JPH11164819A

JPH11164819A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH11164819A
Application number: JP9333268A
Authority: JP
Inventors: Shinji Kawasaki; 真司川崎; Hiroyuki Takeuchi; 博幸竹内
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-12-03
Filing date: 1997-12-03
Publication date: 1999-06-22

Abstract

(57)【要約】【課題】撮影時間の延長を伴うことなく、呼吸動など
周期的な動きによるアーチファクトの診断への障害を低
減する。【解決手段】周期的な動きの周期（Ｔｐ）及び撮像シ
ーケンスのＴＲに基づき、ｋ空間を複数のセグメントに
分ける。１つのセグメントには１周期（Ｔｐ）に計測さ
れる数（ｎ）のプロジェクションデータが存在する。各
セグメントのプロジェクションを順次に計測していく際
に、各セグメント毎に撮影中の位相エンコードを制御す
ることにより、ｋ空間上の隣接するプロジェクションデ
ータが周期的動きの周期の略1/2ずらしたタイミングで
収集されるようにする。このように収集されたプロジェ
クションデータに含まれる周期的動きの影響は最高周波
数成分となり、高速フーリエ変換により再構成した画像
の端部にアーチファクトとして表れる。これにより診断
に重要な真像から外れたものとすることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】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所望部位の
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）装置に関し、一定の周期を持って変動する対
象を撮像する場合に好適なＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】MRIは一般に知られているように、計測
中の被検体の動きや流れなどに影響を受けやすく、これ
らの影響を受けることにより、アーチファクトを生じる
ことが知られている。このようなアーチファクトの原因
として、心臓の拍動や呼吸のような周期的な動きがあ
る。周期的な動きによるアーチファクトは図１１に示す
ように位相エンコード方向に流れるようなアーチファク
ト111として表れ、それが真像112に重なることで診断の
障害となっていた。

【０００３】周期的な動きによるアーチファクトを抑制
する方法として、周期的な動きに合せて撮影タイミング
を制御する同期計測法がある。例えば、動きが呼吸動の
場合、以下のような呼吸同期計測法が一般的に用いられ
ている。 (1)呼吸による腹壁の動きを検出する。 (2)検出した腹壁の動きが予め設定したある値に達した
時点でトリガー信号を発生する。 (3)トリガー信号発生から一定時間経過後にパルスシー
ケンスを起動し、腹壁の動きが安定している(働きが少
ない)期間中に必要な信号計測を行う。 (4)複数のスライスを順次計測するマルチスライス計測
の場合、計測するスライス数は、呼吸による撮影部位の
動きが安定している期間中に全てのスライスの計測が終
了するように選択する。

【０００４】この呼吸同期計測法によれば、全てのスラ
イスの信号を呼吸による撮影部位の動きが安定している
期間中に計測するため、動きによる信号への影響を最小
限にすることができ、その結果、再構成した画像中には
呼吸によるアーチファクトが少なく、診断上問題のない
画像を得ることが可能であった。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかし、上記従来の同
期計測法では、呼吸動が安定している期間だけで信号を
計測し、それ以外の期間は信号計測を行わないため、検
査時間の延長を招くという問題があった。検査時間の延
長は、検査の際の患者の負担を増すとともに検査効率を
低下させる。

【０００６】そこで本発明は、撮影時間の延長を招くこ
となく周期的動き（呼吸動）によるアーチファクトを、
診断に必要な画像から良好に排除することが可能なＭＲ
Ｉ装置を提供することを目的とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明のＭＲＩ装置では、傾斜磁場発生手段を制御
する制御系が、エコー信号に異なる位相エンコードを付
与してｋ空間のデータを収集する際に、ｋ空間上におい
て隣接するプロジェクションのデータが周期的動きの周
期（Ｔｐ）の略半周期分だけずれたタイミングで計測さ
れるように信号計測中の位相エンコード量制御を行う。

