 1 (t ′, e) in the following equation (14). And a waveform represented by G 2 (t ′, e).
  • e is an echo number (in this case, 1 ⁇ e ⁇ 4)
  • s is a shot number (in this case, 1 ⁇ s ⁇ 4)
  • ⁇ ′ (t ′, s) is expressed by the following equation (15 ).
  • Equation (15) shows a case where the number of shots is four.
  • S is an integer of 1 or more, and s is 1 ⁇ s ⁇ S
  • equation (16) is expressed by the following equation (16).
  • FIG. 10B illustrates the data arrangement on the trajectory 810-3 filled with one shot when the number of shots is 4 and the number of echoes in each shot is 4.
  • the data sampled from the echo signals 807-1 to 807-4 obtained after the application of one RF pulse 801 does not overlap in order from the start point of the spiral trajectory 810-3. , 810-3-2, 810-3-3, and 810-3-4, in that order.
  • the data can be arranged without overlapping on one spiral trajectory in the measurement space.
  • the effect of shortening the photographing time which is the merit of the multi-echo method
  • simply combining the spiral method and the multi-echo method causes a problem that the contrast is lowered because all echo signals are arranged in the center of the measurement space, but according to the present embodiment, the echo time ( Data sampled from echo signals acquired in (TE) can be placed in the center of the measurement space. For this reason, the contrast does not decrease.
  • data sampled from echo signals acquired at a desired time can be arranged in the center of the measurement space, an image with a desired contrast can be obtained.
  • the image quality can be further improved by performing the correction.
  • the imaging parameter is changed according to each divided region (segment) in the measurement space where the data sampled from the echo signal is arranged. Note that the imaging parameter to be changed affects the imaging time and the image quality.
  • the data sampling time ADtime is calculated by the following equation (17) using the number of acquired data SamplePoint and the sampling time interval SamplePitch.
  • the sampling time ADtime can be shortened by increasing the reception bandwidth BW from Equation (18).
  • the measurement space is divided into a plurality of segments, and each segment is filled for each shot.
  • the imaging parameter at the time of sequence execution is changed according to the segment, sampling is performed by the data collection sequence unit, and imaging is performed with a desired image quality and a desired imaging time.
  • the number of data to be acquired SamplePoint is kept constant, the reception bandwidth BW and the readout gradient magnetic field pulse intensity GI are changed, and sampling is executed with the optimum sampling time ADtime.
  • the reception bandwidth BW is set narrow.
  • the segment near the center is filled with data obtained from an echo signal having a good signal-to-noise ratio SNR.
  • the reception bandwidth BW is set wide to shorten the sampling time ADtime.
  • the sampling time ADtime becomes long, but good data can be obtained, while the high spatial frequency region Can be obtained in a short time, although the data has a low SNR. Therefore, compared with the case where the reception bandwidth BW is constant, a high quality image can be obtained in the same shooting time. In addition, an image having the same quality can be obtained in a short photographing time.
  • reception bandwidth BW from equation (18)
  • more data can be obtained within the same sampling time (the number of acquired data SamplePoints can be increased). That is, by changing the reception bandwidth BW and the read gradient magnetic field pulse intensity GI according to each segment in the measurement space, the number of points SamplePoint of data to be sampled is changed for each segment.
  • the reception bandwidth BW is set to be narrow.
  • the segment near the center is filled with data obtained from an echo signal having a good signal-to-noise ratio SNR.
  • the reception bandwidth Rwidth is set wide, and more data is obtained within the same sampling time.
  • the MRI apparatus 10 of the present embodiment includes an imaging parameter setting unit.
  • the imaging parameter setting unit of the present embodiment generates a setting screen for setting imaging parameters and displays it on the display device 74.
  • the imaging parameter setting unit receives imaging parameters input via the input device 75 on the setting screen displayed on the display device 74, and sets them as imaging parameters used when the pulse sequence is executed.
  • the imaging parameter setting unit of the present embodiment is realized by the information processing system 7. That is, the information processing system 7 realizes an imaging parameter setting unit by causing the CPU 71 to load a program stored in the storage device 72 or the external storage device 73 in advance into the memory and execute it.
  • FIG. 11A shows an example of the setting screen 900.
  • various imaging parameters are input and set.
  • the number of shots Shot901 the number of segments (segments) Segment902, the frequency encoding number Freq # 903, the shooting field of view FOV904, and the reception bandwidth Bandwidth905 can be entered.
  • the configuration is shown.
  • the number of segments defines how many one spiral trajectory in the measurement space acquired by the conventional spiral method is divided. Data sampled from one echo signal is arranged on each of the divided trajectories.
  • the total number of echoes to be measured TotalEcho is expressed by the following equation (19) using the number of shots Shot and the number of segments (segments) to be divided.
  • 1 is set to the shot number Shot1002.
  • the parameters can be set in the same way for both the multi-shot spiral method and the single-shot spiral method.
  • the number of shots Shot901 is set to 1, and the number of segments 902 is set to be the same as the number of phase encodes of normal measurement (orthogonal sampling method).
  • the number of echo signal samplings is slightly increased, an image can be obtained in the same shooting time as in the case of normal measurement.
  • a sub setting screen 910 as shown in FIG. 11B may be provided.
  • the imaging parameter setting unit displays a sub setting screen 910 and accepts imaging parameter settings for each segment.
  • the sub setting screen 910 may be displayed in response to a user instruction.
  • the number of sampling points can be changed according to the region where the trajectory of the measurement space is arranged. Therefore, the degree of freedom of the pulse sequence is high. Further, the reception bandwidth can be changed according to the same area. Therefore, the signal to noise ratio can be increased. As described above, according to the present embodiment, in addition to the effects obtained in the above-described embodiments, since the shooting parameter setting unit is provided, it is possible to perform measurement with a good balance between shooting time and image quality.
  • the present invention is not limited to the contents disclosed in the above embodiments, and can take various forms based on the gist of the present invention.
  • small numbers such as the number of shots, the number of multi-echoes, the number of data points, etc. are illustrated for the sake of explanation, but these numbers are not limited to the above.
  • the case where the gradient echo method is used is described as an example for the imaging sequence unit that determines the image contrast in each of the above-described embodiments, but this is used as the imaging sequence of this part.
  • the pulse sequence is not limited to this. Since the spiral method as the sampling module does not depend on the type of pulse sequence constituting the imaging sequence unit, it can be applied to, for example, the spin echo method.
  • the contrast of the object to be imaged changes according to the elapsed time since the contrast medium was injected.
  • images are continuously acquired using fluoroscopy measurement or the like, and diagnosis is performed based on the contrast due to the difference in the arrival time of the contrast agent.
  • it may be configured to acquire data in a low spatial frequency region having a large influence on the contrast of an image with high frequency.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining the data acquisition order and reconstruction timing in an examination using a contrast agent as an example of each of the above embodiments.
  • FIG. 12 (a) is an example in which the measurement space to be filled is divided into four regions, which are A, B, C, and D, respectively.
  • Fig. 12 (b) is an example in which the measurement of sampling the four areas A to D shown in Fig. 12 (a) in this order is repeated.
  • the image is reconstructed each time all the echo signals of the four areas A to D are acquired.
  • each area is updated each time a new area is measured. For this reason, once the echo signal is filled in the entire measurement space, the echo signal is always filled in the measurement space thereafter.
  • the echo signal of the region A which is the central region of the measurement space, greatly affects the contrast of the image, in the case of an image where the contrast is important, as long as the region A is not updated, even if the image is reconstructed, A desired image cannot be obtained. Accordingly, as shown in FIG. 12 (b), when the four areas A to D are updated at the same frequency (measurement is performed), the image is regenerated every time the update interval of the area A, that is, every area is updated. Constitute.
  • FIG. 12 (c) is an example in which the region A, which is the central region of the measurement space, is frequently updated for the four regions A to D shown in FIG. 12 (a).
  • the read gradient magnetic field pulses G 1 and G 2 are controlled so as to acquire the area A once every two times. By measuring in this way, an image can be created every two measurements.
  • spiral methods that sample in an unspecified direction in the measurement space, for example, a spiral method in a three-dimensional space, and a spiral method that samples from the center of the measurement space to the center and then returns to the center. The same applies.

