WO2011018954A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び同期計測方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び同期計測方法 Download PDF

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瀧澤　将宏
高橋　哲彦
後藤　智宏
阿部　貴之
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as ⁇ MRI '') technique for obtaining a tomographic image of an examination site of a subject using a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as ⁇ NMR '') phenomenon. It is related with synchronous photography technology.
  • ⁇ MRI '' magnetic resonance imaging
  • ⁇ NMR '' nuclear magnetic resonance
  • echo signals at each lattice point on k-space are collected by Cartesian sampling in which sampling parallel to the frequency encoding direction is repeated in the phase encoding direction.
  • orthogonal sampling echo signals are sampled repeatedly while changing the phase encoding amount.
  • phase encoding direction due to random body motion of the subject or periodic motion such as pulsation. This occurs because when a subject whose position changes during photographing is picked up, a random phase change is added to the echo signal and the echo signal is not placed at the correct position during Fourier transform in the phase encoding direction.
  • the main synchronized imaging methods include a respiratory synchronization method that suppresses body motion artifacts caused by respiration and an electrocardiographic synchronization method that suppresses body motion artifacts caused by heart motion or pulsation.
  • the repetition time (TR) is limited by the physiological cycle of the living body, and the degree of freedom in setting the imaging parameters is reduced.
  • TR repetition time
  • TR is set in the range of 900 msec to 1 sec. Therefore, when the electrocardiographic synchronization method is used together when acquiring a T1-weighted image, it is difficult to set an optimal imaging parameter, and it is difficult to obtain a correct contrast.
  • Non-cartesian sampling methods have been proposed to reduce body motion artifacts regardless of whether they are periodic or random.
  • a radial method for example, see Non-Patent Document 1
  • a hybrid radial method for example, see Non-Patent Document 2
  • a spiral method for example, see Non-Patent Document 3
  • the radial method is a technique for obtaining an echo signal necessary for image reconstruction by performing radial sampling while changing the rotation angle with the rotation point being approximately one point (generally the origin) in the measurement space. Since shooting is completed for each rotation angle, artifacts are unlikely to occur. Further, since sampling is performed in a radial manner, the central portion of the measurement space is measured in an overlapping manner, and artifacts are not noticeable due to the addition effect. Furthermore, even when artifacts occur, since sampling is not performed in a specific direction, the artifacts are scattered in the image, and the artifacts are not conspicuous compared to the orthogonal sampling method.
  • the hybrid radial method is a combination of the radial method and phase encoding.
  • the measurement space is divided into a plurality of blades with different sampling directions and sampled, and phase encoding is performed within the blade.
  • the hybrid radial method has a feature that it can be easily applied to a sequence of a multi-echo method that acquires a plurality of echo signals by applying a single high-frequency magnetic field.
  • the multi-echo method applied to the hybrid radial method for example, the FSE method and the echo planar method are known.
  • the spiral method is a technique that obtains an echo signal necessary for image reconstruction by sampling in a spiral shape while changing the rotation angle and rotation radius around the rotation point and rotation radius about one point (generally the origin) in the measurement space. .
  • the spiral method is applied as a high-speed imaging method because it wastes less time when filling a measurement space and data can be collected efficiently.
  • the gradient magnetic field pulse waveform used when reading the echo signal is not a trapezoidal wave, but a combination of a sine wave and a cosine wave. There are few features.
  • the non-orthogonal sampling method when imaging a region that is greatly affected by periodic motion, the state of the region to be imaged varies greatly depending on the imaging start timing. Thereby, when the imaging
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a technique for obtaining a high-quality and stable image with reduced body motion artifacts with a desired image contrast regardless of the region to be imaged. Objective.
  • the imaging sequence using the non-orthogonal sampling method is executed in synchronization with the biological signal only at the start time, and the repetition time (TR) is maintained between each shot in the imaging sequence.
  • an imaging sequence that divides a measurement space into a plurality of regions, repeats shots by a non-orthogonal sampling method at predetermined repetition time intervals, and collects echo signals of one or more regions from the subject And a biological signal receiving means for receiving a periodic biological signal of the subject, wherein the biological signal receiving means receives the biological signal.
  • the magnetic resonance imaging apparatus is characterized in that the imaging sequence is started after a predetermined delay time and is executed while maintaining the repetition time interval.
  • an imaging sequence for collecting one or more echo signals corresponding to a partial area of the measurement space, and repeating the imaging with different partial areas at a predetermined repetition time interval
  • a biological signal receiving step for receiving a periodic biological signal of the subject, wherein the imaging step receives the biological signal and then performs the imaging sequence after a predetermined delay time.
  • the synchronous measurement method is characterized in that the imaging sequence is repeated while maintaining the repetition time interval.
  • a high-quality and stable image with reduced body motion artifacts of a subject can be obtained with a desired image contrast regardless of the part to be imaged.
  • the block diagram which shows the whole structure of the MRI apparatus of 1st embodiment Explanatory drawing showing pulse sequence of orthogonal FSE sequence Explanatory drawing showing the state of echo signal group collected in orthogonal FSE sequence in measurement space Explanatory drawing showing pulse sequence of hybrid radial FSE sequence It is a figure which shows the mode of arrangement to the measurement space of the echo signal group collected by the hybrid radial FSE sequence, (a) is 1 blade, (b) is an explanatory view showing the whole measurement space It is a figure for explaining the synchronous imaging method, (a) is a sequence example of ECG synchronization, (b) is an explanatory diagram showing the state of arrangement of the collected echo signal in the measurement space, respectively Explanatory drawing for demonstrating the outline
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an example of the MRI apparatus 10 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 10 of the present embodiment obtains a tomographic image of the subject 1 using the NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a sequencer 4, A transmission system 5, a reception system 6, an information processing system 7, and a biological signal detection unit 8.
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the body axis direction or in a direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1, and is a permanent magnet system arranged around the subject 1 or It is composed of a normal conduction type or superconducting type magnetic field generating means.
  • 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.
  • a gradient magnetic field pulse having components in three axis directions of X, Y, and Z is applied to the subject 1.
  • a slice direction gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of X, Y, and Z to set the slice plane for the subject 1, and the phase encode direction gradient magnetic field pulse (Gp) in the remaining two directions
  • Gf frequency encoding direction gradient magnetic field pulse
  • the transmission system 5 irradiates a high-frequency magnetic field (RF) pulse to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high-frequency oscillator 52, a modulator 53, and a high-frequency amplifier 54. And a high frequency coil (transmission coil) 51 on the transmission side.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 53 is amplitude-modulated by the modulator 53 at a timing according to a command from the sequencer 4, amplified by the high-frequency amplifier 54, and then transmitted to the transmission coil 51 disposed close to the subject 1. Then, the subject 1 is irradiated as an RF pulse.
  • the receiving system 6 detects an NMR signal (echo signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a receiving-side high-frequency coil (receiving coil) 61, an amplifier 62, A quadrature detector 63 and an A / D converter 64 are provided.
  • the echo signal of the response of the subject 1 induced by the RF pulse irradiated from the transmission coil 51 is detected by the reception coil 61 arranged close to the subject 1, amplified by the amplifier 62, and then the sequencer 4 Are divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 63 at the timing according to the command from each of the signals, converted into digital quantities by the A / D converter 64, and sent to the information processing system 7 as received signals.
  • the sequencer 4 is a control means that repeatedly performs the irradiation of the RF pulse and the application of the gradient magnetic field pulse in accordance with a predetermined imaging sequence.
  • the sequencer 4 operates under the control of the information processing system 7. Is sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the photographing sequence is created in advance according to the purpose of measurement, and stored as a program and data in a storage device 72 described later in the information processing system 7 or the like.
  • the information processing system 7 performs control of the entire operation of the MRI apparatus 10, signal processing, image reconstruction processing, and the like.
  • the CPU 71 a storage device 72 such as a ROM and a RAM, and an external storage device 73 such as an optical disk and a magnetic disk ,
  • a display device 74 such as a display
  • an input device 75 such as a mouse, a trackball, and a keyboard.
  • the information processing system 7 performs signal processing, fills the measurement space, and reconstructs an image.
  • the reconstructed tomographic image of the subject 1 is displayed on the display device 74 and recorded in the storage device 72 or the external storage device 73.
  • the information processing system 7 gives a command to the sequencer 4 in accordance with a photographing sequence stored in advance in the storage device 72 or the like. These processes of the information processing system 7 are realized by the CPU 71 loading a program stored in advance in the storage device 72 or the like into the memory and executing it.
  • the imaging sequence is generated by the information management system 7 using imaging parameters input from the operator and a pulse sequence stored in advance, and is stored in the storage device 72 or the like.
  • the biological signal detection unit 8 includes devices such as an electrocardiographic sensor, a pulse wave sensor, and a respiration sensor attached to the subject, and a pulse wave generation unit that generates a pulse wave from the biological signal detected by these devices.
  • the pulse wave generated by the pulse wave generator is transmitted to the information processing system 7.
  • the information processing system 7 outputs an instruction according to the imaging sequence to the sequencer 4 in synchronization with the pulse wave.
  • a pulse wave obtained from an electrocardiogram sensor or a pulse wave sensor is called an electrocardiogram waveform
  • a pulse wave obtained from a respiration sensor is called a respiration waveform.
  • the transmission coil 51, the reception coil 61, and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1.
  • the transmission coil 51 and the reception coil 61 are provided separately is illustrated, but the present invention is not limited thereto.
  • one high frequency coil may be configured to share both functions.
  • the MRI apparatus 10 having the above configuration visualizes the form or function of the human head, abdomen, extremities, etc. by imaging the spatial distribution of the density of the spin target to be imaged and the spatial distribution of the relaxation phenomenon of the excited state.
  • the imaging target spin species that is currently widely used in clinical practice is proton, which is the main constituent of the subject.
  • the signal intensity I of the received signal sent from the receiving system 6 to the information processing system 7 is expressed by the following equation (1).
  • k is a constant
  • ⁇ is a spin density (proton density)
  • T1 and T2 are tissue longitudinal relaxation time and transverse relaxation time
  • TR is a pulse sequence repetition time
  • TE is an echo time, respectively.
  • Both relaxation times T1 and T2 are different for each tissue, and the difference is the image contrast.
  • Contrast types include T1 emphasis, T2 emphasis, and proton density emphasis.
  • the contrast of the image changes depending on the shooting parameters such as TR and TE set at the time of shooting.
  • the TE is set short to reduce the contribution of the TE
  • the TR is set short to produce a difference in relaxation time due to the TR.
  • TE is set to about 10 msec and TR is set to about 500 to 600 msec.
  • TR is set to be long in order to reduce the contribution due to TR
  • TE is set to be long in order to obtain a difference in relaxation time due to TE.
  • TE is set to about 120 msec and TR is set to about 6000 msec.
  • FIG. 2 is a pulse sequence diagram of orthogonal FSE sequence 200.
  • RF, Gs, Gp, Gf, AD, and Echo represent axes of RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encode gradient magnetic field, frequency encode gradient magnetic field, A / D conversion, and echo signal, respectively. These are the same in each pulse sequence diagram of this specification.
  • RF, Gs, Gp, Gf, AD, and Echo represent axes of RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encode gradient magnetic field, frequency encode gradient magnetic field, A / D conversion, and echo signal, respectively.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse 202 is applied together with an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • a slice rephase pulse 203 for returning the phase of the spin diffused by the slice selective gradient magnetic field pulse 202, and a frequency phase for dispersing the spin phase in advance to generate an echo signal.
  • a phase gradient magnetic field pulse 204 is applied.
  • an inversion RF pulse 205 for inverting the spin in the slice plane is repeatedly applied.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse 206 for selecting a slice, a phase encoding gradient magnetic field pulse 207, and a frequency encoding gradient magnetic field pulse 208 are applied, and at the timing of the sampling window 209, the echo signal 210 is applied.
  • the echo signal 210 is usually collected as a time-series signal composed of any one of 128, 256, 512, or 1024 sampling data at the timing of each sampling window 209.
  • the process from the application of an excitation RF pulse to the collection of a predetermined number (6 in the above example) of echo signals is called unit measurement (shot).
  • shots are repeated while changing the area of the phase encoding gradient magnetic field pulses 207 for each time interval (TR) 211, and all echo signals 210 required for the image are obtained for each time interval 212.
  • TR time interval
  • values such as 64, 128, 256, and 512 are usually selected for one image.
  • FIG. 3 shows how the echo signals 210 collected by the orthogonal FSE sequence 200 shown in FIG. 2 are arranged in the measurement space 221.
  • an arrow corresponds to one echo signal 210, and the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 210 is scanned.
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 210.