【０００８】即ち本発明のＭＲＩ装置は、被検体に静磁
場を与える静磁場発生手段と、該被検体に傾斜磁場を与
える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照
射する送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信
号をプロジェクションデータとして検出する受信系と、
これら傾斜磁場発生手段、送信系及び受信系を所定のパ
ルスシーケンスに従って制御する制御系と、受信系で検
出したプロジェクションデータを用いて画像再構成演算
を行う信号処理系と、得られた画像を表示する手段とを
備えた磁気共鳴イメージング装置において、制御系は傾
斜磁場発生手段を制御して、被検体の周期的動きの周期
（Ｔｐ）に基づき、順次収集されるエコー信号の位相エ
ンコード量を制御し、ｋ空間において互いに隣接するプ
ロジェクションデータの収集タイミングが周期的動きの
略1/2周期ずれるようにする。尚、ｋ空間とはプロジェ
クションデータを位相エンコード方向に配列したもので
ある。

【０００９】本発明のＭＲＩ装置の好適な実施態様によ
れば、制御系は、ｋ空間の全プロジェクションデータを
前記周期（Ｔｐ）内で計測されるプロジェクションデー
タの群に分け、位相エンコード方向に各群のプロジェク
ションデータの計測を実施し、その際、周期内に計測さ
れる異なる位相エンコード量のプロジェクションデータ
の数（ｎ）が奇数の場合には、周期内前半に奇数番目の
プロジェクションデータ或いは偶数番目のプロジェクシ
ョンデータの一方を番号順に収集し、その後他方を番号
順に収集し、以下同様に全ての位相エンコード量のプロ
ジェクションデータを収集するまで計測を繰り返し、周
期内に計測される異なる位相エンコード量のプロジェク
ションデータの数（ｎ）が偶数の場合には、第１の周期
（Ｔｐ）では、周期内前半に奇数番目のプロジェクショ
ンデータ或いは偶数番目のプロジェクションデータの一
方を番号順に収集し、その後他方を番号順に収集し、次
の周期（Ｔｐ）では前半で他方を番号順に収集し、その
後一方を番号順に収集し、以下同様に周期毎に収集され
るプロジェクションデータの順番を変更しながら全ての
位相エンコード量のプロジェクションデータを収集する
まで計測を繰り返すように、傾斜磁場発生手段を制御す
る。

【００１０】ｋ空間上の隣接するプロジェクションデー
タが周期的動きに対して略1/2周期分位相がずれるてい
ることは、プロジェクションデータが交互に1/2周期ず
れるような周期的動きによる信号変化をすることを意味
する。この周期的な信号変化は再構成画像上でその画像
で表示することが可能な最高周波数に相当する。通常MR
I画像では画像中央を周波数0(直流)成分とし、画像端部
を最高周波数となるように表示をする。従ってこのｋ空
間データを用いてＦＦＴ（高速フーリエ変換）により画
像再構成した場合、ＦＦＴの性質上、最高周波数に相当
する周期的動きによる信号変化は、画像端部に表れる。
これにより呼吸動のような周期的動きの影響（アーチフ
ァクト）は画像端部にのみ現れ、診断に重要な画像中央
部には重ならない。

【００１１】本発明のＭＲＩ装置では、撮影視野（ＦＯ
Ｖ）を位相エンコード方向に広げる機能を併用すること
ができる。位相エンコード方向の視野を必要な視野より
も広げて計測し、後処理で必要な視野を切り出して表示
する手法は、折り返しアーチファクト除去機能（アンチ
ラップ機能、ラップアラウンド除去機能などと呼ばれ
る）として知られている。このアンチラップ機能を併用
することにより、呼吸動アーチファクトはさらに画像主
要部分から遠ざかり、必要な視野中から追い出すことも
可能になる。