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Abstract

　非直交系サンプリング法において、計測空間をサンプリングする軌跡を最適化する。すなわち、複数のエコー信号から、計測空間の中心から外側に向かう1の渦巻き状の軌跡上に配置するデータをサンプリングする。サンプリングは、中心から外側に向かう順に重複なくかつ連続してデータが配置されるよう行う。あるいは重複させ、重複した部分のデータを用いて、エコー信号間の不整合を補正してもよい。

Description

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
　本発明は、核磁気共鳴(以下、「NMR」と略記する)現象を利用して被検体の対象部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」と略記する)技術に関する。特に、計測空間を非平行かつ不等間隔にサンプリングする非直交系シーケンスを用いて前記断層画像を得る磁気共鳴イメージング技術に関する。
　MRI装置では、静磁場空間に置かれた被検体が発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、画像化するに際し、傾斜磁場を用いてエコー信号に位置情報を付与する。傾斜磁場としては、エコー信号を位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコードするとともにエコー信号の読み出しに用いる周波数エンコード傾斜磁場が用いられる。計測されたエコー信号は、1つの軸を位相エンコード方向、他の軸を周波数エンコード方向とし、各傾斜磁場の強度によって規定される計測空間(k空間)を占めるデータとなる。
　一般的な撮像方法として、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す直交系(Cartesian)サンプリング法がある。直交系サンプリング法では、撮影中に被検体が動いた場合、その影響は画像全体に及び、位相エンコード方向に画像が流れた様なアーチファクト(以下、「体動アーチファクト」と略記する)が生じる。
　これに対し、一つのエコー信号の計測毎に、位相エンコード傾斜磁場および周波数エンコード傾斜磁場をともに変化させてサンプリングを行う非直交系(Non-cartesian)サンプリング法と呼ばれる撮像方法がある。非直交系サンプリング法には、ラディアル法(例えば、非特許文献1参照。)や、スパイラル法(例えば、非特許文献2参照。)等がある。
　ラディアル法は計測空間の略一点(一般的には原点)を回転中心として、回転角を変えながら放射状にサンプリングし、一枚の画像再構成に必要なデータを得る技術である。一方、スパイラル法は計測空間の略一点(一般的には原点)を回転中心として回転角及び回転半径を変えながら渦巻き状にサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なデータを得る技術である。
　これらの非直交系サンプリング法を用いて撮影を行う場合、各点のサンプリング方向が1方向に並ばないので、体動アーチファクトは画像の周辺に散らばる。体動アーチファクトが、注目すべき視野の外側へ出るため、直交系サンプリング法の撮影と比較して目立たなくなる。このため、非直交系サンプリング法は、体動に対してロバストといわれている。
　さらに、スパイラル法は、計測空間を埋める際に無駄な時間が少なく、効率よくデータ収集できることから、高速撮影法として応用されている。また、エコー信号の読み出し時に用いる傾斜磁場パルス波形が、台形波ではなく正弦波と余弦波との組み合わせたものであるため、傾斜磁場システムに対して効率が良いことに加え、傾斜磁場を印加した際の騒音も少ない。
　なお、MRIでは、画像再構成に高速フーリエ変換を用いているので、データは、計測空間の規則正しい格子上の座標に配置される必要がある。しかし、非直交系サンプリング法では、データは、必ずしも格子上の座標に配置されない。そこで、グリッディング処理と呼ばれる補間処理を用いて、格子上の座標にデータを再配置する(例えば、非特許文献3参照。)。グリッディング処理は、Sinc関数やKaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行う。
G. H. Glover et. al., Projection Reconstruction Techniques for Redution of Motion Effects in MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275-289 (1992) C. B. Ahn, High-Speed Spiral-Scan Echo Planar NMR Imaging-I, IEEE Trans. Med. Imag, 1986 vol MI-5 No.1:1-7 J. I Jackson et. Al., Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding, IEEE Trans. Med. Imaging, vol.10, pp. 473-478, 1991
　ラディアル法、スパイラル法のいずれも、計測空間の一点を回転中心としてエコー信号を収集するため、計測空間の中心付近はサンプリングの密度が高い。このため、データの加算効果によりアーチファクトの絶対量はさらに低減する。しかし、直交系サンプリング法と比べて計測空間を充填するために必要なエコー信号数が多くなり、撮影時間が長くなる。
　スパイラル法では、例えば、シングルショット法を用い、1回のショットで全計測空間を充填することにより撮影効率を上げることができる。しかし、1回に取得する点数を多くすると、エコー信号のサンプリング時間が長くなるため、ケミカルシフトやコントラストの低下、磁場感受性による画像歪みが発生し、画質が低下する。
　このような画質の低下を避けるため、マルチショット法を用い、1回のサンプリング時間を短くして計測空間を充填する手法がある。ここでは、ショット毎に異なる渦巻状の軌跡上のデータを取得する。このように構成することで、画質の低下は抑えられる。また、計測空間の原点付近の低空間周波数領域を何度も取得するため、加算効果による体動アーチファクトが抑制される。しかし、撮影効率は向上しない。また、異なる時間のエコー信号が計測空間の中心部に配置されるため、被検体の動きが周期的で無い場合や大きい場合は、得られる画像は、異なる形状の画像が混ざり合ったものとなる。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、MRIで画像を得るにあたり、体動アーチファクト抑制しつつ、また、撮影効率を悪化させず、画質を向上させることを目的とする。
　本発明は、非直交系サンプリング法において、計測空間をサンプリングする軌跡を最適化する。複数のエコー信号から、計測空間の中心から外側に向かう1の渦巻き状の軌跡上に配置するデータをサンプリングする。
　具体的には、被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する高周波磁場照射手段と、読み出し傾斜磁場を印加しながら前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出し計測空間にデータとして配置するデータ収集手段と、前記高周波磁場照射手段と前記データ収集手段との動作を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御手段は、前記データ収集手段が、複数の前記エコー信号から、前記計測空間の中心から外側に向かう渦巻き状の1の軌跡上に配置するデータを収集するよう制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　また、核磁気共鳴により放出される複数のエコー信号それぞれから、計測空間の中心から外側に向かう渦巻き状の1の軌跡上に配置されるデータを、重複なく当該計測空間を埋めるよう収集するデータ収集ステップと、前記データ収集ステップで収集した前記計測空間のデータから画像を再構成する画像再構成ステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法を提供する。
　本発明によれば、MRIで画像を得るにあたり、体動アーチファクト抑制しつつ、また、撮影効率を悪化させることなく、画質を向上させることができる。
第一の実施形態のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図 ラディアル法のパルスシーケンスを説明するための図 (a)は、ラディアル法による計測空間の配置を、(b)はシングルショット・スパイラル法の計測空間の配置を説明するための図 スパイラル法のパルスシーケンスを説明するための図 (a)は、マルチショット・スパイラル法の計測空間の配置を説明するための図、(b)はショット毎の読み取り傾斜磁場の波形を説明するための図 (a)～(d)は第一の実施形態のサンプリング法の、ショット毎の読み出し傾斜磁場波形と計測空間の配置とを説明するための図 (a)～(d)は第二の実施形態のサンプリング法の、ショット毎の読み出し傾斜磁場波形と計測空間の配置とを説明するための図 MRIの磁化の緩和を説明するための図 第三の実施形態のサンプリング法をマルチエコー法に適用する場合のパルスシーケンス図 (a)は、シングルショット法に第三の実施形態を適用する場合の計測空間の配置を説明するための図、(b)は、マルチショット法に第三の実施形態を適用する場合の計測空間の配置を説明するための図 (a)、(b)は、第四の実施形態の設定画面の画面構成を説明するための図 (a)～(c)は、本発明の実施例を説明するための図