  • a case where one shot is repeated 8 times and the echo signals 210 are collected is illustrated. That is, a case where the measurement space 221 is filled with a multi-shot orthogonal system FSE sequence in which a shot for collecting six echo signals 210 with one excitation RF pulse 201 is repeated eight times is illustrated.
  • the echo signals 210 are phase-encoded so that they are arranged sequentially from top to bottom (i.e., from -Ky to + Ky), one in each block 222.
  • the magnetic field pulses 207 group are controlled.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse 207 group is controlled so that echo signals collected at the same echo time are arranged on different lines in the same block 222.
  • the subscript of each block 222 in FIG. 3 corresponds to the echo number of the echo signal 210 in each shot arranged in the block 222.
  • the echo number is assigned to each echo signal 210 collected in each shot of the orthogonal FSE sequence 200 in the order of collection time. That is, the echo signal has a longer echo time as the echo number increases. Note that the filling order of the measurement space 221 can be changed by changing the method of changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field pulse group 207.
  • each block (blade) is filled with an echo signal group obtained by one excitation.
  • FIG. 4 is a pulse sequence diagram of the hybrid radial FSE sequence 300.
  • FIG. FIG. 5 is a diagram showing a state in which echo signal groups collected by the hybrid radial FSE sequence 300 are arranged in the measurement space 321.
  • the hybrid radial FSE sequence 300 is different from the orthogonal FSE sequence 200 in that there is no distinction between the phase encoding gradient magnetic field axis Gp and the frequency encoding gradient magnetic field axis Gf.
  • the axes are shown as G1 and G2 axes for convenience.
  • the orthogonal FSE sequence 200 a case where six echo signal groups are collected in one shot will be described as an example.
  • the measurement space is divided into a plurality of blades (unit areas), and each blade is measured at a rotation angle of a different measurement space.
  • One blade has a plurality of parallel trajectories each corresponding to one echo signal.
  • the rotation angle of the measurement space is an angle formed by a predetermined axis (in this specification, kx axis) of the measurement space and a trajectory passing through the center of the measurement space in each blade.
  • phase encoding is applied to the echo signal measured in the blade.
  • each blade 322 is filled with an echo signal group collected by one excitation RF pulse. Therefore, the basic configuration of the pulse sequence for one shot is the same as that of the orthogonal FSE sequence 200.
  • a slice selective gradient magnetic field pulse 202 is applied together with an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • an excitation RF pulse 201 that applies a high-frequency magnetic field to spins in the imaging plane.
  • a slice rephase pulse 203 for returning the phase of the spin diffused by the slice selective gradient magnetic field pulse 202 and a readout phase for pre-dispersing the phase of the spin to generate an echo signal.
  • a phase gradient magnetic field pulse 301 and a read dephase gradient magnetic field pulse 302 are applied.
  • an inversion RF pulse 205 for inverting the spin in the slice plane is repeatedly applied.
  • a slice selection gradient magnetic field pulse 206 for selecting a slice, a readout gradient magnetic field pulse 307, and a readout gradient magnetic field pulse 308 are applied, and the echo signal 310 is collected at the timing of the sampling window 209. To do.
  • the inverted RF pulse 205 is applied six times.
  • FIG. 5 (a) is a diagram for explaining the arrangement of echo signals 310 of one blade 322 acquired using one shot of the hybrid radial FSE sequence 300.
  • FIG. 5 (a) is a diagram for explaining the arrangement of echo signals 310 of one blade 322 acquired using one shot of the hybrid radial FSE sequence 300.
  • an arrow corresponds to one echo signal 310, and the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 310 is scanned.
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 310, and the subscript corresponds to the echo number.
  • the echo number is assigned to each echo signal 310 collected in each shot of the hybrid radial FSE sequence 300 in the order of collection time.
  • each blade 322 is rotated radially about substantially one point in the measurement space 321.
  • FIG. 5 (b) shows a state where the hybrid radial FSE sequence 300 shown in FIG. 4 is repeated and the collected echo signals 310 are arranged in the measurement space 321. Echo signals 310 collected in the same shot are arranged on the same blade 322.
  • the subscript 322 is a number (shot number) corresponding to the number of repetitions of the FSE sequence 300 every time interval 311.
  • This figure shows an example in which the FSE sequence 300 is controlled so that it rotates counterclockwise by a half turn and scans the measurement space 321 with 8 repetitions.
  • an arrow corresponds to one echo signal 310
  • the direction of the arrow indicates the direction in which the echo signal 310 is scanned
  • the thickness of the arrow corresponds to the signal intensity of the echo signal 310.
  • blades having different rotation angles are measured for each shot number.
  • 401 is an electrocardiographic waveform acquired by the biological signal detection unit 8
  • a time interval 402 is an interval of the electrocardiographic waveform 401 (generally called an RR interval).
  • the imaging sequence is started after a time interval 403 (hereinafter, delay time), and the echo signal group 405 is collected within the time interval 404.
  • delay time a time interval 403
  • echo signal group 405 is collected within the time interval 404.
  • echo signals are collected at the same timing, and data necessary for reconstructing an image is obtained in synchronization with the electrocardiogram waveform 401.
  • the RR interval is also called a cardiac cycle, and the numbering after the hyphen indicates that the processing is within the cardiac cycle after the nth electrocardiogram waveform 401-n. In the following description, the numbers below the hyphens are omitted unless particularly distinguished.
  • electrocardiographic synchronization it is called an electrocardiographic waveform 401, but is generally called a biological signal 401 or a trigger signal 401.
  • FIG. 6 (b) shows an example in which the echo signal group 405 collected in this way is arranged in the measurement space 422.
  • FIG. Here, an example is shown in which echo signals are collected by the orthogonal sampling method. By changing the phase encoding amount for each echo signal 405, the number of echo signals 405 that can be collected within the time interval 404 for each cardiac cycle is collected and arranged in the measurement space 421. This is repeated until the entire measurement space 421 is filled.
  • FIG. 6 (b) shows an example in which the measurement space 421 is sequentially filled from the top in the Ky axis direction from the echo signal 405-1 collected in the first cardiac cycle.
  • each shot is executed within the time interval 404 in each cardiac cycle, and the echo signal 310 is collected. Therefore, TR311 needs to be adjusted to the RR interval 402.
  • the RR interval is not always constant. Even if it is substantially constant, TR set in an image having a desired contrast generally does not coincide with the RR interval.
  • the entire imaging sequence is synchronized instead of every TR. That is, only the start of imaging is synchronized with the electrocardiogram waveform 401, and each subsequent shot is executed at a TR interval as usual.
  • the outline of the synchronous imaging method of this embodiment will be described with reference to FIG.
  • the ECG synchronization method will be described as an example.
  • the total number of shots taken is N (N is a natural number), and 501-n (n is a natural number satisfying 1 ⁇ n ⁇ N) indicates a shot with a shot number n (hereinafter, nth shot).
  • 502-n indicates a time difference between the shot start time 503-n of the nth shot and the nearest delay time 403 elapsed time 406 (delay time 406).
  • delay time 406 delay time 406
  • the information processing system 7 includes a synchronous imaging control unit and realizes the above control. Further, the information processing system 7 includes a biological signal receiving unit that receives a pulse wave from the biological signal detection unit 8 and notifies the synchronous imaging control unit independently of control by the synchronous imaging control unit. These functions of the information processing system 7 are realized by the CPU 71 loading a program stored in the storage device 72 or the like into the memory and executing it.
  • FIG. 8 is a processing flow of the photographing process of the present embodiment.
  • the synchronous imaging control unit When the synchronous imaging control unit receives an input of imaging parameters from the operator, the synchronous imaging control unit generates an imaging sequence (basic shape of a sequence to be executed) using a pulse sequence held in advance (step S1201). Further, the counter cn for counting the shot number of the shot to be executed is set to 1 (step S1202).
  • the synchronous imaging control unit waits for reception of a pulse wave. Upon receiving notification that the pulse wave has been received from the biological signal receiving unit (step S1203), after the delay time input as the imaging parameter has elapsed (step S1204), the cn-th shot is executed according to the imaging sequence (step S1205). . At this time, the shot start time is stored in association with the value of the counter cn.
  • the synchronous imaging control unit of the present embodiment performs the imaging process as described above, realizes the synchronous imaging of the present embodiment, and fills the measurement space with an echo signal.
  • the synchronous imaging method is not limited to electrocardiographic synchronization.
  • the delay time 403 is set as an imaging parameter together with other imaging parameters by the operator.
  • the optimum delay time 403 is determined by the part to be imaged and the type of biological signal to be employed. For example, when the biological signal is a heartbeat, generally, the diastolic phase has less movement of the subject 1 and a high-quality image can be obtained. Accordingly, the delay time 403 is determined so as to start shooting in the expansion period. On the other hand, when the biological signal is respiration, the movement of the subject 1 is gentle and the artifacts are less likely to occur when matched with the expiration period. Therefore, the delay time 403 is determined so that shooting is started in the call period.
  • the synchronous imaging method is not used, imaging starts at random with respect to the body movement cycle of the living body.
  • the state of the blood flow flowing in the blood vessel changes between a systole in which the amount of change in heart motion is the largest and a diastole in which the amount of change is the smallest.
  • the depiction of the blood vessel may change for each imaging depending on the start timing with respect to the body motion cycle.
  • the repetition time TR of the imaging sequence is close to a multiple of the body movement cycle of the living body (including 1/2 times, 1/3 times, etc.)
  • a result close to synchronized shooting is obtained for each shooting, and the obtained image Is close to a predetermined time phase of the body movement cycle, so that the difference in rendering due to the start timing appears significantly. Accordingly, the rendering of the resulting image changes with each shooting.
  • the imaging sequence is started after the delay time 403 set by the imaging parameters from the trigger signal (electrocardiogram waveform in FIG. 7) 401 in synchronization with a predetermined biological signal. Therefore, even when the imaging of a part where the influence of the periodic movement is large is repeated, the state of the imaging target part with respect to the periodic movement at the start of each imaging is substantially the same, and the periodic body between the imagings The effects of movement are almost the same. For this reason, it is possible to obtain a stable image without changing the depiction of the subject to be photographed for every photographing. On the other hand, each shot constituting the shooting is executed at a TR interval as usual. Therefore, a desired contrast can be obtained. Further, since the non-orthogonal sampling method is used, the body motion artifact can be reduced.
  • a certain state can be depicted for each photographing and a desired contrast can be obtained. Can do. Therefore, it is possible to obtain a stable and high-quality image for each photographing without sacrificing the contrast regardless of the photographing target part including a part that is easily affected by the periodic movement of the living body.
  • the number of echoes and the number of blocks in the block of the hybrid radial method are illustrated as 6 and 8 for simplicity of explanation, but the present invention is not limited to this.
  • the number of blocks and the number of echoes in the block can be arbitrarily set.
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of the first embodiment.
  • the first embodiment once shooting is started, thereafter, all shots are executed once in order at TR intervals.
  • whether to accept the result is determined according to the time from the delay time of each shot start time, and when it is not adopted, it is repeatedly executed until it is adopted.
  • the imaging process of the present embodiment will be described focusing on a configuration different from that of the first embodiment.
  • the time difference 502 is calculated as the absolute value of the time between the start time 503 of the shot 501 and the nearest delay time 406. If the time difference 502 is equal to or greater than a predetermined threshold value, the echo signal collected by the shot 501 is not used for image reconstruction, and the echo signal is collected again under the same conditions.
  • the time difference 502 is defined as the time between the delay time 406-1 and the start time 5032.
  • the trigger signals 401-1 and 401-2 are received at the end of the main shot. Therefore, the delay times 406-1 and 406-2 can be known.
  • Absolute values 502-3-1 and 502-3-2 of differences between the delay times 406-1 and 406-2 and the start time 503-3 are calculated, and the smaller one is set as the time difference 502.
  • Differences 502-4-1 and 502-4-2 between the start time and the delay time are calculated, and the smaller one is set as the time difference 502.
  • the optimal delay time 403 is set as an imaging parameter for each imaging target region. Accordingly, the further away from the delay time 406 after the lapse of the delay time 403 from the trigger signal 401, the more easily the influence of the periodic body movement is introduced, and the state fluctuation at the time of measurement is larger.
  • a threshold value is provided for the time difference 502 to avoid using echo signals collected in such a state for image reconstruction.
  • the synchronous shooting control unit provided in the first embodiment calculates the absolute value of time as a time difference from the start time of the shot to the nearest delay time after the end of each shot.
  • the apparatus further includes a time difference calculation unit and a acceptance / rejection determination unit that determines acceptance / rejection of the echo signal obtained in the shot based on the calculation result of the time difference calculation unit.
  • the biological signal receiving unit includes a trigger signal storage unit that stores the time when the notification that the pulse wave is received from the biological signal detection unit 8 is received as the trigger reception time.