【００１２】本発明のＭＲＩ装置では、アーチファクト
を診断に必要な画像から良好に排除することができ、し
かも撮影は周期的動きの間、連続して行われるので、撮
影時間を延長する必要がない。これにより検査を受ける
患者の負担を軽減し、装置のスループットを高めること
ができる。

【００１３】

【実施例】以下、図１ないし図１０を用いて本発明の実
施例を説明する。

【００１４】図１０は本発明のＭＲＩ装置の概略を示す
図で、このＭＲＩ装置は被検体401の周囲の空間に均一
な静磁場を発生する静磁場発生磁石402と、この空間に
傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル403と、被検体401
に高周波磁場を照射するためのＲＦコイル404と、被検
体401から発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦプローブ4
05とを備えている。被検体401はベッド412に寝かせられ
て静磁場空間に送られる。

【００１５】傾斜磁場コイル403は、直交する３軸方向
の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの
信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら３軸
方向の傾斜磁場コイルにより、スライス方向、位相エン
コード方向及び読み出し方向の傾斜磁場を被検体の置か
れた空間に印加することができる。

【００１６】ＲＦコイル404はＲＦ送信部410の信号に応
じて高周波磁場をパルスとして発生する。ＲＦプローブ
405の信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部40
7で信号処理され、また計算により画像信号に変換され
る。画像は表示部408で表示される。傾斜磁場電源409、
ＲＦ送信部410、信号検出部406は所定のパルスシーケン
スに従い制御部411により制御される。

【００１７】本発明のＭＲＩ装置において、制御部411
は所定の撮像シーケンスを実行するに際し、被検体の周
期的動きに基づき、各プロジェクションデータの位相エ
ンコード量を制御する。本実施例では周期的動きとして
呼吸動を例に説明する。制御部411における位相エンコ
ード制御は、予め組込まれた制御プログラム（パルスシ
ーケンス）に従い、位相エンコード方向の傾斜磁場コイ
ル（３軸方向の傾斜磁場コイルの組合せの場合もある）
に加えられる電流値を順次制御することによって実行さ
れる。

【００１８】以下、制御部411における位相エンコード
制御につき、図１のフロー図を参照して説明する。まず
ＭＲＩ撮像の開始に先立って、撮像シーケンスの種類、
繰り返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥ、スライス枚数ｓ、
加算回数ｋ、プロジェクション数Ｐｒ、撮像視野ＦＯＶ
等のパラメータが設定される（101）。撮像シーケンス
としては、スピンエコー法、グラディエントエコー法等
の１回の励起で１位相エンコードのプロジェクションデ
ータを収集するシーケンスが選択される。プロジェクシ
ョン数Ｐｒは１スライス分の画像を再構成するために必
要なプロジェクションデータの数であり、ｋ空間データ
の位相エンコード方向のデータ数（位相エンコード数）
と同じである。これらパラメータの設定は図示しないオ
ペレータコンソール等の入力装置によりオペレータによ
って行われる。

【００１９】更に本発明では被検体の呼吸動の周期Ｔｐ
を入力する。呼吸動の周期Ｔｐは例えばＭＲＩ計測に先
立って被検体の呼吸動（腹壁の上下動：図１１（ａ））
を計測することによって求め、各周期の平均値を用いる
ことができる。

【００２０】次にこの周期Ｔｐとプロジェクション数Ｐ
ｒとの関連付けを行い、これにより位相エンコード量を
制御する。そのため、まず制御部411は設定された撮像
シーケンスの繰り返し時間ＴＲ及び加算回数ｋから、１
周期内に収集されるプロジェクション数ｎを下式（１）
により計算する（102）。

【００２１】

【数１】ｎ＝Ｔｐ／（ＴＲ×ｋ）（１）ｎの値は四捨五入等の適当な方法により整数として設定
する。

【００２２】次に１スライスの画像を形成するのに必要
なプロジェクションデータをｎプロジェクション毎のセ
グメント（群）に分割する（103）。セグメントの数ｍ
は、