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　図1は本実施形態のMRI装置10の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置10は、NMR現象を利用して被検体1の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、シーケンサ4と、送信系5と、受信系6と、情報処理系7と、を備える。
　静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。被検体1の周りに配置される、永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段を備える。
　傾斜磁場発生系3は、X、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれの傾斜磁場コイル31を駆動する傾斜磁場電源32とを備える。傾斜磁場電源32は、後述のシ-ケンサ4からの命令に従って傾斜磁場コイル31それぞれを駆動し、X、Y、Z3軸方向の傾斜磁場Gs、Gp、Gfを被検体1に印加する。X、Y、Zのいずれかの1方向に印加するスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)により被検体1に対するスライス面を設定し、残り2方向に印加する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)とにより、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する。情報処理系7が備えるCPU71の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。
　送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射する。高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。高周波発振器52から出力されたRFパルスは、シーケンサ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る。振幅変調されたRFパルスは、高周波増幅器54で増幅された後、被検体1に近接して配置された送信コイル51に供給される。そして、高周波コイル51からRFパルス(電磁波)が被検体1に照射される。
　受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出する。受信側の高周波コイル(受信コイル)61と増幅器62と直交位相検波器63とA/D変換器64とを備える。送信コイル51から照射された電磁波によって誘起される応答の電磁波(NMR信号)が、被検体1に近接して配置された受信コイル61で検出される。検出されたNMR信号は、増幅器62で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器63により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器64でディジタル量に変換されて、情報処理系7に送られる。
　なお、図1において、送信コイル51および受信コイル61と傾斜磁場コイル31は、被検体1の周りの空間に配置される静磁場発生系2が形成する静磁場空間内に設置される。
　情報処理系7は、CPU71と、記憶装置72と、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置73と、ディスプレイ等の表示装置74と、マウス、キーボード等の入力装置75とを備える。受信系6からのデータが入力されると、CPU71は、信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像を表示装置74に表示すると共に、記憶装置72および/または外部記憶装置73に記録する。
　現在MRI装置10の撮影対象スピン種として臨床で普及しているものは、被検体1の主たる構成物質であるプロトンである。MRI装置10は、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布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次元的に撮影する。
　また、断層画像を再構成するためのデータ収集は、パルスシーケンスとこれを制御するために必要な撮影パラメータとに従って行われる。パルスシーケンスは、励起用RFパルスの印加を含む、断層画像のコントラスト等を決定する撮像シーケンス部と、励起用RFパルスの印加により発生するエコー信号をサンプリングして計測空間に充填するデータ収集シーケンス部とを備える。パルスシーケンスは、予め作成され、記憶装置72および/または外部記憶装置73に保持され、撮影パラメータは、操作者から入力装置75を介して入力され、記憶装置72および/または外部記憶装置73に保持される。CPU71は、パルスシーケンスと撮影パラメータとに従って、シーケンサ4に指示を与え、これを実現する。
　本実施形態のデータ収集シーケンス部は、複数のエコー信号から、計測空間の1の渦巻き状の軌跡上のデータを収集(サンプリング)する。本実施形態のデータ収集シーケンス部が実現するサンプリング法の説明に先立ち、一般の非非直交系サンプリング法について説明する。図2に、非直交系サンプリング法の中の、ラディアル法のパルスシーケンスの一例を示す。
　図2において、RF、Gs、G1、G2、AD、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、第1の方向の読み出し傾斜磁場、第2の方向の読み出し傾斜磁場、A/D変換、エコー信号の軸を表す。また、201は励起用のRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスリフェーズ傾斜磁場パルス、204は第一の読み出し傾斜磁場パルス、205は、第二の読み出し傾斜磁場パルス、206はサンプリングウインド、207はエコー信号、208は繰り返し時間(RFパルス201の照射間隔)である。そして、RFパルス201の照射からエコー信号207の計測までの処理(ショットと呼ぶ。)を、第一の読み出し傾斜磁場パルス204および第二の読み出し傾斜磁場パルス205の強度をショット毎に変化させながら、繰返し間隔208毎に繰り返し、計測したエコー信号207から、画像取得時間209で1枚の画像を再構成するために必要なデータをサンプリングする。
　ラディアル法では、任意のRFパルス励起法で励起された原子核スピンから放出されるエコー信号を、計測空間の略1点(一般に計測空間の中心)を中心とした放射状の軌跡に沿ってサンプリングし、データを収集する。このようなデータの収集を実現するため、以下の式(1)のG1(t)およびG2(t)で表される波形のパルスを第一の読み出し傾斜磁場パルス204および第二の読み出し傾斜磁場パルス205として印加しながら、エコー信号をサンプリングする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、Gfは直交系サンプリング法で用いる読み出し傾斜磁場パルス波形、θは繰り返し時間208毎に計測するエコー信号の、計測空間の回転角度、tは読み出し傾斜磁場パルスの印加時間(1≦t≦T)である)。ここで、Tは、サンプリング時間である。一般的には、エコー信号は、読み出し傾斜磁場パルスの強度が一定となった区間でサンプリングするため、Gfは時間に依存しない。従って、以下の式(2)に示すように、定数Gで表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　MRIでは、読み出し傾斜磁場パルスの出力と、計測空間の座標には、以下の式(3)に示す関係がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　ここで、γは磁気回転比である。
　従って、式(1)と式(2)と式(3)とから、RFパルス201の印加から時間t後に計測するエコー信号207からサンプリングされたデータが配置される計測空間の座標(kx(t),ky(t))は、以下の式(4)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　なお、一般に、計測空間は、縦軸をKy、横軸をKxと表す。ここでは、式(1)のG1およびG2を、それぞれ、Gx、Gyとし、対応する座標kx、kyを算出した。以下、同様である。
　以上より、上記式(1)のG1(t)およびG2(t)の波形のパルスを第一の読み出し傾斜磁場パルス204および第二の読み出し傾斜磁場パルス205として印加しながらエコー信号207をサンプリングすると、計測空間の原点を通ってx軸と成す角度がθの直線状の軌跡上にデータが配置される。このときの計測空間500の軌跡210を図3(a)に示す。データは原点を中心として放射状に拡がる直線状の軌跡210上に配置される。
　次に、非直交系サンプリング法の異なる例として、スパイラル法のパルスシーケンス(スパイラルシーケンス)を図4に示す。図4のRF、Gs、G1、G2、AD、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、第1の方向の読み出し傾斜磁場、第2の方向の読み出し傾斜磁場、A/D変換、エコー信号の軸を表す。また、301は励起用のRFパルス、302はスライス選択傾斜磁場パルス、303はスライスリフェーズ傾斜磁場パルス、304は第一の読出し傾斜磁場パルス、305は、第二の読出し傾斜磁場パルス、306はサンプリングウインド、307はエコー信号、308は繰り返し時間(RFパルス301の照射間隔)である。ここでも、RFパルス301の照射からエコー信号307の計測までの処理(ショット)を、第一の読み出し傾斜磁場パルス304および第二の読み出し傾斜磁場パルス305の強度をショット毎に変化させながら、繰返し間隔308毎に繰り返し、計測したエコー信号307から、画像取得時間309で1枚の画像を再構成するために必要なデータをサンプリングする。