  • FIG. 9 is a processing flow of imaging processing by the synchronous imaging control unit of the present embodiment.
  • the trigger signal storage unit stores the trigger reception time independently of the imaging processing every time a pulse wave is received.
  • the synchronous imaging control unit When the synchronous imaging control unit receives an input of imaging parameters from the operator, the synchronous imaging control unit generates an imaging sequence using a pulse sequence held in advance (step S1101). Further, the counter cn for counting the shot number of the shot to be executed is set to 1 (step S1102). When receiving the start instruction from the operator, the synchronous imaging control unit waits for reception of a pulse wave. When a pulse wave is received (step S1103), the cn-th shot is executed according to the imaging sequence after the delay time input as the imaging parameter has elapsed (step S1104) (step S1105). At this time, the shot start time is stored in association with the counter value cn.
  • the synchronous imaging control unit causes the time difference calculation unit to calculate the time difference scn between the start time 503 of the cn-th shot and the nearest delay time 406 (step S1107). Specifically, if there is a time difference (first time difference) from the latest trigger reception time 401 to the delay time 406 after the delay time 403 has elapsed, and a trigger reception time one time before the latest, the trigger reception time 401 The time difference (second time difference) from the delay time 406 is calculated. The smaller of the first time difference and the second time difference is defined as a time difference scn.
  • the synchronous imaging control unit causes the acceptance / rejection determination unit to determine acceptance / rejection of the echo signal obtained in the shot (step S1108). That is, it is determined whether or not the time difference scn is within a predetermined threshold value Smax. As a result of comparing scn and Smax as a result of comparing scn and Smax, the acceptance / rejection determination unit determines that the echo signal obtained in the cn-th shot executed in step S1105 can be adopted. If it is determined that it can be adopted, the synchronous imaging control unit increments cn by 1 (step S1109), waits for the TR time to elapse from the previous shot start time (step S1110), and proceeds to step S1105.
  • step S1108 if the time difference scn is larger than the threshold value Smax in step S1108, the acceptance / rejection determination unit determines that the echo signal obtained in the shot cannot be adopted. If it is determined that adoption is not possible, the synchronized shooting control unit executes the cn shot again, and therefore waits for the TR time to elapse without incrementing cn (step S1110), and then proceeds to step S1105. Transition. In step S1105, when the start time associated with the same counter value cn is stored, it is updated to a new start time.
  • the synchronous imaging control unit of the present embodiment controls the imaging, realizes the synchronous imaging of the present embodiment, and fills the measurement space with the echo signal determined to be adoptable.
  • the TR time is maintained while using the synchronous photographing method in the photographing sequence to which the non-orthogonal sampling method is applied, and thus the same effect as the first embodiment is obtained. Obtainable. Furthermore, according to the present embodiment, when the start time of the shot is far from the delay time 406, the shot with the same shot number is re-executed at a TR interval. Therefore, since the echo signals collected at a timing far away from the delay time 406 and the state of the subject due to the periodic movement are greatly different are not used for image reconstruction, the image quality is further improved.
  • the value of Smax used for discrimination is set in advance so that the photographing efficiency does not decrease and the influence of movement is not noticeable. For example, it is set to about 1 second for the respiratory synchronization method, and about several hundred millimeters for the electrocardiogram synchronization method.
  • the shot (nth shot) when it is determined that the echo signal acquired in a predetermined shot (for example, the nth shot) is not adopted, the shot (nth shot) is re-executed at the next time interval TR.
  • all shots may be sequentially executed in the order of shot numbers in the same manner as in the first embodiment, and a shot (n-th shot) determined not to be adopted after execution of all shots may be performed.
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of the first and second embodiments.
  • whether or not to use the collected echo signal is determined based on the time difference between the shots.
  • the collected echo signals are weighted according to the time difference for each shot.
  • the measurement sequence of the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the first embodiment.
  • the optimal delay time 403 is selected for each part to be imaged. Therefore, the farther the shot start time is away from the delay time 406, that is, the greater the time difference 502, the lower the quality of the collected echo signal.
  • a function that monotonously decreases depending on the time difference 502 is introduced as a weighting coefficient calculation function C (s), and for each shot, an echo value collected as a weighting coefficient is multiplied. By doing in this way, the influence on the reconstructed image of the echo signal collected in the state with the large time difference 502 is suppressed.
  • the synchronous shooting control unit provided in the first embodiment calculates the absolute value of the time from the start time of the shot to the nearest delay time as the time difference after the end of each shot.
  • a signal intensity correction unit that corrects the signal intensity by multiplying the echo signal obtained by the shot based on the calculation result of the time difference by a weighting coefficient.
  • the biological signal receiving unit includes a trigger signal storage unit that stores the time when the notification that the pulse wave is received from the biological signal detection unit 8 is received as the trigger reception time.
  • FIG. 10 is a processing flow of photographing processing by the synchronous photographing control unit of the present embodiment.
  • the synchronous imaging control unit when receiving an input of imaging parameters from the operator, the synchronous imaging control unit generates an imaging sequence using a pulse sequence held in advance (step S1301). Further, the counter cn for counting the shot number of the shot to be executed is set to 1 (step S1302).
  • the synchronous imaging control unit waits for reception of a pulse wave.
  • the cn-th shot is executed according to the imaging sequence after the delay time input as the imaging parameter has elapsed (step S1304) (step S1305). At this time, the shot start time is stored in association with the counter value cn.
  • the synchronous imaging control unit causes the time difference calculation unit to calculate the time difference scn between the start time 503 of the cn-th shot and the nearest delay time 406 (step S1307). Specifically, if there is a time difference (first time difference) from the latest trigger reception time 401 to the delay time 406 after the delay time 403 has elapsed, and a trigger reception time one time before the latest, the trigger reception time 401 The time difference (second time difference) from the delay time 406 is calculated. The smaller of the first time difference and the second time difference is defined as a time difference scn.
  • the synchronous imaging control unit causes the signal correction unit to correct the signal intensity of the echo signal obtained by the shot (step S1308).
  • the correction is performed by multiplying the echo signal by the weighting coefficient C (scn) obtained from the time difference scn calculated in step S1307.
  • the synchronous imaging control unit increments cn by 1 (step S1309), waits for the TR time to elapse from the previous shot start time (step S1310), and proceeds to step S1305.
  • the time difference scn is calculated and the signal intensity of the echo signal is corrected at every shot end, but this is not restrictive.
  • the time difference scn may be stored in association with the shot number cn of each shot and corrected before image reconstruction.
  • FIG. 11 is an example of the weighting factor calculation function C (s) 601 of this embodiment.
  • the weighting factor calculation function C (s) 601 shown in this figure is 1 when the time difference s is 0, decreases linearly from 1 as the time difference s increases, and becomes 0 when the time difference s is greater than or equal to Smax.
  • the horizontal axis of the figure indicates the time difference 502 between each shot 501 in FIG.
  • This weight coefficient calculation function C (s) 601 is expressed by the following equation (2).
  • the weight coefficient calculation function C (s) is set in advance and held in the storage device 72 or the like.
  • Smax is set in the same manner as in the second embodiment.
  • the signal intensity correction unit uses the weighting coefficient calculated by the weighting coefficient calculation function C (s) according to the time difference s of each shot. Correct the intensity. For this reason, in the measurement space, the contribution of the value of the echo signal collected by the shot executed at the timing when the time difference s is large decreases. Therefore, since the image is reconstructed from the echo signals filled in the measurement space in this way, according to this embodiment, it is possible to further suppress the influence of movement, and in addition to the effect obtained in the first embodiment. Further, the image quality is improved.
  • echo signals collected within one shot are multiplied by the same weighting factor.
  • the low spatial frequency region that is the central portion of the measurement space 321 is measured for each blade 322. For this reason, excessive data exists in the central portion of the measurement space 321.
  • the echo signal of each corrected shot may be further multiplied by a weighting factor in accordance with the arrangement position of the measurement space. At this time, the weighting factor is determined such that the greater the distance from the origin, the higher the contribution.
  • FIG. 11 (b) shows one blade 322 shown in FIG.
  • one blade 322 is a two-dimensional space defined by a phase encoding direction (Ky) and a reading direction (Kx).
  • the distance R (kx, ky) 602 from the origin of each point P (kx, ky) 804 in the blade 322 is calculated by the following equation (3).
  • the weighting factor is a weighting factor calculation function B (R) that is a monotonically increasing function that increases with an increase in the distance R from the initial value C (scn) in the case of the blade in which the echo signal acquired in the cn-th shot is arranged.
  • the weighting coefficient calculation function B (R) 603 has an initial value C (scn) that is different for each shot.From this initial value C (scn), the distance R decreases linearly as the distance R increases, and the distance R becomes a predetermined value Rmax.
  • the above is 1.
  • the horizontal axis of the figure indicates the distance R from the origin of each sampling point of the echo signal.
  • the weight coefficient calculation function B (R) is expressed by the following equation (4).
  • the weight coefficient calculation function B (R) is set in advance and held in the storage device 72 or the like. Also, Rmax is set to, for example, half of the number of sampling points in the reading direction is Pnt. Further, the signal strength correction by the weighting factor calculated from the weighting factor calculation function B (R) is performed after the signal strength correction unit performs the signal strength correction by the time difference s.
  • each echo signal group weighted with the value of the time difference s is further weighted according to the distance R from the center.
  • a large weight here, 1.0
  • the influence of the blur can be reduced in the image in which the influence of the movement is suppressed, and the image quality can be further improved.
  • the weighting factor when the time difference s exceeds the maximum Smax is set to 0.0 is shown on the basis of the first embodiment.
  • the method of this embodiment may be combined with the second embodiment, and the echo signal may be reacquired when the time difference s exceeds Smax.
  • the synchronous imaging control unit may include a signal intensity correction unit in addition to the configuration of the second embodiment.
  • the linear function is used as the function for calculating the weighting coefficient in FIG. 11 (a).
  • the second function is further configured to change the weighting method according to the variable. May be.
  • the area may be divided by a threshold value for determining the time difference s, and the weight coefficient may be set. The same applies to the weighting coefficient corresponding to the distance R in FIG. 11 (c).
  • the MRI apparatus of this embodiment basically has the same configuration as that of any of the first to third embodiments. However, in the present embodiment, the one that performs three-dimensional measurement is used for the photographing sequence of the main photographing. Hereinafter, the measurement sequence of the present embodiment will be described focusing on the configuration different from the above embodiments.
  • the application amount in the slice encode gradient magnetic field pulse application axis (slice axis) direction is also changed.
  • the amplitude of the slice encode gradient magnetic field pulse is changed according to the time difference s.
  • the optimum delay time 403 is selected for each region to be imaged. Therefore, the farther the shot start time is away from the delay time 406, that is, the greater the time difference 502, the lower the quality of the collected echo signal.
  • the amplitude of the slice encode gradient magnetic field pulse is determined so that the echo signal collected in the shot with the smaller time difference 502 collects the echo signal at the center in the slice direction of the measurement space. The amplitude is determined for each shot by introducing a function that monotonously increases in accordance with the time difference s2 as the slice position determination function Kz (s2).
  • the synchronization control unit included in the first embodiment calculates the time from the latest delay time 406 to the start time 503 of the next shot as the second time difference after the end of each shot.
  • a second time difference calculation unit that performs the determination, and an amplitude determination unit that determines the amplitude of the slice encode gradient magnetic field pulse based on the calculation result of the second time difference calculation unit.
  • the biological signal receiving unit includes a trigger signal storage unit that stores the time when the notification that the pulse wave is received from the biological signal detection unit 8 is received as the trigger reception time.
  • FIG. 12 is a processing flow of imaging processing by the synchronous imaging control unit of the present embodiment.
  • the trigger signal storage unit stores the trigger reception time independently of the imaging processing every time a pulse wave is received.
  • the synchronous imaging control unit When the synchronous imaging control unit receives an imaging parameter input from the operator, the synchronous imaging control unit generates an imaging sequence using a pulse sequence held in advance (step S1401). Further, the counter cn for counting the shot number of the shot to be executed is set to 1 (step S1402).
  • the synchronous imaging control unit waits for reception of a pulse wave.
  • the pulse wave is received (step S1403), after the delay time input as the imaging parameter has elapsed (step S1404), the cn-th shot is executed according to the imaging sequence (step S1405). Since the first shot has a time difference of 0 from the latest delay time, the amplitude of the slice encode gradient magnetic field pulse is 0. At this time, the shot start time ts (cn) is stored in association with the counter value.