【００２３】

【数２】ｍ＝Ｐｒ／ｎ（２）で求められ、小数点以下第１位を切り上げて整数として
定める。これによりｋ空間は第１〜第ｍまでのｍ個のセ
グメントに分割される。第１〜第（ｍ−１）セグメント
までは、セグメント内にそれぞれｎ個のプロジェクショ
ンデータを有し、第ｍセグメントについては、計測プロ
ジェクション数によってはｎ個未満になることもある。

【００２４】通常、プロジェクション数Ｐｒは１２８、
２５６等の２のべき乗であるが、本実施例では説明を簡
単にするために、プロジェクション数３２、加算回数１
である場合を例にして説明する。図２及び図３はｋ空間
のデータを位相エンコード方向に分割することを説明す
る図で、図２は呼吸動の１周期に収集されるプロジェク
ションデータの数ｎが５で、３２のプロジェクションが
７個のセグメントに分割されている。各セグメントは、
第７番目のセグメントを除いて、それぞれ５個のプロジ
ェクションデータを有している。図３は、呼吸動の１周
期に収集されるプロジェクションデータの数ｎが６で、
３２のプロジェクションが６個のセグメントに分割され
ている。各セグメントは、第６番目のセグメントを除い
て、それぞれ６個のプロジェクションデータを有してい
る。尚、図中、各プロジェクションデータは、データ識
別番号a-b（第aセグメント内の第bプロジェクションデ
ータ）で表している。

【００２５】計測は、動きの１周期に対応する１セグメ
ント毎に、例えば第１セグメント、第２セグメント・・
・等の番号順に実行されるが、この際、隣接するプロジ
ェクションデータを互いに動きの周期に対し略１／２位
相ずれたタイミングで収集するように位相エンコード制
御する。

【００２６】ここでｎ＝２（呼吸動１周期に２回のパル
スシーケンスの繰り返し）であれば、プロジェクション
データは位相エンコード順（1-1、1-2、2-1、2-2・・・
の順）にデータ収集することにより、隣接するデータは
周期の位相が１／２ずれることになる。しかし最も簡略
化した前掲の例でもｎ＝５であり、周期的動きが呼吸動
の場合、通常１周期（約３秒）には数１０以上のプロジ
ェクションが収集される。従って隣接するプロジェクシ
ョンデータが動きの周期に対し略１／２位相ずれるよう
にするためには、セグメント内のプロジェクションデー
タの収集タイミングを変える必要がある。このため本実
施例では、１周期内（１セグメント）のプロジェクショ
ンを奇数番目のプロジェクションと偶数番目のプロジェ
クションに分け、どちらか一方のデータを１周期の前半
で収集し、他方のデータを１周期の後半で収集する。

【００２７】この場合、セグメントの最後のプロジェク
ション（例えばデータ番号1-n）と次のセグメントの最
初のプロジェクション（データ番号2-1）についても上
記条件が成立するようにするために、プロジェクション
数ｎが奇数であるか偶数であるかによって位相エンコー
ド制御を変える（103）。

【００２８】図２に示す実施例ではｎ＝５であるので、
図４に示すような位相エンコード制御Ｉを行う。即ち、
例えば奇数番目のプロジェクションデータ1-1、1-3、1-
5を若い番号から順に収集し、続いて偶数番目のプロジ
ェクションデータ1-2、1-4を若い番号から順に収集す
る。これは、従来位相エンコード量を１ずつインクリメ
ントしたのに対し、データ番号1-1からデータ番号1-nと
なるまで２ずつインクリメントし、続いてデータ番号1-
2の位相エンコード量に戻しデータ番号1-(n−2)となる
まで２ずつインクリメントする制御となる。次の周期で
は位相エンコードのオフセット量を変えて、第１周期と
同様の位相エンコード制御を行う。即ち、奇数番目のプ
ロジェクションデータを最初に収集し、次いで偶数番目
のプロジェクションデータを収集する。尚、図４では呼
吸周期を第３周期までしか示していないが、以下、同様
にして最後のプロジェクションデータ7-2を収集するま
で計測を繰り返す。