　スパイラル法では、任意のRFパルス励起法で励起された原子核スピンから放出されるエコー信号を、計測空間の略一点(一般に計測空間の中心)を回転中心とした渦巻き状の軌跡に沿ってサンプリングし、データを収集する。このようなデータの収集を実現するため、以下の式(5)のG1(t)およびG2(t)で表される波形のパルスを第1の読み出し傾斜磁場パルス304および第2の読み出し傾斜磁場パルス305として印加しながら、エコー信号をサンプリングする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　ここで、η、ζは、それぞれ予め定められた定数である。
　従って、式(5)と式(3)とから、RFパルス301の印加から時間t後に計測するエコー信号307からサンプリングされたデータが配置される計測空間の座標(kx(t),ky(t))は、以下の式(6)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　以上より、上記式(5)のG1(t)およびG2(t)の波形のパルスを第一の読み出し傾斜磁場パルス304および第二の読み出し傾斜磁場パルス305として印加しながらエコー信号307をサンプリングすると、計測空間の原点から外側に向かう渦巻き状の軌跡上にデータが配置される。このときの計測空間500の渦巻き状の軌跡310を図3(b)に示す。
　スパイラル法には、上述のように、1回のショットで得た1のエコー信号から1枚の画像再構成に必要な全てのデータをサンプリングする手法(シングルショット・スパイラル法)以外に、ショットを複数回行って、複数のエコー信号から1枚の画像再構成に必要なデータをサンプリングする方法(マルチショット・スパイラル法)がある。マルチショット・スパイラル法では、第1の読出し傾斜磁場パルス304および第2の読み出し傾斜磁場パルス305の強度をショット毎に変化させながら、繰り返し間隔308毎に上記スパイラルシーケンスを繰り返し、画像取得時間309で1枚の画像再構成に必要なデータを収集する。ショット毎に第1の読出し傾斜磁場パルス304および第2の読み出し傾斜磁場パルス305の強度を変化させることにより、原点の周りを回転する異なる複数の渦巻き状の軌跡上のデータを収集する。
　マルチショット・スパイラル法の場合の計測空間500の充填の様子を図5(a)に、また、ショット毎に印加する第一の読み出し傾斜磁場および第二の読み出し傾斜磁場を図5(b)に示す。ここでは、一例として、4回のショットで、計測空間500の領域を充填する場合を示す。
　本図に示すように、マルチショット・スパイラル法では、図5(b)に示すように、ショット毎に印加する第一の読み出し傾斜磁場パルス304-1、304-2、304-3、304-4、および、第二の読み出し傾斜磁場パルス305-1、305-2、305-3、305-4の強度を変化させる。そして、ショット毎に、計測空間500の、中心から外側に向かう複数の異なる渦巻き状軌跡311-1、311-2、311-3、311-4上のデータを取得し、1枚の画像再構成に必要な計測空間500の領域を充填する。それぞれ、実線311-1、点線311-2、一点鎖線311-3、および破線311-4で示す。ハイフンに続く数字はそれぞれ各ショットに付与したショット番号(1～4)に対応する。
　シングルショット・スパイラル法では、計測空間を埋めるために必要なデータ取得期間(サンプリングウインド306の幅)は長くなる。典型的なデータ取得期間は、数十msecである。静磁場不均一や磁場感受性などに起因する画像歪みはデータ取得期間に比例して増加するので、シングルショット・スパイラル法では画像の歪が発生しやすい。この点、マルチショット・スパイラル法では、全体の撮影時間は延長するが、各ショットのデータ取得期間は短くなるため、画像歪みは低減する。
　一方、画像の主要な形状並びにコントラストは、計測空間の中心部の情報により決定される。マルチショット・スパイラル法では、異なる時間のエコー信号からサンプリングしたデータが計測空間の中心部に配置される。このため、計測空間の中心部で時相の異なる画像が混在し、ボケが生じる場合がある。さらに、マルチエコー法を併用すると、計測空間の中心付近には、取得した全てのエコー信号からサンプリングしたデータがそれぞれ配置される。このため、画像のコントラストが低下することがある。
　本実施形態では、アーチファクトが低減するという非直交系サンプリング法の特徴は維持し、画質と撮影効率とを両立させる。このため、本実施形態では、マルチショット法で複数のエコー信号を得る際に、非直交形サンプリング法でサンプリングする。このとき、計測空間の中心から外側に向かう同一の1本の渦巻き状の軌跡上に全データが配置されるよう、サンプリングを行う。以下、これを実現する本実施形態のデータ収集シーケンス部によるサンプリング法を説明する。
　図6は、本実施形態のサンプリング法の読み出し傾斜磁場波形およびこれによる計測空間の軌跡を説明するための図である。本実施形態のサンプリング法は、基本的にはスパイラル法に沿ったものである。すなわち、図4に示すパルスシーケンスを、第1の読出し傾斜磁場パルス304および第2の読み出し傾斜磁場パルス305の強度をショット毎に変化させながら、繰り返し間隔308毎に繰り返し、画像取得時間309で1枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。従来のスパイラル法と違い、本実施形態のサンプリング法によれば、ショット毎に計測空間の中心からの距離が異なる領域の軌跡上にデータを配置する。ここでは、ショット数4回の場合を例示する。
　図6(a)～(d)は、ショット毎の、第一の読み出し傾斜磁場パルスG1(Gx)104および第二の読み出し傾斜磁場パルスG2(Gy)105の波形と、取得する計測空間500の軌跡110を示す。s回目のショットの軌跡、第一の読み出し傾斜磁場パルスG1および第二の読み出し傾斜磁場パルスG2を、それぞれ110-s、104-s、105-s(1≦s≦4)と表す。また、特に区別する必要がない場合は、ハイフン以下を付さない。
　本実施形態では、4回のショットで取得した軌跡110-1、110-2、110-3、110-4により、計測空間500の画像再構成に必要な領域を埋めるよう、それぞれ第一の読み出し傾斜磁場G1および第二の読み出し傾斜磁場G2を印加しながらサンプリングする。このとき、s回目の第一の読み出し傾斜磁場パルス104-s、および第二の読み出し傾斜磁場パルス105-sとして用いられる傾斜磁場パルスの波形は、それぞれ以下の式(7)のG1(t’s)、G2(t’、s)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで、t’は第一の読み出し傾斜磁場パルス104および第二の読み出し傾斜磁場パルス105の印加時間である。ここでは、ショット数4のマルチショット法を用いるため、シングルショット法で得たエコー信号をスパイラル法でサンプリングする際のそれぞれの読み出し傾斜磁場パルスの総印加時間Tの1/4の時間である(1≦t’≦T/4)。また、τ(t’，s)は、以下の式(8)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　なお、ショット数がn(nは1以上の整数)の場合は、上記式(8)は、以下の式(9)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　ここで、1≦t’≦T/nである。
　マルチショット法において、ショットs毎に上記式(7)および式(8)で示される波形を有する第一の読み出し傾斜磁場G1および第二の読み出し傾斜磁場G2を印加しながらサンプリングを行うことにより、ショットs毎に図6(a)～(d)それぞれに示す計測空間500の軌跡110-1、110-2、110-3、110-4上にデータが配置される。これらを合わせると、計測空間500内で1の渦巻き状の軌跡上のデータを重複することなく得る。すなわち、ショットs毎に、それぞれ図6(a)～(d)に示す、それぞれ計測空間の中心を中心とする同心円で囲まれる領域(セグメント)500A、500B、500C、500Dのデータを得ることができ、全ショット(ここでは4ショット)で、全計測空間の領域を充填することができる。このようにして得た計測空間内のデータを用い、本実施形態では、画像を再構成する。
　以上説明したように、本実施形態によれば、基本的には従来のスパイラル法と同様に計測空間を走査するため、非直交系サンプリング法の特徴であるアーチファクトの低減は維持できる。また、また、マルチショット法で計測するため、従来のマルチショット・スパイラル法同様、各サンプリング時間は短い。このため、ケミカルシフトやコントラストの低下、磁場感受性による画像歪みの発生を抑えることができる。
　さらに、本実施形態は、従来のマルチショット・スパイラル法のように、ショット毎に原点から始まる軌跡に沿ってサンプリングするものではないため、計測空間の中心部をショット毎に計測することがない。すなわち、本実施形態によれば、マルチショット法で計測するにも関わらず、計測空間の1本の渦巻き状の軌跡上に重複することなくデータを配置する。このため、撮影効率も低下しない。また、画像のコントラスト及び形状に影響度の高い計測空間の中央部を一回のショットで取得したデータで構成するので、コントラスト低下や、時相の異なる画像が混在することにより発生する画像のボケを抑えることができる。
　従って、本実施形態によれば、従来のマルチショット・スパイラル法の効果に加え、撮影効率が悪化せず、画像のボケの発生も抑えるといった効果を得ることができる。すなわち、本実施形態によれば、体動アーチファクトを抑制しつつ、また、撮影効率を悪化させることなく、高品質のMRI画像を得ることができる。