  • the synchronous imaging control unit calculates the second time difference s2 (cn) of the next shot (here, the cn shot). Specifically, the second time difference calculation unit first calculates the start time ts (cn) of the next shot (step S1408). This is obtained by adding TR to the start time ts (cn-1) of the previous shot (here, the (cn-1) th shot). The calculated start time ts (cn) is stored in association with the counter value cn.
  • the delay time 406 after the delay time 403 elapses from the latest trigger reception time 401 is set as the latest delay time
  • the latest delay time is subtracted from the start time ts (cn) of the next shot, and the second time difference s2 (cn ) Is calculated (step S1409).
  • the synchronous imaging control unit causes the amplitude determination unit to determine the amplitude of the slice encode gradient magnetic field pulse of the next shot (here, the cn-th shot).
  • the amplitude determining unit first calculates the slice value of the slice encode gradient magnetic field pulse of the next shot from the slice position function Kz (s2) (step S1410). Then, the amplitude for obtaining the slice value is determined from the function A (Kz) in which the slice value is associated with the amplitude (step S1411).
  • the synchronous imaging control unit waits for the elapse of TR time from the previous shot start time (step S1412), moves to step S1405, and executes the cn-th shot. At this time, the amplitude A (Kz) determined by the amplitude determination unit in step S1411 is used.
  • FIG. 13 is an example of a slice value determination function Kz (s2) 701 that determines the position in the slice direction in the measurement space according to the second time difference s2.
  • the function shown here is a function that increases linearly from 0 in accordance with the time difference s within the effective range (0 ⁇ s ⁇ Smax) of the second time difference s2.
  • the horizontal axis of the figure shows the second time difference when collecting echo signals of each shot 501 in FIG.
  • the amplitude A (Kz) of the slice encode gradient magnetic field pulse is determined so as to measure the slice having the slice value.
  • slice value determination function Kz (s2) shown in FIG. 13 is expressed by the following equation (5).
  • Smax is a predetermined threshold as in the above embodiments.
  • Kmax is a value of Kz (s2) when the second time difference s2 is Smax.
  • Kz (s2) of the present embodiment when the second time difference s2 exceeds Smax, the echo signal obtained in the shot is not used for image reconstruction.
  • Kz (s) is set in advance and held in the storage device 72 or the like.
  • Kz (s2) calculated by equation (5) is only a positive value, but in the measurement space, it is equivalent, so either Kz (s2) or -Kz (s2) is used. Also good. Alternatively, Kz (s2) may be used first, and then -Kz (s2) may be used when the same second time difference s2 is obtained. Moreover, you may comprise so that a positive / negative value may be assigned alternately for every shot.
  • the amplitude of the slice encode gradient magnetic field is determined according to the second time difference from the delay time, a better quality echo signal is sent to the low spatial frequency in the slice direction of the measurement space. Can be placed in the area. Therefore, even in the three-dimensional measurement, a high-quality and stable image can be obtained with a desired contrast as in the first embodiment.
  • the same slice value Kz (s2) may be repeatedly obtained.
  • the amplitude determination unit may be configured to determine the amplitude in consideration of such a case.
  • the amplitude determination process in this case will be described with reference to FIG.
  • the amplitude determination process is the process from steps S1408 to S1411 of the above process.
  • the slice value Kz (s2) corresponding to each amplitude A (Kz) determined and measured is configured to be held as an executed slice value.
  • the second time difference s2 is calculated by the method of steps S1408 and 1409 (step S1501).
  • the calculated second time difference s2 is s2cn.
  • the slice value Kz (s2cn) is calculated by the slice value determination function Kz (s2) (step S1502). It is determined whether or not a slice having the calculated slice value Kz (s2cn) has been acquired (step S1503). The determination is made based on whether or not Kz (s2cn) calculated as the executed slice value is held, and if it is held, it is determined that it has been executed.
  • the calculated amplitude Kz (s2cn) is held as the executed slice value, and the amplitude A (Kz) corresponding to Kz (s2cn) is determined as the amplitude (step S1504). Then, the amplitude determination process ends.
  • step S1408 it is determined whether or not the increased second time difference s2cn exceeds a predetermined threshold value Slimit (step S1408). If not, the process returns to step S1402 and continues processing. If it exceeds, A (s) corresponding to the original Kz (s) is set as an amplitude, and is output together with a flag indicating that it has already been executed, and the amplitude determination process is terminated.
  • Slimit is set so that the shooting efficiency does not decrease and the influence of movement is not noticeable.
  • it may be a function of the second time difference s2.
  • the Slimit is increased to increase the possibility of acquiring a slice, and when it is large, the Slimit is decreased and the acquisition slice range is narrowed. .
  • the synchronous imaging unit executes the imaging sequence but does not collect the echo signal.
  • the echo sequence is collected by executing the imaging sequence, but is not used for image reconstruction.
  • the sequence can be executed while maintaining a repetition time, whereby the contrast of the image can be maintained.
  • the imaging process other than the slice direction has been described by taking the imaging process of the first embodiment as an example.
  • Either may be sufficient.
  • a weighting coefficient may be applied to the echo signal in the slice direction as in the third embodiment. By applying a weighting factor also in the slice direction, the image quality is further improved.
  • two-dimensional measurement is described as an example, but three-dimensional measurement may be used.
  • the hybrid radial sampling method is used as the non-orthogonal sampling method
  • the non-orthogonal sampling method is not limited to this.
  • a radial sampling method may be used.
  • a spiral method in which the measurement space is sampled in a spiral shape may be used.
  • the present invention is not limited to the contents disclosed in each of the above embodiments, and can take various forms based on the gist of the present invention.

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Abstract

　被検体のランダムな体動および周期的な動きによる両体動アーチファクトを抑制しつつ、所望の画像コントラストを有する画像を得る。そのために、生体信号に、非直交系サンプリング法を用いる撮影シーケンスの開始時刻のみを同期させて実行し、撮影シーケンス内の各ショット間の実行間隔である繰返し時間(TR)は維持する。また、ディレイ時刻と各ショットの開始時刻との時間差を算出し、時間差が所定以上のショットはTR時間後に再度実行する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び同期計測方法
　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検査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)技術に関し、特に、同期撮影技術に関する。
　一般に、MRIでは、k空間(いわゆる「計測空間」といわれる空間)上の各格子点のエコー信号を、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)サンプリングにより収集する。直交系サンプリングでは、位相エンコード量を変えながら繰り返しエコー信号をサンプリングする。
　しかし、被検体のランダムな体動、または、拍動等の周期的な動きにより、いわゆる体動アーチファクトが位相エンコード方向に発生する。これは、撮影中に位置が変化する対象を撮影する場合、エコー信号にランダムな位相変化が加わり、位相エンコード方向のフーリエ変換時に正しい位置に配置されないことにより生じる。