【００２９】このような位相エンコード制御することに
より、隣接するプロジェクションデータの間隔はすべて
｛（ｎ±１）／２｝×ＴＲとなる。図示する例で、デー
タ番号1-1とデータ番号1-2の収集の間隔Ｔ（1-2）は３
×ＴＲであり、データ番号1-2とデータ番号1-3の収集の
間隔Ｔ（2-3）は２×ＴＲであり、データ番号1-5とデー
タ番号2-1の収集の間隔Ｔ（5-1）は３×ＴＲである。前
述したように通常ｎの値は数１０程度なので、この間隔
はほぼｎＴＲ／２（＝Ｔｐ／２）となる。

【００３０】このような位相エンコード制御に従って撮
影パルスシーケンスを実施し、信号計測終了後に画像再
構成を実施する。画像再構成は通常の場合と同様にＦＦ
Ｔ（高速フーリエ変換）等を行う（106）。既に述べた
ように、ＦＦＴの性質上、隣接するプロジェクションデ
ータ毎に位相が１／２周期分ずつずれるような周期的動
きによる信号変化は、再構成画像上でその画像で表示す
ることが可能な最高周波数に相当する。従って、表示方
法として画像中央を周波数0(直流)成分とし、画像端部
を最高周波数となるような表示をした場合、その周期的
動きの影響（アーチファクト）111は図５（ａ）に示す
ように画像端部にのみ現れ、診断に重要な画像中央部に
は重ならない（108）。

【００３１】以上、加算回数ｋが１の場合を説明した
が、加算回数が２以上の場合にも、同じ位相エンコード
量のデータ（加算される複数のプロジェクションデー
タ）を連続して収集することにより、同様にｋ空間上で
隣接するプロジェクションデータを互いに動きの周期に
対し略１／２位相ずれたタイミングで収集するように位
相エンコード制御することができる。

【００３２】図６に加算回数２回の場合を示す。説明を
簡単にするために、動きの１周期内に計測されるプロジ
ェクション数ｎを図４と同じ５とし、ＴＲが図４の場合
の１／２である場合を例示する。ここでは同一プロジェ
クションのデータはa-b又はa-b'で示している。この場
合にもｋ空間データを周期Ｔｐ毎にセグメントに分け、
番号順に計測を実行する。各セグメント内では、まず１
周期の前半では奇数番目のプロジェクションデータを番
号順に収集し、後半で偶数番目のプロジェクションデー
タを収集する。

【００３３】但し、前述したように同一プロジェクショ
ンのデータは続けて計測する。これにより例えば第１セ
グメントの第１プロジェクションデータ（1-1及び1-
1'）は、呼吸動に対する位相としては図中の1-1と1-1'
の平均値に相当する位相とみなすことができる。同様に
各セグメントの各プロジェクションデータの呼吸動に対
する位相が定まる。これら各セグメントの各プロジェク
ションデータは、ｋ空間上で隣接するプロジェクション
データと計測タイミングが（ｎ±１）×ＴＲずれること
になる。式（１）より、Ｔｐ＝２（加算回数）×ＴＲ×
ｎであるから、この場合にも図３の場合と同様に隣接す
るデータと呼吸周期の略1/2周期分ずれている。

【００３４】次に動きの１周期内に計測されるプロジェ
クション数ｎが偶数の場合の位相エンコード制御II（図
１：ステップ109）を図３及び図７を参照して説明す
る。図３は、ｋ空間の全プロジェクション数Ｐｒ＝３２
で、ｎ＝６の場合の実施例を示す図で、ｋ空間を６のセ
グメントに分けている。