　なお、本実施形態によれば、ショット数を多くすればするほど、1回の読み出し傾斜磁場パルスの印加時間(サンプリング時間)が短くなる。従って、本実施形態によれば、ショット数を調整することにより、各ショットの読み出し傾斜磁場パルスの印加時間(サンプリング時間)を直交系サンプリング法と同等にすることもできる。この場合、計測空間の軌跡の開始点及び終了点が、直交系サンプリング法の場合と比べ相対的に計測空間の中心に近くなる。従って、使用する読み出し傾斜磁場パルスの振幅が小さくなり、傾斜磁場パルス印加時の騒音が低減できる。
　また、上記実施形態では、式(7)および式(8)による波形を有する第一の読み出し傾斜磁場パルスおよび第二の読み出し傾斜磁場パルスを印加しながらサンプリングするよう構成されている。しかし、サンプリング時に印加する読み出し傾斜磁場パルスの波形はこれに限られない。第一の読み出し傾斜磁場パルスおよび第二の読み出し傾斜磁場パルスの波形が、振動し、かつ、振幅が漸増または漸減するものであり、s-1回目の印加の終端点とs回目の印加の開始点との強度が一致するよう構成され、第一の読み出し傾斜磁場パルスおよび第二の読み出し傾斜磁場パルスによって得られる計測空間の軌跡が渦巻き状になっていればよい。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態のMRI装置は基本的に第一の実施形態と同様である。また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、非直交系サンプリングの特性は維持しつつ、そして、撮影効率を低下させず、画質を向上させる。本実施形態では、さらに、ショット間に生じたデータの不整合を補正する機能を備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　図7は、本実施形態のサンプリング法の読出し傾斜磁場波形およびこれによる計測空間の軌跡を説明するための図である。本実施形態のサンプリング法も、第一の実施形態同様、基本的にはスパイラル法に沿ったものである。第一の実施形態のサンプリング法との違いは、第一および第二の読み出し傾斜磁場パルスの印加時間とサンプリングウインド(サンプリング時間)とが同じとなる点である。以下、これを実現する本実施形態のデータ収集シーケンス部によるサンプリング法を説明する。
　本実施形態においても、第一の実施形態同様、ショット数4回の場合を例示する。図7(a)～(d)は、ショット毎の、第一の読み出し傾斜磁場パルスG1(Gx)704および第二の読み出し傾斜磁場パルスG2(Gy)705の波形と、取得する計測空間の軌跡710を示す。s回目のショットの軌跡、読み出し傾斜磁場パルスG1およびG2を、それぞれ710-s、704-s、705-s(1≦s≦4)と表す。また、特に区別する必要がない場合は、ハイフン以下を付さない。
　本実施形態では、第一の読み出し傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルス702が印加された時点からデータのサンプリングを開始し、両読み出し傾斜磁場パルスの印加終了までデータのサンプリングを継続する。従って、本実施形態の撮影面内の第一の読み出し傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルスおよび702の波形は、開始直後および終了直前以外のデータサンプリング中は第一の実施形態と同様の形状を有する(式(7)および式(8)参照)。しかし、開始直後に立ち上がり部aを、終了直前に立ち下り部bを、それぞれ備える。
　このため、第一の読み出し傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルス702の式(7)および式(8)で示される波形を有する部分が印加されている間は、図7(a)～(d)の701-sの渦巻き状の軌跡部分に配置されるデータがサンプリングされる。また、これらの傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルス702の立ち上がり部aが印加されている間は、計測空間の原点と渦巻き状の軌跡部の開始点との間を結ぶ直線状の軌跡上に配置されるデータがサンプリングされる。また、立ち下り部bが印加されている間は、計測空間の原点と渦巻状の軌跡部の終了点との間を結ぶ直線状の軌跡上に配置されるデータがサンプリングされる。
　本実施形態では、全てのショットsで、このようにサンプリングし、前回のショット(ショット番号s-1：s-1回目のショット)との間で、原点から外側に向う直線上のデータを取得する。
　本実施形態では、情報処理系7において、この直線状の軌跡上のデータを比較することで、ショット間に生じたデータの不整合を補正する。補正対象のデータの不整合には、磁化の緩和による信号強度の変化による不整合、被検体の体動などにより生じるエコー信号の不連続などがある。
　MRI信号は、RFパルスの照射で励起された後は、以下の式(10)に従って時間の経過とともに減衰する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 　ここで、αは定数、T2は組織の緩和時間である。減衰の様子を示す緩和曲線400を図8に示す。この時、エコー信号をサンプリングする時間は、撮像パラメータとして指定されるエコー時間(TE)とサンプリングするデータ点数とにより決まる。図8は、時間AとBとの間でデータをサンプリングする例であり、このAB間の時間が長ければ長いほど減衰による信号値の差が大きくなる。
　従って、本実施形態では、磁化の緩和による信号強度の変化によるデータの不整合を、s-1回目のショットの信号計測終了時と、s回目のショットの信号計測開始時との信号強度の変化を比較することにより補正する。すなわち、本実施形態では、両時点で同じ計測空間の軌跡を取得している。これらの信号の強度を比較し、信号計測開始時から信号計測終了時までの減衰量を特定する。そして、特定した減衰量が0となるよう振幅を補正する。
　また、被検体の体動などにより生じるエコー信号の不連続は、エコー信号の位相や振幅の変化として生じる場合が多い。この場合は、この直線的なデータにおける計測空間の同座標におけるショット間の位相差が0となるよう、また、直線的なデータにおけるショット間での振幅の変化が0となるよう、補正を行う。
　振幅の補正は上記同様の手順で行う。また、位相差の補正は、同座標におけるショット間の位相差を算出し、その差が0となるよう各ショットの位相からそれぞれ差分を減算する。又は、複数の座標で算出した位相差から作成した位相差の分布をもとに、被検体の位置ずれを補正する。補正方法としては、例えば、米国特許第6541970号明細書に記載のナビゲータエコー法を用いることができる。ここでは、位相差の分布(位相シフトマップ)を基準ナビゲーションエコーと各ナビゲーションエコーとを用いて作成する。この位相シフトマップから得られる位相差を各エコー信号から減算することにより位相を補正する。
　また、1のショットにおいて、第一の読み出し傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルス702の立ち上がり部aによる軌跡と、両傾斜磁場パルスの立ち下がり部bによる軌跡とが、計測空間で互いに90°異なる方向になるよう第一の読み出し傾斜磁場パルス701および第二の読み出し傾斜磁場パルス702の波形を設定すると、これらの軌跡上のデータを用い、撮影面内の直交する2方向の被検体の体動を検出できる。これにより、当該2方向の被検体の体動を補正することができる。
　また、第一の読み出し傾斜磁場パルス704および第二の読み出し傾斜磁場パルス705の波形G1およびG2を調整し、計測空間500をスパイラル状にサンプリングしている軌跡710を、ショット間で一部重複させる。重複した軌跡上のデータを比較することにより、円周方向の動き(即ち回転運動)を検出でき、当該動きを補正することができる。なお、スパイラル状の軌跡を重複させるため、その分撮影効率は低下する。しかし、本実施形態のサンプリング法によれば、従来のマルチショット・スパイラル法に比べ、計測空間の中央部を何度も計測しないので、画像コントラスト低下とボケの発生とは改善できる。
　なお、本実施形態において、上記各種の補正は、上述のように情報処理系7で行われる。情報処理系7は、予め記憶装置72または外部記憶装置73に格納されたプログラムをCPU71がメモリにロードして実行することにより、これらの補正処理を行う補正部を実現する。
　以上説明したように、本実施形態によれば、第一の読み出し傾斜磁場パルス704および第二の読み出し傾斜磁場パルス705の波形G1およびG2が立ち上がり部aおよび立ち下がり部bを有するため、計測空間の軌跡に直線部が得られる。この直線上のデータを利用して、ショット間のデータの不整合を補正し、低減することができる。従って、第一の実施形態で得られる効果に加え、さらに画像に生じるアーチファクトを低減することができる。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態のMRI装置は基本的に上記各実施形態と同様である。本実施形態では、マルチエコー法に第一または第二の実施形態のデータ収集シーケンス部によるサンプリング法を適用する。
　図9は、本実施形態のサンプリング法をマルチエコー法に適用した場合のパルスシーケンスである。本図において、RF、Gs、G1、G2、AD、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、第1の方向の読み出し傾斜磁場、第2の方向の読み出し傾斜磁場、A/D変換、エコー信号の軸を表す。また、801は励起用のRFパルス、802はスライス選択傾斜磁場パルス、803はスライスリフェーズ傾斜磁場パルスである。