　周期的な動きによる体動アーチファクトを低減するため、被検体から得られる周期的な生体信号と、撮影シーケンスと呼ばれる撮影手順の繰り返し時間(TR)とを同期させて実行する同期撮影法がある。主な同期撮影法には、呼吸に起因する体動アーチファクトを抑制する呼吸同期法、心臓の動きもしくは拍動に起因する体動アーチファクトを抑制する心電同期法がある。
　しかし、同期撮影法は、繰り返し時間(TR)が生体の生理的な周期に制約され、撮影パラメータの設定の自由度が低下する。例えば、T1強調画像を取得する場合、1.5TのMRI装置では、TRを500msec程度に設定することが望ましいとされる。しかし、心電同期法では、被検体の心周期のインターバルに同期させる必要があるため、TRは、900msec～1secの範囲で設定される。従って、T1強調画像取得時に心電同期法を併用すると、最適な撮影パラメータを設定することができず、正しいコントラストを得ることが難しい。
　周期的、ランダムを問わず、体動アーチファクトを低減するものとして、非直交系(Non-cartesian)サンプリング法が提案されている。非直交径サンプリング法として、例えば、ラディアル法(例えば、非特許文献1参照)、ハイブリッドラディアル法(例えば、非特許文献2参照)、スパイラル法(例えば、非特許文献3参照)が知られている。
　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を行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を得る技術である。回転角度毎に撮影が完結するため、アーチファクトが生じにくい。また、放射状にサンプリングを行うため、計測空間の中心部が重複して計測され、加算効果によりアーチファクトが目立ちにくい。更に、アーチファクトが生じた場合でも、特定方向にサンプリングしていないため、アーチファクトが画像内に散らばり、直交系サンプリング法に比べ、アーチファクトが目立たない。
　また、ハイブリッドラディアル法は、ラディアル法に位相エンコードを組み合わせたもので、計測空間をサンプリング方向の異なる複数のブレードに分割してサンプリングし、ブレード内で位相エンコードを行う。ハイブリッドラディアル法は、ラディアル法の特性に加え、一回の高周波磁場の印加で複数のエコー信号を取得するマルチエコー法のシーケンスに適用しやすいという特徴を持つ。なお、ハイブリッドラディアル法に適用するマルチエコー法には、例えば、FSE法やエコープレナー法などが知られている。
　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エコー信号を得る技術である。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。さらに、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、正弦波と余弦波の組み合わせであり、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が少ない特徴がある。
G. H. Glover et. Al., Projection Reconstruction Techniques for Redution of Motion Effects in MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275-289　(1992) James G. Pipe, Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging, Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969 (1999) C. B. Ahn, High-Speed Spiral-Scan Echo Planar NMR Imaging-I, IEEE Trans. Med. Imag. 1986 vol MI-5 No.1:1-7
　しかし、非直交系サンプリング法を用いる場合であっても、周期的な動きの影響が大きい部位を撮影する場合、撮影開始タイミングによって、撮影対象部位の状態が大きく変わる。これにより、同じ部位の撮影を繰り返す場合、撮影毎に、画像の結像性が変化することがある。また、撮影開始タイミングによって、動きの大小が異なるため、最終的に得られる画像の品質が変わることがある。これを避けるため、非直交系サンプリング法と同期撮影法とを組み合わせると、画像のコントラストを最適にできない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、撮影対象部位によらず、被検体の体動アーチファクトを低減した高品質で安定した画像を、所望の画像コントラストで得る技術を提供することを目的とする。
　本発明は、非直交サンプリング法を用いる撮影シーケンスを、開始時刻のみ生体信号に同期させて実行し、撮影シーケンス内の各ショット間は繰返し時間(TR)を維持して実行する。
　具体的には、計測空間を複数の領域に分割して、非直交系サンプリング法によるショットを予め定められた繰り返し時間間隔で繰り返し、被検体から1以上の前記領域のエコー信号を収集する撮影シーケンスを実行する撮影手段と、前記被検体の周期的な生体信号を受信する生体信号受信手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記撮影手段は、前記生体信号受信手段が生体信号を受信後、所定のディレイ時間後に前記撮影シーケンスを開始し、前記繰り返し時間間隔を維持して実行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、非直交系サンプリング法に基づいて、計測空間の部分領域に対応する1以上のエコー信号の収集を行う撮影シーケンスを、所定の繰り返し時間間隔で、前記部分領域を異ならせて、繰り返す撮影ステップと、前記被検体の周期的な生体信号を受信する生体信号受信ステップと、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記撮影ステップは、前記生体信号を受信後、所定のディレイ時間後に前記撮影シーケンスを開始し、前記繰り返し時間間隔を維持して前記撮影シーケンスを繰り返すこと、を特徴とする同期計測方法を提供する。
　本発明によれば、撮影対象部位によらず、被検体の体動アーチファクトを低減した高品質で安定した画像を、所望の画像コントラストで得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図 直交系FSEシーケンスのパルスシーケンスを示す説明図 直交系FSEシーケンスで収集したエコー信号群の計測空間への配置の様子を示す説明図 ハイブリッドラディアルFSEシーケンスのパルスシーケンスを示す説明図 ハイブリッドラディアルFSEシーケンスにより収集したエコー信号群の計測空間への配置の様子を示す図であり、(a)は1ブレードを、(b)は計測空間全体をそれぞれ示す説明図 同期撮影法を説明するための図であり、(a)は心電同期のシーケンス例を、(b)は収集したエコー信号の計測空間への配置の様子をそれぞれ示す説明図 第一の実施形態の同期撮影法の概要を説明するための説明図 第一の実施形態の撮影処理のフローチャート 第二の実施形態の撮影処理のフローチャート 第三の実施形態の撮影処理のフローチャート 第三の実施形態の重み係数の算出法を説明するための図であり、(a)は時間差による重み係数算出関数の例を、(b)は1ブレード内のエコー信号の位置を、(c)は計測空間内の位置による重み係数算出関数の例をそれぞれ示す説明図 第四の実施形態の撮影処理のフローチャート 第四の実施形態のスライス値決定関数の例を説明するための説明図 第四の実施形態の振幅決定処理のフローチャート
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のMRI装置について説明する。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。本図に示すように、本実施形態の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、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、生体信号検出部8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もので、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により構成される。
　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を駆動する傾斜磁場電源32とから成り、後述のシ-ケンサ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32を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向の成分を有する傾斜磁場パルスを被検体1に印加する。例えば、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、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。
　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高周波磁場(RF)パルスを照射するもので、高周波発振器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53から出力された高周波パルスは、シーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器53により振幅変調され、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、被検体1にRFパルスとして照射される。
　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NMR信号(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)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RFパルスによって誘起される被検体1の応答のエコー信号は、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、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、受信信号として情報処理系7に送られる。
　シーケンサ4は、RFパルスの照射と傾斜磁場パルスの印加とを所定の撮影シーケンスに従って繰り返し行う制御手段で、情報処理系7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。
　撮影シーケンスは、計測の目的に従って予め作成され、プログラムおよびデータとして情報処理系7内の後述する記憶装置72等に格納される。
　情報処理系7は、MRI装置10全体の動作の制御、信号処理、画像再構成処理等を行うもので、CPU71、ROM、RAMなどの記憶装置72、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、トラックボール、キーボード等の入力装置75とを備える。受信系6から受信信号が入力されると、情報処理系7は、信号処理を行い、計測空間を充填し、画像を再構成する。また、再構成された被検体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または外部記憶装置73に記録する。さらに、情報処理系7は、予め記憶装置72等に格納されている撮影シーケンスに従って、シーケンサ4に指令を与える。情報処理系7のこれらの処理は、予め記憶装置72等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実現する。
　なお、撮影シーケンスは、情報所理系7により、操作者から入力された撮影パラメータと予め保持するパルスシーケンスを用いて生成され、記憶装置72等に保持される。
　生体信号検出部8は、被検体に取り付ける心電センサ、脈波センサ、呼吸センサなどのデバイスと、これらのデバイスで検出した生体信号から、パルス波を生成するパルス波生成部とを備える。パルス波生成部で生成したパルス波は、情報処理系7に送信される。情報処理系7は、パルス波に同期して、撮影シーケンスに従った指示をシーケンサ4に出力する。なお、本発明では、心電センサ又は脈波センサから得たパルス波を心電波形、呼吸センサから得たパルス波を呼吸波形と呼ぶ。
　なお、図1において、送信コイル51と受信コイル61と傾斜磁場コイル9とは、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。また、ここでは、送信コイル51と受信コイル61とを別個に設ける場合を例示しているが、これに限られない。例えば、1の高周波コイルで、両機能を兼用させるよう構成してもよい。
　以上の構成を有するMRI装置10は、撮影対象スピン種の密度の空間分布や、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。なお、現在臨床で普及している撮影対象スピン種は、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。
　次に、MRI装置10で取得する画像のコントラストについて説明する。受信系6から情報処理系7に送られてきた受信信号の信号強度Ｉは、以下の式(1)で示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、kは定数、ρはスピン密度(プロトン密度)、T1、T2は、それぞれ、組織の縦緩和時間および横緩和時間、TRはパルスシーケンスの繰り返し時間、TEはエコー時間である。
　組織毎に、この両緩和時間T1、T2が異なり、その差が画像コントラストになる。臨床診断上は、単一のコントラストの画像のみを用いるのではなく、同一部位において複数のコントラストの画像を取得し、それぞれの関係を考慮して病変部を診断する。コントラストの種類としては、T1強調、T2強調、プロトン密度強調などがある。
　式(1)から明らかなように、画像のコントラストは、TR、TEといった撮影時に設定される撮影パラメータに依存して変化する。T1強調画像を得る撮影では、TEによる寄与を少なくするためTEを短く設定し、かつ、TRによる緩和時間の差を出すためにTRを短めに設定する。例えば、1.5テスラのMRI装置では、TEを10msec程度、TRを500～600msec程度に設定する。一方、T2強調画像を得る撮影では、TRによる寄与を少なくするためにTRを長く設定し、かつ、TEによる緩和時間の差を出すためにTEを長めに設定する。例えば、1.5テスラのMRI装置では、TEを120msec程度、TRを6000msec程度に設定する。
　次に、本実施形態のパルスシーケンスの説明に先立ち、直交系サンプリング法を適用するFSE法のパルスシーケンス(直交系FSEシーケンス)を説明する。図2は、直交系FSEシーケンス200のパルスシーケンス図である。本図において、RF、Gs、Gp、Gf、AD、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、A/D変換、エコー信号の軸を表す。なお、これらは、本明細書の各パルスシーケンス図において同様である。また、ここでは、一例として、1回の励起RFパルス毎に、6個のエコー信号群を収集する場合を例にあげて説明する。
　直交系FSEシーケンス200では、まず、撮影面内のスピンに高周波磁場を与える励起RFパルス201とともに、スライス選択傾斜磁場パルス202を印加する。スライス選択傾斜磁場パルス202の印加直後に、スライス選択傾斜磁場パルス202により拡散したスピンの位相を戻すためのスライスリフェーズパルス203と、エコー信号を生成させるために予めスピンの位相を分散させる周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス204とを印加する。その後、スピンをスライス面内で反転するための反転RFパルス205を繰り返し印加する。そして、反転RFパルス205の印加毎に、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス206、位相エンコード傾斜磁場パルス207、および周波数エンコード傾斜磁場パルス208を印加し、サンプリングウインド209のタイミングで、エコー信号210を収集する。ここでは、上述のように、1回の励起RFパルス201毎に6個のエコー信号210群を収集する例であるため、反転RFパルス205を6回印加する。なお、エコー信号210は、通常、各サンプリングウインド209のタイミングで、それぞれ、128、256、512、1024個のいずれかのサンプリングデータからなる時系列信号として収集される。
　一般にFSEシーケンスでは、励起RFパルスの印加から所定数(上記例では6)のエコー信号の収集までを単位計測(ショット)と呼ぶ。直交系FSEシーケンス200を用いる撮影では、ショットを、時間間隔(TR)211毎に位相エンコード傾斜磁場パルス207群の面積を変えながら繰り返し、時間間隔212毎に画像に必要な全てのエコー信号210群を収集する。収集するエコー信号210の数は、通常、1枚の画像あたり、64、128、256、512等の値が選ばれる。