　ここでは、シングルショット法の4エコーのマルチエコー法の場合のパルスシーケンスを例示する。804-1～804-4は第一の読出し傾斜磁場パルス、805-1～805-4は、第二の読出し傾斜磁場パルス、806-1～806-4はサンプリングウインド、807-1～807-4はエコー信号、808は繰り返し時間(RFパルス801の照射間隔)である。
　図10(a)に本実施形態のサンプリング法による計測空間500の軌跡を示す。本実施形態では、上記4つのエコー信号807-1～807-4からサンプリングしたデータを、それぞれ、計測空間の4つの領域内の軌跡810-1(実線)、810-2(点線)、810-3(細実線)、810-4(細点線)それぞれに配置するよう、第一の読出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読出し傾斜磁場パルス805-1～805-4の波形およびサンプリング期間を設定する。
　これは、各第一の読み出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読出し傾斜磁場パルス805-1～805-4を式(7)および式(8)で表される波形とすることにより実現できる。ただし、sを、各エコー信号807-1～807-4に一意に付与されたエコー番号e(ここでは、1≦e≦4)に置き換える。従って、本実施形態のe番目のエコー信号を得る際の第一の読み出し傾斜磁場パルスおよび第二の読み出し傾斜磁場パルスの波形は、それぞれ、以下の式(11)のGM1およびGM2で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 　ここで、τ’(t’,e)は、以下の式(12)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 　なお、式(12)は、エコー数が4の場合を示す。一般に、エコー数がE(Eは1以上の整数、また、eは、1≦e≦E)の場合は、上記式(12)は、以下の式(13)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 　このとき、画像コントラストに大きな影響を与える計測空間の中心部付近の領域内の軌跡810-1上には、エコー時間(TE)に取得したエコー信号807からサンプリングしたデータが配置される。次いで、エコー信号807を取得した時間がTEに近い順に各軌跡810-2～810-4の順に計測空間を埋める。例えば、T1強調画像を得る場合、TEを10msec程度の短い時間に設定し、上記の順に充填する。
　一方、T2強調画像を得る場合は、TEを長く設定する。このため、撮影効率を考えると、エコー信号807-1～807-4を取得した順に、データを各軌跡810-4、810-3、810-2、810-1上に配置するよう撮像シーケンス(第一の読み出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読み出し傾斜磁場パルス805-1～805-2の波形)を設定する。
　さらにマルチショット法を組み合わせる場合は、図9に示すシーケンスにおいて、RFパルス801の照射からエコー信号807-4の計測までの処理(ショット)を、第一の読み出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読み出し傾斜磁場パルス805-1～805-4の強度をショット毎に変化させながら、繰返し間隔808毎に繰り返し、計測したエコー信号807-1～807-4から、画像取得時間809で1枚の画像を再構成するために必要なデータをサンプリングする。
　この場合、ショット毎に予め定めた順に分割した領域に各ショットの全エコー信号807-1～807-4からサンプリングしたデータを配置する。また、各領域内では、それぞれ1ショット内で取得するエコー信号807-1～807-4からサンプリングしたデータを予め定めた順に配置する。これらのデータ配置を実現するよう、撮像シーケンスを設定する。これは、第一の読み出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読み出し傾斜磁場パルス805-1～805-4を、それぞれ以下の式(14)のG1(t’，e)およびG2(t’，e)で表される波形とすることにより実現できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 　ここで、eはエコー番号(この場合、1≦e≦4)、sはショット番号(この場合、1≦s≦4)であり、φ’(t’，s)は、以下の式(15)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 　なお、式(15)は、ショット数が4の場合を示す。一般に、ショット数がS(Sは1以上の整数、また、sは1≦s≦S)の場合は、上記式(15)は、以下の式(16)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 　図10(b)に、ショット数4、各ショット内のエコー数4の場合の、1のショットで充填される軌跡810-3上のデータ配置を例示する。1のRFパルス801印加後に得られるエコー信号807-1～807-4からそれぞれサンプリングされるデータは、渦巻き状の軌跡810-3の開始点から順に重複することなく、それぞれ軌跡810-3-1、810-3-2、810-3-3、810-3-4上に、順に配置される。他の軌跡810-1、810-2、810-4についても同様である。
　このように第一の読出し傾斜磁場パルス804-1～804-4および第二の読出し傾斜磁場パルス805-1～805-4の波形およびサンプリング期間を設定することにより、マルチショット・マルチエコー法においても、計測空間の1本の渦巻き状の軌跡上に重複することなくデータを配置することができる。
　以上のように構成することで、第一の実施形態で得られる効果に加え、マルチエコー法のメリットである撮影時間の短縮の効果も得られる。また、スパイラル法とマルチエコー法を単純に組み合わせるのみでは、計測空間の中心部に全てのエコー信号が配置されるので、コントラストが低下する問題があるが、本実施形態によれば、エコー時間(TE)に取得したエコー信号からサンプリングしたデータを計測空間の中央部に配置できる。このため、コントラストが低下しない。さらに、所望の時間に取得したエコー信号からサンプリングしたデータを計測空間の中央部に配置することもできるため、所望のコントラストの画像を得ることができる。
　さらに、本実施形態においても、第二の実施形態と同様に、立ちあがり部aおよび立ち下がり部bを加えることにより、上記効果を低減させず、補正用の信号を取得することができる。従って、補正を行うことにより、さらに画質を向上させることができる。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態について説明する。本実施形態のMRI装置は、基本的に上記各実施形態と同様である。本実施形態では、上記各実施形態のいずれかの構成に加え、エコー信号からサンプリングされたデータが配置される計測空間内の各分割領域(セグメント)に応じて撮像パラメータを変更する機能を備える。なお、変更する撮像パラメータは、撮影時間、画質に影響を与えるものである。
　MRIでは、データのサンプリング時間ADtimeは、取得するデータ数SamplePointと、サンプリング時間間隔SamplePitchとを用いて、以下の式(17)により計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
 　このとき、サンプリング時間間隔SamplePitchは、サンプリング時の受信バンド幅Rwidthによって決定する。すなわち、サンプリング時間間隔SamplePitchは受信バンド幅BWに反比例する(BW＝α/SamplePitch、αは定数)。従って、受信バンド幅BWと、データのサンプリング時間ADtimeと取得するデータ数SamplePointとの関係は以下の式(18)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
 　すなわち、同じ空間分解能を得る場合、式(18)より受信バンド幅BWを広くすると、サンプリング時間ADtimeを短くすることができる。
　この受信バンド幅BW内に必要な空間周波数の情報を入れるため、第一の読み出し傾斜磁場パルスG1および第二の読み出し傾斜磁場パルスG2の強度を受信バンド幅BWに応じて計算する必要がある。一般的に、受信バンド幅BWと読み出し傾斜磁場パルス強度GIとは、比例関係となる(BW＝βGI、βは定数)。また、一般に、受信バンド幅BWが広くなると信号雑音比SNRは低下する(BW＝γ/SNR、γは定数)。
　上記各実施形態では、計測空間を複数のセグメントに分割し、ショット毎に各セグメントを充填する。本実施形態では、このとき、セグメントに応じてシーケンス実行時の上記撮像パラメータを変更し、データ収集シーケンス部によりサンプリングを行い、所望の画質および所望の撮影時間で撮影を実行する。例えば、取得するデータ数SamplePointは一定に保ち、受信バンド幅BW及び読み出し傾斜磁場パルス強度GIを変更し、最適なサンプリング時間ADtimeでサンプリングを実行する。
　具体的には、計測空間の中心付近(低空間周波数領域)のセグメントを充填するデータをサンプリングするエコー信号を取得する際は、受信バンド幅BWを狭く設定する。これにより、中心付近のセグメントには信号雑音比SNRの良好なエコー信号から得たデータが充填される。一方、高空間周波数領域のセグメントを充填するデータをサンプリングするエコー信号を取得する際は、受信バンド幅BWを広く設定し、サンプリング時間ADtimeを短縮する。
　このように設定することにより、再構成画像の画質に影響の大きい低空間周波数領域を収集する際は、サンプリング時間ADtimeは長くなるが、良好なデータを得ることができ、一方、高空間周波数領域を収集する際は、SNRの低いデータではあるが、短い時間で得ることができる。従って、受信バンド幅BWが一定の場合と比べて、同一の撮影時間で高品質の画像を得ることができる。また、同程度の品質の画像を短い撮影時間で得ることができる。
　また、式(18)から受信バンド幅BWを広くすることにより、同じサンプリング時間内により多くのデータを得る(取得するデータ数SamplePointを増やす)ことができる。すなわち、計測空間の各セグメントに応じて受信バンド幅BW及び読み出し傾斜磁場パルス強度GIを変更することで、セグメント毎にサンプリングするデータの点数SamplePointを変更する。
　例えば、計測空間の中心付近(低空間周波数領域)のセグメントを充填するデータをサンプリングするエコー信号を取得する際は、受信バンド幅BWを狭く設定する。これにより、上記同様、中心付近のセグメントには信号雑音比SNRの良好なエコー信号から得たデータが充填される。一方、高空間周波数領域のセグメントを充填するデータをサンプリングするエコー信号を取得する際は、受信バンド幅Rwidthを広く設定し、同じサンプリング時間内により多くのデータを得る。
　このように設定することにより、再構成画像の画質に影響の大きい低空間周波数領域を収集する際は、同じサンプリング時間内に得られるデータ数は減少し、繰り返し回数は増加するが、SNRの良好なデータを得ることができる。一方、高空間周波数領域を収集する際は、SNRの低いデータではあるが、同じサンプリング時間内により多くのデータを得ることができ、繰返し回数を低減することができる。従って、受信バンド幅が一定の場合に比べて、同一の繰り返し回数で、高品質の画像を得ることができる。また、同程度の品質の画像を少ない繰返し回数で得ることができる。
　本実施形態では、上記のように充填する計測空間の領域毎に受信バンド幅BW等の撮像パラメータを変更し、最適なシーケンスを実行する。このため、本実施形態のMRI装置10は、撮像パラメータ設定部を備える。本実施形態の撮像パラメータ設定部は、撮像パラメータ設定のための設定画面を生成し、表示装置74に表示する。また、撮像パラメータ設定部は、表示装置74上に表示される設定画面上で入力装置75を介して入力される撮像パラメータを受け付け、パルスシーケンス実行時に用いる撮像パラメータとして設定する。
　なお、本実施形態の撮像パラメータ設定部は、情報処理系7により実現される。すなわち、情報処理系7は、予め記憶装置72または外部記憶装置73に格納されたプログラムをCPU71がメモリにロードして実行することにより、撮像パラメータ設定部を実現する。
　ここで、設定画面1001の画面構成について説明する。図11(a)は、設定画面900の一例である。MRIでは様々な撮像パラメータが入力され、設定される。ここでは、撮影時間、画質に影響を与える代表的なパラメータとして、ショット数Shot901、分割する領域(セグメント)数Segment902、周波数エンコード数Freq#903、撮影視野FOV904、受信バンド幅Bandwidth905を入力可能な画面構成を示す。なお、セグメント数は、従来のスパイラル法で取得する計測空間内の1の渦巻き状の軌跡を幾つに分割するかを定義する。分割された軌跡上には、それぞれ、1のエコー信号からサンプリングしたデータが配置される。
　計測する総エコー数TotalEchoは、ショット数Shotと分割する領域(セグメント)数Segmentとを用い、以下の式(19)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
 　シングルショット法では、ショット数Shot1002に1を設定する。これにより、マルチショット法のスパイラル法とシングルショット法のスパイラル法とのどちらも同じようにパラメータを設定できる。
　例えば、ショット数Shot901を1とし、Segment数902を通常計測(直交系サンプリング法)の位相エンコード数と同じに設定する。この場合、エコー信号のサンプリング数が若干増加するものの、通常計測の場合と同じ撮影時間で画像を得ることができる。
　なお、上述のように、セグメント毎に受信バンド幅といった撮影パラメータを変更することができる。これに対応可能なように、例えば、図11(b)に示すようなサブ設定画面910を設けてもよい。例えば、Segment902に2以上の数値が設定された場合、撮像パラメータ設定部は、サブ設定画面910を表示し、セグメント毎に、撮影パラメータの設定を受け付ける。なお、サブ設定画面910の表示は、ユーザの指示を受けて行うよう構成してもよい。
　以上説明したように、本実施形態によれば、計測空間の軌跡を配置する領域に応じてサンプリング点数を変更できる。従って、パルスシーケンスの自由度が高い。また、同領域に応じて受信バンド幅を変更できる。従って、信号雑音比を高くすることができる。このように、本実施形態によれば、上記各実施形態で得られる効果に加え、撮影パラメータ設定部を備えるため、撮影時間と画質とのバランスの良い計測を行うことができる。
　なお、本発明は、上記各実施形態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各種形態を取り得る。上記各実施形態では、説明のため、ショット数、マルチエコー数、データ点数等、小さい数字を例示しているが、これらの数は、上記に限定されない。また、上記各実施形態では、更に、上記各実施形態では、画像コントラストを決定する撮像シーケンス部についてはグラディエントエコー法を用いる場合を例にあげて説明しているが、この部分の撮像シーケンスとして用いるパルスシーケンスはこれに限られない。サンプリングモジュールとしてのスパイラル法は撮像シーケンス部を構成するパルスシーケンスの種類には依存しないため、例えば、スピンエコー法にも適用できる。
　さらに、上記各実施形態では、計測空間内の1の渦巻き状の軌跡上のデータを、中心から順に取得する場合を例にあげて説明している。従って、計測空間の中心には、撮影時間の初期に取得したデータが配置される。この場合、得られる画像のコントラストおよび形状は、撮影時間の所期に取得したエコー信号によって定まる。しかし、データの取得順はこれに限られない。目的に応じて任意に設定できる。
　例えば、造影剤を用いた検査では、造影剤が注入されてからの経過時間に従って撮影対象のコントラストが変わる。このため、従来はフルオロスコピー計測などを用いて連続的に画像を取得し、造影剤の到達時間の差によるコントラストを基に診断する。このような用途の場合は、画像のコントラストに影響の大きい低空間周波数領域のデータを高い頻度で取得するよう構成してもよい。
　図12は、上記各実施形態の実施例として、造影剤を用いた検査におけるデータ取得順と再構成タイミングを説明するための図である。ここでも、上記同様、計測空間を4つの領域(セグメント)に分割して計測を行う場合を例にあげて説明する。図12(a)は、充填される計測空間を、4つの領域に分割した例であり、それぞれA、B、C、Dとする。
　図12(b)は、図12(a)で示した4つの領域A～Dをこの順にサンプリングする計測を繰り返す例である。図12(b)の例では、4つの領域A～Dの全てのエコー信号が取得される毎に画像は再構成される。図12(b)に示すように毎回A～Dの順に全ての領域の計測が繰り返される場合、計測空間では、各領域が新たに計測される毎に当該領域が更新される。このため、1回全計測空間にエコー信号が充填されると、その後は、常時計測空間内にはエコー信号は充填されている。しかし、計測空間の中心部の領域である領域Aのエコー信号が画像のコントラストに大きな影響を与えるため、コントラストが重要な画像の場合、領域Aが更新されない限り、画像を再構成しても、所望の画像は得られない。従って、図12(b)のように、4つの領域A～Dを等頻度で更新する(計測を行う)場合、領域Aの更新間隔、すなわち、全領域が更新される毎に、画像を再構成する。
　図12(c)は、図12(a)で示した4つの領域A～Dについて、計測空間の中心部の領域である領域Aを高頻度に更新する例である。この例では、最初に全ての計測空間の領域A～Dを取得した後は、2回に1回の頻度で領域Aを取得するよう読み取り傾斜磁場パルスG1およびG2を制御する。このように計測することで、画像は2回の計測毎に作成することができる。
　また、上記各実施形態では、計測空間の中心から外側向ってサンプリングするスパイラル法の例を示したが、計測空間の外側から中心に向ってサンプリングするスパイラル法にも同様に適用できる。計測空間の外側から中心に向ってサンプリングする場合、埋めるには、式(7)の計算において、時間τ(t’，s)を逆向きに計算すればよい。即ち、τ(t’，s)は、以下の式(20)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
 　である。
　この場合、計測空間の中心には撮影時間の終期に取得したデータが配置される。従って、画像のコントラストおよび形状が、撮影時間の終期に取得したエコー信号によって決まる。
　さらに、計測空間の不特定方向にサンプリングするようなスパイラル法、例えば3次元空間でのスパイラル法や、計測空間の中心から外側にサンプリングした後に、再度中心に戻るようなサンプリングをするスパイラル法なども同様に適用できる。