　図2に示す直交系FSEシーケンス200で収集したエコー信号210群を計測空間221に配置した様子を図3に示す。本図において、矢印は1つのエコー信号210に対応し、矢印の向きがエコー信号210を走査した方向を示す。また、矢印の太さがエコー信号210の信号強度に対応する。ここでは、1ショットを8回繰返し、エコー信号210群を収集する場合を例示する。すなわち、1回の励起RFパルス201で6個のエコー信号210群を収集するショットを8回繰り返すマルチショット直交系FSEシーケンスにより計測空間221を充填する場合を例示する。
　直交系FSEシーケンス200では、1回のショットで、エコー信号210群を上から下に(すなわち、-Kyから+Kyに向って)各ブロック222に1つずつシーケンシャルオーダで配置するよう位相エンコード傾斜磁場パルス207群を制御する。さらに、直交系FSEシーケンス200を繰り返す毎に、同じブロック222内の異なるラインに同じエコー時間に収集したエコー信号が配置されるよう位相エンコード傾斜磁場パルス207群を制御する。図3の各ブロック222の添え字は、そのブロック222内に配置される各ショットにおけるエコー信号210のエコー番号に対応する。エコー番号は、直交系FSEシーケンス200の各ショットで収集する各エコー信号210に、収集する時間順に付与したものである。すなわち、エコー番号が大きくなるほどエコー時間が長いエコー信号である。なお、計測空間221の充填順は、位相エンコード傾斜磁場パルス群207の強度の変更法を変えることによって、変更することができる。
　次に、FSE法に非直交系サンプリング法を適用する場合のパルスシーケンスについて説明する。ここでは、非直交系サンプリング法として、ハイブリッドラディアル法を適用する場合を例にあげて説明する。以下、このパルスシーケンスをハイブリッドラディアルFSEシーケンスと呼ぶ。ここでは、1回の励起で得られるエコー信号群で、各ブロック(ブレード)を充填する。
　図4は、ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300のパルスシーケンス図である。また、図5は、ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300により収集したエコー信号群を計測空間321に配置した様子を示す図である。ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300が直交系FSEシーケンス200と異なる点は、位相エンコード傾斜磁場軸Gpと周波数エンコード傾斜磁場軸Gfとの区別が無いことである。なお、図4では便宜上、G1、G2軸として示す。また、ここでは、直交系FSEシーケンス200と同様、1回のショットで6個のエコー信号群を収集する場合を例にあげて説明する。
　一般に、ハイブリッドラディアル法による撮影では、計測空間を複数のブレード(単位領域)に分割し、各ブレードを異なる計測空間の回転角で計測する。一つのブレードは各々が一つのエコー信号に対応する互いに並行な複数の軌跡を有して成る。ここで、計測空間の回転角とは、計測空間の所定の軸(本明細書ではkx軸)と各ブレード内の計測空間の中心を通る軌跡との成す角度である。また、ブレード内で計測されるエコー信号に位相エンコードを付与する。
　ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300では、1回の励起RFパルスで収集するエコー信号群で各ブレード322を充填する。従って、1ショット分のパルスシーケンスの基本的な構成は直交系FSEシーケンス200と同様である。
　まず、撮影面内のスピンに高周波磁場を与える励起RFパルス201とともに、スライス選択傾斜磁場パルス202を印加する。スライス選択傾斜磁場パルス202の印加直後に、スライス選択傾斜磁場パルス202により拡散したスピンの位相を戻すためのスライスリフェーズパルス203と、エコー信号を生成させるために予めスピンの位相を分散させる読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス301および読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス302とを印加する。その後、スピンをスライス面内で反転するための反転RFパルス205を繰り返し印加する。そして、反転RFパルス205の印加毎に、スライスを選択するスライス選択傾斜磁場パルス206、読み出し傾斜磁場パルス307、および読み出し傾斜磁場パルス308を印加し、サンプリングウインド209のタイミングで、エコー信号310を収集する。ここでは、上述のように、1回の励起RFパルス201毎に6個のエコー信号310群を収集する例であるため、反転RFパルス205を6回印加する。
　このとき、読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス301および読み出し傾斜磁場パルス307はG1軸に、読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス302および読み出し傾斜磁場パルス308はG2軸に印加される。読み出し傾斜磁場パルス307と読み出し傾斜磁場パルス308とは、ブレード322内の読み出し方向と位相エンコード方向とをそれぞれKx’およびKy’とすると、エコー信号310が、-Ky’からKy’に向かって収集されるよう制御される。図5(a)は、ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300の1ショットを用いて取得した1つのブレード322のエコー信号310の配置を説明するための図である。ここでは、矢印は1つのエコー信号310に対応し、矢印の向きがエコー信号310を走査した方向を示す。また、矢印の太さがエコー信号310の信号強度と対応し、添え字がエコー番号に対応する。エコー番号は、ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300の各ショットで収集する各エコー信号310に、収集する時間順に付与したものである。
　さらに、各ブレード322を計測空間321の異なる回転角で計測するため、時間間隔311毎にスライス面内の2軸(G1、G2軸)に印加する読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス301および302、読み出し傾斜磁場パルス307および308の振幅を変えながらハイブリッドラディアルFSEシーケンス300を繰り返し実行し、時間間隔312で画像に必要な全てのエコー信号310群を収集する。このように制御することで、各ブレード322を、計測空間321の略一点を中心として放射状に回転させる。
　図4に示すハイブリッドラディアルFSEシーケンス300を繰り返し、収集したエコー信号310群を計測空間321に配置した様子を図5(b)に示す。同一ショットで収集されたエコー信号310群は同一ブレード322に配置される。322の添え字は、時間間隔311毎のFSEシーケンス300の繰り返し回数に対応する番号(ショット番号)である。本図は、反時計回りに半周だけ回転し、8回の繰り返しで計測空間321を走査するようにFSEシーケンス300を制御した場合の例である。また、各ブレード322内で、矢印は1つのエコー信号310に対応し、矢印の向きがエコー信号310を走査した方向を示し、矢印の太さがエコー信号310の信号強度に対応する。また、本図に示すように、ショット番号毎に異なる回転角のブレードを計測する。
　次に、同期撮影法を図6を用いて説明する。ここでは、一例として心電同期法を示す。
図6(a)に示すように、401は生体信号検出部8が取得した心電波形であり、時間間隔402は心電波形401の間隔である(一般にR-R間隔と呼ばれる)。同期撮影法では、心電波形401を検出後、時間間隔403(以下、ディレイ時間)だけ空けて撮影シーケンスを開始し、時間間隔404内でエコー信号群405を収集する。各心電波形401検出後、同様のタイミングでエコー信号を収集し、心電波形401に同期して、画像を再構成するために必要なデータを得る。なお、R-R間隔は心周期とも呼ばれ、ハイフン以下の付番は、n番目の心電波形401-n後の心周期内での処理であることを示す。なお、以下の説明では、特に区別する必要がない限り、ハイフン以下の付番は省略する。また、心電同期では心電波形401と呼ぶが、一般に、生体信号401またはトリガ信号401と呼ぶ。
　図6(b)に、このようにして収集したエコー信号群405を計測空間422に配置した例を示す。ここでは、直交系サンプリング法でエコー信号を収集する例を示す。エコー信号405毎に位相エンコード量を変えて、心周期毎の時間間隔404内で収集可能な数のエコー信号405を収集し、計測空間421に配置する。これを、計測空間421を全て充填するまで繰り返す。図6(b)では、第1回目の心周期内で収集したエコー信号405-1から、Ky軸方向上から順に計測空間421を充填していく例を示す。
　例えば、この心電同期法に、ハイブリッドラディアルFSEシーケンス300を組み合わせる場合、一般に、各ショットを各心周期内の時間間隔404内で実行し、エコー信号310を収集する。従って、TR311を、R-R間隔402に合わせる必要がある。しかし、R-R間隔は必ずしも一定ではない。たとえ略一定であったとしても、一般に、所望のコントラストの画像で設定するTRは、R-R間隔に一致しない。
　そこで、本実施形態では、非直交系サンプリング法を生体信号に同期させるにあたり、TR毎ではなく、撮影シーケンス全体で同期させる。すなわち、撮影開始時のみ心電波形401に同期させ、その後の各ショットは、通常どおり、TR間隔で実行する。まず、図7を用いて、本実施形態の同期撮影法の概要を説明する。ここでは、心電同期法を例にあげて説明する。
　図7の心電同期を説明する構成について、図6と同じものには、同じ番号を付す。また、撮影の全ショット数をN(Nは自然数)、501-n(nは1≦n≦Nを満たす自然数)は、ショット番号がnのショット(以下、第nショット)を示す。また、502-nは、第nショットのショット開始時刻503-nの、最寄りのディレイ時間403経過時刻406(ディレイ時刻406)との時間差を示す。本図に示すように、本実施形態では、第1ショット501-1のみ、心電波形401から、予め定めたディレイ時間403経過後に実行し、残りのショット(501-2、501-3・・・501-N)は、通常のTR間隔で実行する。
　本実施形態では、情報処理系7が、同期撮影制御部を備え、上記制御を実現する。また、情報処理系7は、同期撮影制御部による制御とは独立に、生体信号検出部8からパルス波を受信し、同期撮影制御部に通知する生体信号受信部を備える。情報処理系7のこれらの機能は、予め記憶装置72等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実現する。以下、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理について説明する。図8は、本実施形態の撮影処理の処理フローである。
　同期撮影制御部は、操作者から撮影パラメータの入力を受け付けると、予め保持するパルスシーケンスを用い、撮影シーケンス(実行するシーケンスの基本的な形状)を生成する(ステップS1201)。また、実行するショットのショット番号をカウントするカウンタcnを1とする(ステップS1202)。同期撮影制御部は、操作者から開始の指示を受け付けると、パルス波の受信を待つ。生体信号受信部からパルス波を受信した旨の通知を受けると(ステップS1203)、撮影パラメータとして入力されたディレイ時間経過後(ステップS1204)、撮影シーケンスに従って、第cnショットを実行する(ステップS1205)。このとき、ショットの開始時刻を、カウンタcnの値に対応づけて記憶する。
　ショット終了後、同期撮影制御部は、予め定められた全ショットを実行したか、すなわち、撮影シーケンスを完了したか否かを判別する(ステップS1206)。具体的には、撮影を構成する全ショット数をNとすると、cn＝Nか否かを判別する。そして、全ショットを実行している場合は、処理を終了する。一方、未実行のショットがある場合は、cnを1インクリメントし(ステップS1207)、前回のショット開始時刻からTR時間の経過を待って、ステップS1205へ戻り、第cnショットを実行する。
　本実施形態の同期撮影制御部は、以上のように撮影処理を行い、本実施形態の同期撮影を実現し、エコー信号を計測空間に充填する。なお、同期撮影法は、心電同期に限られない。
　なお、ディレイ時間403は、撮影パラメータとして操作者により他の撮影パラメータとともに設定される。最適なディレイ時間403は、撮影対象部位および採用する生体信号の種別によって決められる。例えば、生体信号が心拍の場合、一般に、拡張期の方が被検体1の動きが少なくて良質な画像を得ることができる。従って、拡張期に撮影を開始するようディレイ時間403を決定する。一方、生体信号が呼吸の場合、呼期に合わせると、被検体1の動きがなだらかで、アーチファクトが発生しにくい。従って、呼期に撮影が開始されるようディレイ時間403を決定する。
　同期撮影法を用いないと、撮影は、生体の体動周期に対してランダムに開始される。例えば、血管撮影等の場合、心臓の動きの変化量が最も大きくなる収縮期と、変化量が最も小さくなる拡張期とで血管内を流れる血流の状態が変わる。このため、体動周期に対する開始タイミングによって、撮影毎に血管の描出が変化することがある。特に、撮影シーケンスの繰返し時間TRが生体の体動周期の倍数(1/2倍、1/3倍等も含める)に近い場合は、撮影毎に同期撮影に近い結果が得られ、得られる画像が体動周期の所定の時相に近くなるため、開始タイミングによる描出の差が顕著に現れる。従って、撮影毎に結果の画像の描出が変わる。
　これに対し、本実施形態では、所定の生体信号に同期し、トリガ信号(図7では、心電波形)401から撮影パラメータで設定されたディレイ時間403経過後に撮影シーケンスを開始する。従って、周期的な動きの影響が大きい部位の撮影を繰り返す場合であっても、各撮影開始時の、撮影対象部位の周期的な動きに対する状態が略同じとなり、撮影間で、周期的な体動の影響は略同じになる。このため、撮影毎に撮影対象の描出が変化することなく、安定した画像を得ることができる。一方、撮影を構成する各ショットは、通常どおりTR間隔で実行する。従って、所望のコントラストを得ることができる。また、非直交系サンプリング法を用いているため、体動アーチファクトは低減できる。
　以上説明したように、本実施形態によれば、体動アーチファクトを低減可能な非直交系サンプリング法の長所を維持しつつ、撮影毎に一定の状態を描出でき、かつ、所望のコントラストを得ることができる。従って、生体の周期的な動きに影響を受けやすい部位を含め、撮影対象部位によらず、コントラストを犠牲にすることなく、撮影毎に安定した高い品質の画像を得ることができる。
　なお、上記実施形態では、ハイブリッドラディアル法のブロック内のエコー数およびブロック数は説明を簡単にするため、それぞれ6および8の場合を例示しているが、これに限られない。ブロック数およびブロック内のエコー数は任意に設定可能である。
　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置は基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。第一の実施形態では、一旦撮影を開始した場合、その後は、全てのショットをTR間隔で順に1回ずつ実行する。一方、本実施形態では、各ショット開始時間のディレイ時刻からの時間によって、結果の採否を決定し、採用されない場合、採用されるまで繰返し実行する。以下、本実施形態の撮影処理について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　まず、本実施形態の同期撮影法の概要を説明する。ここでは、第一の実施形態と同様に、心電同期法を例にあげて、図7を用いて説明する。本実施形態では、ショット501毎に、その終了後に、当該ショット501の開始時刻503と最寄りのディレイ時刻406との間の時間の絶対値として時間差502を計算する。そして、時間差502が予め定められた閾値以上であれば、当該ショット501で収集したエコー信号は画像再構成に使用せず、同条件で再度エコー信号を収集する。
　ここで、計算する時間差502は、例えば、第2ショット501-2では、その終了時にトリガ信号401-1しか受信していない。従って、ディレイ時刻406-1と開始時刻503-2との間の時間を時間差502とする。一方、第3ショット501-3では、本ショット終了時には、トリガ信号401-1と401-2とを受信している。従って、ディレイ時刻406-1と406-2とを知ることがでる。両ディレイ時刻406-1、406-2それぞれと、開始時刻503-3との差の絶対値502-3-1、502-3-2を算出し、小さい方を時間差502とする。第4ショット501-4も同様で、開始時刻とディレイ時刻との差502-4-1および502-4-2を算出し、小さい方を時間差502とする。
　第一の実施形態で説明したように、ディレイ時間403として、撮影対象部位毎に最適なものが撮影パラメータとして設定される。従って、トリガ信号401からディレイ時間403経過後のディレイ時刻406から離れれば離れるほど、周期的体動の影響が入りやすく、計測時の状態の変動が大きい。本実施形態では、時間差502に閾値を設け、このような状態で収集したエコー信号を画像再構成に用いることを避ける。