　1　被検体、2　静磁場発生系、3　傾斜磁場発生系、4　シーケンサ、5　送信系、6　受信系、7　情報処理系、10　MRI装置、31　傾斜磁場コイル、32　傾斜磁場電源、51　送信コイル、52　シンセサイザ、53　変調器、54　高周波増幅器、61　受信コイル、62　増幅器、63　直交位相検波器、64　A/D変換器、71　CPU、72　記憶装置、73　外部記憶装置、74　表示装置、75　入力装置、104-1　第一の読み出し傾斜磁場パルス、104-2　第一の読み出し傾斜磁場パルス、104-3　第一の読み出し傾斜磁場パルス、104-4　第一の読み出し傾斜磁場パルス、105-1　第二の読み出し傾斜磁場パルス、105-2　第一の読み出し傾斜磁場パルス、105-3　第一の読み出し傾斜磁場パルス、105-4　第一の読み出し傾斜磁場パルス、110-1　軌跡、110-2　軌跡、110-3　軌跡、110-4　軌跡、201　励起用RFパルス、202　スライス選択傾斜磁場パルス、203　スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、204　第一の読み出し傾斜磁場パルス、205　第二の読み出し傾斜磁場パルス、206　サンプリングウインド、207　エコー信号、208　繰り返し時間、209　画像取得時間、210　直線状軌跡、301　励起用RFパルス、302　スライス選択傾斜磁場パルス、303　スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、304　第一の読み出し傾斜磁場パルス、305　第二の読み出し傾斜磁場パルス、306　サンプリングウインド、307　エコー信号、308　繰り返し時間、309　画像取得時間、310　渦巻き状軌跡、311-1　渦巻き状軌跡、311-2　渦巻き状軌跡、311-3　渦巻き状軌跡、311-4　渦巻き状軌跡、400　緩和曲線、500　計測空間、704-1　第一の読み出し傾斜磁場パルス、704-2　第一の読み出し傾斜磁場パルス、704-3　第一の読み出し傾斜磁場パルス、704-4　第一の読み出し傾斜磁場パルス、705-1　第二の読み出し傾斜磁場パルス、705-2　第一の読み出し傾斜磁場パルス、705-3　第一の読み出し傾斜磁場パルス、705-4　第一の読み出し傾斜磁場パルス、710-1　軌跡、710-2　軌跡、710-3　軌跡、710-4　軌跡、801　励起用RFパルス、802　スライス選択傾斜磁場パルス、803　スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、808　繰り返し時間、809　画像取得時間、804-1　第一の読み出し傾斜磁場パルス、804-2　第一の読み出し傾斜磁場パルス、804-3　第一の読み出し傾斜磁場パルス、804-4　第一の読み出し傾斜磁場パルス、805-1　第二の読み出し傾斜磁場パルス、805-2　第二の読み出し傾斜磁場パルス、805-3　第二の読み出し傾斜磁場パルス、805-4　第二の読み出し傾斜磁場パルス、806-1　サンプリングウインド、806-2　サンプリングウインド、806-3　サンプリングウインド、806-4　サンプリングウインド、807-1　エコー信号、807-2　エコー信号、807-3　エコー信号、807-4　エコー信号、810-1　軌跡、810-2　軌跡、810-3　軌跡、810-3-1　軌跡、810-3-2　軌跡、810-3-3　軌跡、810-3-4　軌跡、810-4　軌跡、900　設定画面、901　ショット数、902　セグメント数、903　周波数エンコード数、904　撮影視野、905　受信バンド幅、910　設定画面

Claims (15)

  1. 　被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する高周波磁場照射手段と、読み出し傾斜磁場を印加しながら前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出し計測空間にデータとして配置するデータ収集手段と、前記高周波磁場照射手段と前記データ収集手段との動作を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が、前記計測空間の中心から外側に向かう渦巻き状の1の軌跡上に配置するデータを複数の前記エコー信号の検出により収集するよう制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が前記各エコー信号から収集するデータを当該エコー信号の取得順に前記渦巻き状の1の軌跡上に略連続して重複なく配置するよう、前記読み出し傾斜磁場の波形を制御すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が、前記各エコー信号から収集するデータを、前記渦巻き状の1の軌跡上に前記計測空間の中心から外側に向かって順に配置するよう、前記読み出し傾斜磁場の波形を制御す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2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が、前記データ収集手段が、前記各エコー信号から収集するデータを、前記渦巻き状の1の軌跡上に前記計測空間の外側から中心に向かって順に配置するよう、前記読み出し傾斜磁場の波形を制御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2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が、前記複数のエコー信号毎に、当該エコー信号から収集されるデータが配置される前記渦巻き状の軌跡の開始点および終端点それぞれと前記計測空間の中心とを結ぶ2つの直線状の軌跡上に配置するデータを補正用データとしてさらに収集するよう、前記読出し傾斜磁場の波形を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記開始点と前記中心とを結ぶ直線状の軌跡と、前記終端点と前記中心とを結ぶ直線状の軌跡とが、前記計測空間上で直交するよう前記読出し傾斜磁場の波形を制御す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1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記データ収集手段が、前記各エコー信号から収集するデータを、前記渦巻き状の1の軌跡上に前記計測空間の中心から外側または外側から中心に向かって順に、かつ、当該軌跡上で一部重複して配置するよう前記読み出し傾斜磁場の波形を制御し、当該重複して配置されたデータを補正用データと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5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記補正用データを用い、連続する2つのエコー信号間の信号の不連続を補正する信号補正手段をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記エコー信号毎に、前記渦巻き状の1の軌跡であって、前記計測空間の中心からの距離が異なる所定範囲の領域の軌跡に沿ってデータを収集するよう前記データ収集手段の動作を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、前記高周波磁場であって、被検体内の磁化を励起する励起高周波磁場の1回の照射毎に、複数のエコー信号を取得するよう制御すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　撮影時間または再構成画像の品質に影響を与える撮影パラメータを、高周波磁場であって被検体内の磁化を励起する励起高周波磁場の照射毎に変更するパラメータ変更手段をさらに備え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11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記励起高周波磁場毎の前記撮像パラメータの指定を受け付ける入力手段をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像パラメータは、前記データ収集手段が前記1の励起高周波磁場毎に収集するデータの数、受信帯域、および前記励起高周波磁場の印加間隔の少なくとも1つであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　静磁場中に置かれた被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する高周波磁場照射手段と、前記静磁場に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記各磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する検出手段と、前記検出したエコー信号をデータとして計測空間に配置するデータ配置手段と、前記計測空間に配置されたデータから画像を再構成する画像再構成手段と、前記高周波磁場照射手段、前記傾斜磁場印加手段、前記検出手段、前記データ配置手段および前記画像再構成手段の動作を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御手段は、複数の前記エコー信号により前記計測空間を充填するよう制御するとともに、前記検出手段が各エコー信号を検出する際、前記傾斜磁場印加手段に、振動し、かつ、振幅が漸増または漸減する波形であって、開始点の強度が前回のエコー信号検出時の終端点の強度に一致する波形を有する第一の傾斜磁場および第二の傾斜磁場と、前記第一の傾斜磁場および前記第二の傾斜磁場により前記計測空間をスパイラル状に計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　核磁気共鳴により放出される複数のエコー信号を検出して、計測空間の中心から外側に向かう渦巻き状の1の軌跡上に配置されるデータを、重複なく当該計測空間を埋めるよう収集するデータ収集ステップと、
    　前記データ収集ステップで収集した前記計測空間のデータから画像を再構成する画像再構成ステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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