　これを実現するため、本実施形態では、第一の実施形態が備える同期撮影制御部は、各ショットの終了後、当該ショットの開始時刻から最寄りのディレイ時刻まで時間の絶対値を時間差として算出する時間差算出部と、時間差算出部の算出結果に基づき当該ショットで得たエコー信号の採否を決定する採否決定部とをさらに備える。また、生体信号受信部は、生体信号検出部8からパルス波を受信した旨通知を受けた時刻をトリガ受信時刻として記憶するトリガ信号記憶部を備える。情報処理系7のこれらの機能は、予め記憶装置72等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実現する。
　以下、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理について説明する。図9は、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理の処理フローである。なお、以下の処理の間、トリガ信号記憶部は、パルス波を受信する毎に、撮影処理とは独立してトリガ受信時刻を記憶する。
　同期撮影制御部は、操作者から撮影パラメータの入力を受け付けると、予め保持するパルスシーケンスを用い、撮影シーケンスを生成する(ステップS1101)。また、実行するショットのショット番号をカウントするカウンタcnを1とする(ステップS1102)。同期撮影制御部は、操作者から開始の指示を受け付けると、パルス波の受信を待つ。パルス波を受信すると(ステップS1103)、撮影パラメータとして入力されたディレイ時間経過後(ステップS1104)、撮影シーケンスに従って、第cnショットを実行する(ステップS1105)。このとき、ショットの開始時刻を、カウンタの値cnに対応づけて記憶する。
　ショット終了後、同期撮影制御部は、予め定められた全ショットを実行したか、すなわち、撮影シーケンスが完了したか否かを判別する(ステップS1106)。具体的には、撮影を構成する全ショット数をNとすると、cn＝Nか否かを判別する。そして、全ショットを実行している場合は、処理を終了する。
　一方、未実行のショットがある場合、同期撮影制御部は、時間差算出部に、第cnショットの開始時刻503と最寄りのディレイ時刻406との時間差scnを計算させる(ステップS1107)。具体的には、最新のトリガ受信時刻401からディレイ時間403経過後のディレイ時刻406との時間差(第一の時間差)および最新より1回前のトリガ受信時刻があれば、当該トリガ受信時刻401に対するディレイ時刻406との時間差(第二の時間差)を計算する。そして、第一の時間差および第二の時間差の小さい方を時間差scnとする。
　そして、同期撮影制御部は、採否決定部に、当該ショットで得たエコー信号の採否を判別させる(ステップS1108)。すなわち、時間差scnが、予め定められた閾値Smax以内であるか否かを判別させる。採否決定部は、scnとSmaxとを比較した結果、scnがSmax以下であれば、ステップS1105で実行された第cnショットで得られたエコー信号は採用可能と判別する。採用可能と判別された場合、同期撮影制御部は、cnを1インクリメントし(ステップS1109)、前回のショット開始時刻からTR時間の経過を待って(ステップS1110)、ステップS1105へ移行する。
　一方、ステップS1108で、時間差scnが閾値Smaxより大きい場合は、採否決定部は、当該ショットで得られたエコー信号は採用不可と判別する。採用不可と判別された場合、同期撮影制御部は、再度第cnショットを実行するため、cnをインクリメントせずに前回のショット開始時刻からTR時間の経過を待って(ステップS1110)、ステップS1105へ移行する。なお、ステップS1105において、同じカウンタの値cnに対応付けられた開始時刻が記憶されている場合、新たな開始時刻に更新する。
　以上のように、本実施形態の同期撮影制御部は撮影の制御を行い、本実施形態の同期撮影を実現し、採用可能と判別されたエコー信号で計測空間を充填する。
　本実施形態によれば、第一の実施形態同様、非直交系サンプリング法を適用した撮影シーケンスにおいて同期撮影法を用いつつも、TR時間は維持するため、第一の実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、本実施形態によれば、ショットの開始時刻がディレイ時刻406から大きく離れた場合、TR間隔をおいて、同じショット番号のショットを再実行する。従って、ディレイ時刻406から大きく離れて周期的な動きによる被検体の状態が大きく異なるタイミングで収集したエコー信号を画像再構成に用いないため、画像の質がさらに向上する。
　なお、判別に用いるSmaxの値は、撮影効率が低下せず、かつ、動きの影響が目立たないような値を予め設定する。例えば、呼吸同期法の場合は1秒程度、心電同期法の場合は数百ミリ程度に設定する。
　なお、上記実施形態では、所定のショット(例えば、第nショット)で取得したエコー信号を不採用と判別した場合、次の時間間隔TRで当該ショット(第nショット)を実行し直しているが、これに限られない。例えば、全ショットを第一の実施形態と同様にショット番号順に順次実行し、全ショット実行後に不採用と判別したショット(第nショット)を行うよう構成してもよい。
　＜＜第三の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置は基本的に第一及び第二の実施形態と同様の構成を有する。第二の実施形態では、各ショットの時間差によって、収集したエコー信号の採否を決定している。本実施形態では、ショット毎の時間差によって、収集したエコー信号に重み付けをする。以下、本実施形態の計測シーケンスについて、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　第一の実施形態で説明したように、ディレイ時間403は、撮影対象部位毎に最適なものが選択される。従って、ショットの開始時刻がディレイ時刻406から離れれば離れるほど、すなわち、時間差502が大きくなればなるほど、収集されるエコー信号の質は低下する。本実施形態では、時間差502に依存して単調減少する関数を重み係数算出関数C(s)として導入し、ショット毎に、得られる値を重み係数として収集したエコー信号に乗算する。このようにすることで、時間差502の大きい状態で収集したエコー信号の、再構成画像への影響を抑制する。
　これを実現するため、本実施形態では、第一の実施形態が備える同期撮影制御部は、各ショットの終了後、当該ショットの開始時刻から最寄りのディレイ時刻までの時間の絶対値を時間差として算出する時間差算出部と、時間差算出部の算出結果に基づき当該ショットで得たエコー信号に重み係数を乗算し、信号強度を補正する信号強度補正部をさらに備える。また、生体信号受信部は、生体信号検出部8からパルス波を受信した旨通知を受けた時刻をトリガ受信時刻として記憶するトリガ信号記憶部を備える。情報処理系7のこれらの機能は、予め記憶装置72等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実現する。本実施形態においても、トリガ信号記憶部は、同期撮影制御部による撮影処理の間、パルス波を受信する毎に、独立してトリガ受信時刻を記憶する。
　図10は、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理の処理フローである。本図に示すように、同期撮影制御部は、操作者から撮影パラメータの入力を受け付けると、予め保持するパルスシーケンスを用い、撮影シーケンスを生成する(ステップS1301)。また、実行するショットのショット番号をカウントするカウンタcnを1とする(ステップS1302)。同期撮影制御部は、操作者から開始の指示を受け付けると、パルス波の受信を待つ。パルス波を受信すると(ステップS1303)、撮影パラメータとして入力されたディレイ時間経過後(ステップS1304)、撮影シーケンスに従って、第cnショットを実行する(ステップS1305)。このとき、ショットの開始時刻を、カウンタの値cnに対応づけて記憶する。
　ショット終了後、同期撮影制御部は、予め定められた全ショットを実行したか、すなわち、撮影シーケンスが完了したか否かを判別する(ステップS1306)。具体的には、撮影を構成する全ショット数をNとすると、cn＝Nか否かを判別する。そして、全ショットを実行している場合は、処理を終了する。
　一方、未実行のショットがある場合、同期撮影制御部は、時間差算出部に、第cnショットの開始時刻503と最寄りのディレイ時刻406との時間差scnを計算させる(ステップS1307)。具体的には、最新のトリガ受信時刻401からディレイ時間403経過後のディレイ時刻406との時間差(第一の時間差)および最新より1回前のトリガ受信時刻があれば、当該トリガ受信時刻401に対するディレイ時刻406との時間差(第二の時間差)を計算する。そして、第一の時間差および第二の時間差の小さい方を時間差scnとする。
　そして、同期撮影制御部は、信号補正部に、当該ショットで得たエコー信号の信号強度を補正させる(ステップS1308)。補正は、ステップS1307で算出した時間差scnから得た重み係数C(scn)をエコー信号に乗算することにより行う。補正後、同期撮影制御部は、cnを1インクリメントし(ステップS1309)、前回のショット開始時刻からTR時間の経過を待って(ステップS1310)、ステップS1305へ移行する。
　なお、上記撮影処理では、ショット終了毎に、時間差scnを算出してエコー信号の信号強度を補正しているが、これに限られない。例えば、各ショットのショット番号cnに対応付けて時間差scnを記憶しておき、画像再構成前に補正するよう構成してもよい。
　次に、信号強度補正部が用いる重み係数算出関数C(s)の一例を説明する。図11は、本実施形態の重み係数算出関数C(s)601の一例である。なお、実行する撮影シーケンスは、図4および図7に示すものとする。本図に示す重み係数算出関数C(s)601は、時間差sが0の時に1であり、時間差sが増加するにつれて1から線形に減少し、時間差sがSmax以上では0となる。図の横軸は、図7の各ショット501の時間差502を示す。この重み係数算出関数C(s)601は以下の式(2)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　なお、上記の重み係数算出関数C(s)は、予め設定され、記憶装置72等に保持される。また、Smaxは、第二の実施形態と同様に設定される。
　以上説明したように、本実施形態によれば、信号強度補正部が、各ショットの時間差sに応じて、重み係数算出関数C(s)で算出される重み係数を用いて得られたエコー信号の強度を補正する。このため、計測空間において、時間差sが大きいタイミングで実行されたショットで収集したエコー信号の値の貢献度が低下する。従って、このように計測空間に充填されたエコー信号から画像を再構成するため、本実施形態によれば、動きの影響をさらに抑えることができるため、第一の実施形態で得られる効果に加え、さらに画像の質が向上する。
　なお、上記実施形態では、1ショット内で収集したエコー信号には、同じ重み係数を乗算する。しかし、例えば、図4および図5で説明したように、ハイブリッドラディアル法では、ブレード322ごとに計測空間321の中心部である低空間周波数領域を計測する。このため、計測空間321の中心部はデータが過剰に存在する。一方、画像のエッジ等の微細な構造部の情報が含まれる高空間周波数領域のデータは少ない。これを補うため、上記補正後の各ショットのエコー信号に対し、計測空間の配置位置に応じて、さらに重み係数を乗算するよう構成してもよい。このとき、重み係数は、原点からの距離が遠ければ遠いほど、貢献度が高くなるよう決定する。
　図11(b)は、図5に示す1つのブレード322を示す。ハイブリッドラディアル法では、1つのブレード322は、位相エンコード方向(Ky)と読み出し方向(Kx)とにより規定される2次元空間である。ブレード322内の各点Ｐ(kx，ky)804の原点からの距離R(kx，ky)602は以下の式(3)で計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　重み係数は、第cnショットで取得したエコー信号が配置されるブレードの場合、初期値C(scn)から、距離Rの増加に伴って増加する単調増加関数である重み係数算出関数B(R)から算出する。この重み係数算出関数B(R)の例を図11(c)に示す。重み係数算出関数B(R)603は、各ショット毎に初期値C(scn)が異なり、この初期値C(scn)から、距離Rの増加に従って線形に減少し、距離Rが所定の値Rmax以上では1となる。図の横軸は、エコー信号の各サンプリングポイントの原点からの距離Rを示す。重み係数算出関数B(R)は、以下の式(4)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　上記の重み係数算出関数B(R)は、予め設定され、記憶装置72等に保持される。また、Rmaxは、例えば、読み出し方向のサンプリング点数をＰntとすると、その半分などに設定する。また、重み係数算出関数B(R)から算出した重み係数による信号強度の補正は、信号強度補正部が、上記時間差sによる信号強度補正を行った後に行う。
　このように構成することで、時間差sの値で重み付けされた各エコー信号群に対し、さらに、中心からの距離Rに応じて重み付けがなされる。このとき、画像のエッジ等の微細な構造部の情報が含まれる高空間周波数領域の重みを大きく(ここでは、1.0)設定する。このように計測空間に充填されたエコー信号から画像を再構成するため、動きの影響を抑えた画像において、ボケの影響も少なくでき、さらに画像の品質を高めることができる。
　本実施形態では、第一の実施形態を基礎として、時間差sが最大Smaxを超えた場合の重み係数を0.0とする例を示した。しかし、第二の実施形態に本実施形態の手法を組み合わせて、時間差sがSmaxを超えた場合、エコー信号を再取得するよう構成してもよい。この場合、同期撮影制御部は、第二の実施形態の構成に加え、信号強度補正部を備えればよい。
　また、本実施形態では、図11(a)で重み係数を算出するための関数として、1次関数を用いたが、2次関数により更に、変数に応じて重みの掛かり方を変えるよう構成してもよい。あるいは、時間差sを判定する閾値により領域を分割し、重み係数を設定してもよい。これは、図11(c)の距離Rに応じた重み係数についても同様である。
　＜＜第四の実施形態＞＞
　次に、本発明を適用する第四の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置は基本的に上記第一から第三の実施形態のいずれかと同様の構成を有する。ただし、本実施形態では、本撮影の撮影シーケンスに3次元計測を行うものを用いる。以下、本実施形態の計測シーケンスについて、上記各実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
　非直交系サンプリング法による3次元計測では、ショット毎にG1軸およびG2軸に印加する傾斜磁場パルスに加え、スライスエンコード傾斜磁場パルス印加軸(スライス軸)方向の印加量も変える。
　本実施形態では、時間差sに応じてスライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅を変更する。上記各実施形態で述べたように、ディレイ時間403は、撮影対象部位毎に最適なものが選択される。従って、ショットの開始時刻がディレイ時刻406から離れれば離れるほど、すなわち、時間差502が大きくなればなるほど、収集されるエコー信号の質は低下する。本実施形態では、時間差502が小さいショットで収集したエコー信号ほど、計測空間のスライス方向の中心部のエコー信号を収集するよう、スライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅を決定する。振幅は、時間差s2に応じて単調増加する関数をスライス位置決定関数Kz(s2)として導入し、この結果を用いてショット毎に決定する。
　これを実現するため、本実施形態では、第一の実施形態が備える同期制御部は、各ショット終了後、最新のディレイ時刻406から次のショットの開始時刻503までの時間を第二時間差として算出する第二時間差算出部と、第二時間差算出部の算出結果に基づき、スライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅を決定する振幅決定部とを供える。また、生体信号受信部は、生体信号検出部8からパルス波を受信した旨通知を受けた時刻をトリガ受信時刻として記憶するトリガ信号記憶部を備える。情報処理系7のこれらの機能は、予め記憶装置72等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実現する。
　以下、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理について説明する。図12は、本実施形態の同期撮影制御部による撮影処理の処理フローである。なお、以下の処理の間、トリガ信号記憶部は、パルス波を受信する毎に、撮影処理とは独立してトリガ受信時刻を記憶する。
　同期撮影制御部は、操作者から撮影パラメータの入力を受け付けると、予め保持するパルスシーケンスを用い、撮影シーケンスを生成する(ステップS1401)。また、実行するショットのショット番号をカウントするカウンタcnを1とする(ステップS1402)。同期撮影制御部は、操作者から開始の指示を受け付けると、パルス波の受信を待つ。パルス波を受信すると(ステップS1403)、撮影パラメータとして入力されたディレイ時間経過後(ステップS1404)、撮影シーケンスに従って、第cnショットを実行する(ステップS1405)。なお、第1ショットは、最新のディレイ時刻との時間差が0であるため、スライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅は0とする。また、このとき、ショットの開始時刻ts(cn)を、カウンタの値に対応づけて記憶する。
　ショット終了後、同期撮影制御部は、予め定められた全ショットを実行したか、すなわち、撮影シーケンスを完了したか否かを判別する(ステップS1406)。具体的には、撮影を構成する全ショット数をNとすると、cn＝Nか否かを判別する。そして、全ショットを実行している場合は、処理を終了する。一方、未実行のショットがある場合は、同期撮影制御部は、カウンタcnを1インクリメントする(ステップS1407)。
　その後、同期撮影制御部は、次ショット(ここでは、第cnショット)の第二時間差s2(cn)を算出させる。具体的には、第二時間差算出部は、まず、次ショットの開始時間ts(cn)を計算する(ステップS1408)。これは、前回のショット(ここでは、第(cn-1)ショット)の開始時刻ts(cn-1)にTRを足すことにより、得る。また、算出した開始時刻ts(cn)は、カウンタの値cnに対応づけて記憶する。そして、最新のトリガ受信時刻401からディレイ時間403経過後のディレイ時刻406を最新のディレイ時刻とし、次ショットの開始時刻ts(cn)から最新のディレイ時刻を減算し、第二の時間差s2(cn)を算出する(ステップS1409)。
　そして、同期撮影制御部は、振幅決定部に、次ショット(ここでは、第cnショット)のスライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅を決定させる。ここでは、振幅決定部は、まず、次ショットのスライスエンコード傾斜磁場パルスのスライス値を、スライス位置関数Kz(s2)から算出する(ステップS1410)。そして、当該スライス値を得る振幅を、スライス値と振幅とを対応付けた関数A(Kz)から決定する(ステップS1411)。
　次に、同期撮影制御部は、前回のショット開始時刻からTR時間の経過を待って(ステップS1412)、ステップS1405に移行し、第cnショットを実行する。このとき、振幅決定部がステップS1411で決定した振幅A(Kz)を用いる。
　以上の手順で本実施形態の同期撮影制御部は撮影処理を行い、同期撮影を実現し、計測空間を充填する。次に、振幅決定部が用いるスライス位置決定関数Kz(s2)を説明する。図13は、第二時間差s2に応じて計測空間でのスライス方向の位置を決定するスライス値決定関数Kz(s2)701の一例である。ここに示す関数は、第二時間差s2が有効な範囲(0≦s≦Smax)で、時間差sに応じて0から線形に増加する関数である。図の横軸は、図7の各ショット501のエコー信号を収集する際の第二時間差を示す。
　スライス値Kz(s2)が定まると、当該スライス値のスライスを計測するようスライスエンコード傾斜磁場パルスの振幅A(Kz)を決定する。
　なお、図13に示すスライス値決定関数Kz(s2)は以下の式(5)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　ここで、Smaxは、上記各実施形態同様、予め定められた閾値である。また、Kmaxは、第二時間差s2がSmaxである時のKz(s2)の値である。このように、本実施形態のスライス値決定関数Kz(s2)では、第二時間差s2がSmaxを超えた場合は、当該ショットで得られたエコー信号を画像の再構成には用いない。
　なお、このスライス値決定関数Kz(s)は、予め設定され、記憶装置72等に保持される。また、式(5)で算出されるKz(s2)は正の値のみであるが、計測空間においては、同等であるため、Kz(s2)および-Kz(s2)のいずれの値を用いてもよい。また、先にKz(s2)を、次に、同じ第二時間差s2を得た場合、-Kz(s2)を用いるよう構成してもよい。また、ショット毎に、交互に正負の値を割り当てる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、ディレイ時刻からの第二時間差に応じてスライスエンコード傾斜磁場の振幅を決定するため、より品質のよいエコー信号を計測空間のスライス方向の低空間周波数領域に配置することができる。従って、3次元計測であっても、第一の実施形態と同様に、高品質で安定した画像を、所望のコントラストで得ることができる。
　なお、本実施形態の手法によれば、第二時間差s2が同じショットであれば、同じスライス値Kz(s2)が得られる。従って、同じスライス値Kz(s2)が繰り返し得る場合がある。振幅決定部がこの様な場合も考慮して振幅を決定するよう構成してもよい。この場合の、振幅決定処理について図14を用いて説明する。なお、振幅決定処理は、上記処理のステップS1408からS1411の処理である。ここでは、決定され、計測が実行された各振幅A(Kz)に対応するスライス値Kz(s2)は、実行済スライス値として保持するよう構成する。
　上記ステップS1408および1409の手法で、第二時間差s2を算出する(ステップS1501)。ここでは、算出した第二時間差s2をs2cnとする。そして、スライス値決定関数Kz(s2)により、スライス値Kz(s2cn)を算出する(ステップS1502)。算出したスライス値Kz(s2cn)のスライスが取得されているか否かを判別する(ステップS1503)。判別は、実行済スライス値として算出したKz(s2cn)が保持されているか否かで行い、保持されていれば、実行済みと判別する。
　実行されていない場合、算出した振幅Kz(s2cn)を実行済スライス値として保持するとともに、Kz(s2cn)に対応する振幅A(Kz)を振幅として決定する(ステップS1504)。そして、振幅決定処理を終える。一方、実行されている場合は、算出された振幅Kz(s2cn)の負の値である-Kz(s2cn)のスライスが取得されているか否かを判別する(ステップS1505)。実行されていない場合、-Kz(s2cn)を実行済スライス値として保持するとともに、対応する振幅A(Kz)を振幅として決定する(ステップS1506)。そして、振幅決定処理を終える。
　-Kz(s2cn)も実行されている場合は、第二時間差s2として得た値s2cnを以下の式(6)で表されるΔsだけ増加させる(s2cn＝s2cn+Δs)(ステップS1407)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　そして、増加後の第二時間差s2cnが、予め定めた閾値Slimitを越えたか否かを判別する(ステップS1408)。超えていない場合は、ステップS1402に戻り、処理を続ける。超えている場合は、当初のKz(s)に対応するA(s)を振幅とするとともに、既に実行済みであることを示すフラグとともに出力し、振幅決定処理を終了する。
　なお、Slimitは、撮影効率が低下せず、かつ、動きの影響が目立たないよう設定する。例えば、第二時間差s2の関数としてもよい。この場合、第二時間差s2が小さい場合は、得られるエコー信号の品質が高いため、Slimitを大きくし、スライスを取得する可能性を広げ、大きい場合は、Slimitを小さくし、取得スライス範囲を狭める。
　なお、本振幅決定処理で、既に実行済みであることを示すフラグとともに振幅が決定された場合、同期撮影部は、撮影シーケンスは実行するが、エコー信号を収集しない。または、撮影シーケンスを実行してエコー信号を収集するが、画像再構成には使用しない。
　このように振幅決定処理を構成することにより、同じ振幅でのエコー信号収集の繰り返しを避けることができる。また、エコー信号を取得する必要が無い場合でもシーケンスは繰り返し時間を保ったまま実行することにより、画像のコントラストを保つことができる。
　なお、上記本実施形態では、スライス方向以外の撮影処理は、第一の実施形態の撮影処理を用いる場合を例にあげて説明しているが、第二の実施形態および第三の実施形態のいずれであってもよい。また、スライス方向のエコー信号に対し、第三の実施形態同様、重み係数を適用するよう構成してもよい。スライス方向にも重み係数を適用することで、さらに画質が向上する。
　また、上記第一から第三の実施形態では、2次元計測を例に挙げて説明しているが、3次元計測であってもよい。
　さらに、上記実施形態では、非直交系サンプリング法として、ハイブリッドラディアルサンプリング法を用いる場合を例にあげて説明したが、非直交系サンプリング法はこれに限られない。例えば、ラディアルサンプリング法であってもよい。更に、計測空間を渦巻状にサンプリングするスパイラル法でも良い。
　以上が、本発明を適用する具体的な実施形態である。しかし、本発明は、以上の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。
　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、8　生体信号検出部、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　高周波発振器、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、200　直交系FSEシーケンス、201　励起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パルス、204　周波数ディフェーズ傾斜磁場パルス、205　反転RFパルス、206　スライス選択傾斜磁場パルス、207　位相エンコード傾斜磁場パルス、208　周波数エンコード傾斜磁場パルス、209　サンプリングウインド、210　エコー信号、211　時間間隔(TR)、212　時間間隔、221　計測空間、222　ブロック、300　ハイブリッドラディアルFSEシーケンス、301　読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス、302　読み出しディフェーズ傾斜磁場パルス、307　読み出し傾斜磁場パルス、308　読み出し傾斜磁場パルス、310　エコー信号、311　時間間隔、312　時間間隔、321　計測空間、322　ブレード、401　心電波形、402　R-R時間、403　ディレイ時間、404　時間間隔、405　エコー信号群、406　ディレイ時刻、421　計測空間、501　ショット、502　時間差、503　ショット開始時刻、601　重み係数算出関数、602　原点からの距離R、603　重み係数算出関数、701　スライス値決定関数

Claims (10)

  1. 　非直交系サンプリング法に基づいて、計測空間の部分領域に対応する1以上のエコー信号の収集を行う撮影シーケンスを用いたショットを、所定の繰り返し時間間隔で、前記部分領域を異ならせて、繰り返す撮影制御部と、
    　前記被検体の周期的な生体信号を受信する生体信号受信部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影制御部は、前記生体信号受信部が生体信号を受信後、所定のディレイ時間後に前記撮影シーケンスを開始し、前記繰り返し時間間隔を維持して前記撮影シーケンスを繰り返すこと
    　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、
    　前記生体信号受信部は、前記撮影制御部が撮影シーケンスを実行している間に、生体信号を受信する毎に、当該受信時刻を生体信号受信時刻として記憶する生体信号受信時刻記憶部を備え、
    　前記撮影制御部は、
    　前記ショット毎に、当該ショットの開始時刻と、各生体信号受信時刻から前記ディレイ時間経過後のディレイ時刻との間の時間の最小値を時間差として算出する時間差算出部と、
    　前記時間差が予め定められた閾値を超えている場合、当該ショットで収集したエコー信号を不採用とする採否決定部と、を備え、
    　前記採否決定部で不採用と決定されたショットを、当該ショット開始から前記繰り返し時間経過後に再度実行すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記生体信号受信部は、前記撮影制御部が撮影シーケンスを実行している間に、生体信号を受信する毎に、当該受信時刻を生体信号受信時刻として記憶する生体信号受信時刻記憶部を備え、
    　前記撮影制御部は、
    　前記ショット毎に、当該ショットの開始時刻と、各生体信号受信時刻から前記ディレイ時間経過後のディレイ時刻との間の時間の最小値を時間差として算出する時間差算出部と、
    　前記時間差が大きくなるに従って減少する重み係数を、前記ショットで収集したエコー信号に乗算して補正エコー信号を得る信号強度補正部と、を備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影制御部は、
    　前記時間差が大きくなるに従って減少する重み係数を、前記ショットで収集したエコー信号に乗算して補正エコー信号を得る信号強度補正部をさらに備え、
    　前記採否決定部で不採用と決定されたショットを、当該ショット開始から前記繰り返し時間経過後に再度実行すること
    　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であって、
    　前記撮影制御部は、前記エコー信号の計測空間における原点からの距離が大きくなるに従って増加する第二の重み係数を前記補正エコー信号に乗算する第二の信号強度補正部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。
  6. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影シーケンスは、スライスエンコード傾斜磁場を備える3次元の計測空間の計測を行うものであり、
    　前記生体信号受信部は、前記撮影制御部が撮影シーケンスを実行している間に、生体信号を受信する毎に、当該受信時刻を生体信号受信時刻として記憶する生体信号受信時刻記憶部を備え、
    　前記撮影制御部は、
    　ショット毎に、最新の生体信号受信時刻から前記ディレイ時間経過後の時刻と当該ショットの開始時刻との間の時間を第二時間差として算出する第二時間差算出部と、
    　前記第二時間差が小さいショットで収集したエコー信号ほど、スライス方向の計測空間の中心部に近い位置に配置されるよう前記スライス傾斜磁場パルスの振幅を決定する振幅制御部と、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。
  7. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影シーケンスは、スライスエンコード傾斜磁場を備える3次元の計測空間の計測を行うものであり、
    　前記撮影制御部は、
    　ショット毎に、最新の生体信号受信時刻から前記ディレイ時間経過後の時刻と当該ショットの開始時刻との間の時間を第二時間差として算出する第二時間差算出部と、
    　前記第二時間差が小さいショットで収集したエコー信号ほど、スライス方向の計測空間の中心部に近い位置に配置されるよう前記スライス傾斜磁場パルスの振幅を決定する振幅制御部と、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。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記部分領域は各々が一つのエコー信号に対応する互いに並行な複数の軌跡を有して成るブレードであり、
    　前記撮影制御部は、1回の撮影シーケンスで1つのブレードに対応する1以上のエコー信号を計測し、前記計測空間の所定の軸に対するブレードの角度を異ならせて、該撮影シーケンスを繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮影シーケンスは、FSEシーケンスに基づくものであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　磁気共鳴イメージング装置おける同期計測方法であって、
    　非直交系サンプリング法に基づいて、計測空間の部分領域に対応する1以上のエコー信号の収集を行う撮影シーケンスを、所定の繰り返し時間間隔で、前記部分領域を異ならせて、繰り返す撮影ステップと、
    　前記被検体の周期的な生体信号を受信する生体信号受信ステップと、
    を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮影ステップは、前記生体信号を受信後、所定のディレイ時間後に前記撮影シーケンスを開始し、前記繰り返し時間間隔を維持して前記撮影シーケンスを繰り返すこと
    　を特徴とする同期計測方法。
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