【００３５】ｎが偶数の場合には、１つのセグメントに
含まれる６個のプロジェクションを奇数番目のプロジェ
クション（1-1、1-3、1-5）と偶数番目のプロジェクシ
ョン（1-2、1-4、1-6）のグループに分け、セグメント
毎に前半に計測されるグループと後半に計測されるグル
ープが異なるように位相エンコード制御する。

【００３６】例えば図７に示すように、第１セグメント
では最初に奇数番目プロジェクションデータ（1-1、1-
3、1-5）を順次計測し、その後偶数番目プロジェクショ
ンデータ（1-2、1-4、1-6）を順次計測する。次に第２
セグメントを計測し、ここでは最初に偶数番目プロジェ
クションデータ（2-2、2-4、2-6）を順次計測し、その
後奇数番目プロジェクションデータ（2-1、2-3、2-5）
を順次計測する。以下、同様に奇数番目のセグメントで
は奇数番目プロジェクションデータ、偶数番目プロジェ
クションデータの順で、偶数番目のセグメントでは偶数
番目プロジェクションデータ、奇数番目プロジェクショ
ンデータの順でそれぞれ計測を実行する。このように奇
数番目のセグメントと偶数番目のセグメントとで計測の
順番を変えることにより、セグメントの最後のプロジェ
クションと次のセグメントの最初のプロジェクションと
の間隔も周期Ｔｐの略１／２とすることができる。

【００３７】この場合、第１のセグメント内では、ｋ空
間上で隣接するプロジェクションはそれぞれ（ｎ／２）
×ＴＲ又は｛（ｎ／２）−１｝×ＴＲの間隔で計測さ
れ、第１のセグメントの最後のプロジェクション（1-
6）から第３のセグメントの最初のプロジェクション（3
-1）までは、ｋ空間上で隣接するプロジェクションはそ
れぞれ（ｎ／２）×ＴＲ又は｛（ｎ／２）＋１｝×ＴＲ
の間隔で計測される。第３セグメント以降についても同
様であり、隣接するプロジェクションの間隔はすべてｎ
ＴＲ／２（＝Ｔｐ／２）又は｛（ｎ／２）±１｝×ＴＲ
となる。ｎの値が十分大きければ、この間隔はほぼｎＴ
Ｒ／２（＝Ｔｐ／２）となる。

【００３８】従ってこのような位相エンコード制御に従
って撮影して計測されたデータを画像再構成した場合に
も、隣接するプロジェクションデータ毎に位相が１／２
周期分ずつずれるような周期的動きによる信号変化は、
画像端部にアーチファクト111として表れ（図５
（ａ））、診断に重要な画像中央部112には重ならな
い。

【００３９】次に、動きの１周期内で計測されるプロジ
ェクション数ｎが偶数（ｎ＝６）で、且つ加算回数ｋ＝
２の場合を図８に示す。この場合も同一プロジェクショ
ンの計測を連続して行うことはｎ＝奇数の場合（図６）
と同様である。これにより１つのプロジェクションデー
タの動きに対する位相は、加算すべきプロジェクション
データの平均値となり、それから求められる隣接プロジ
ェクション間の周期ずれは加算回数１の場合（図７）と
同様にすべてｎｋＴＲ／２又は｛（ｎ／２）±１｝×ｋ
ＴＲとなる。即ち、隣接するデータが呼吸周期の略１／
２周期分ずれている。これにより加算回数が１の場合
（図７）と同様に周期的動きによるアーチファクトを画
像端部にすることができる。尚、加算回数が３以上の場
合にも同様である。

【００４０】図７及び図８では、ｎが偶数の場合とし
て、奇数番目のセグメントでは奇数プロジェクション−
偶数プロジェクションの順、偶数番目のセグメントでは
偶数プロジェクション−奇数プロジェクションの順で計
測する場合を説明したが、これは逆に奇数番目のセグメ
ントでは偶数プロジェクション−奇数プロジェクション
の順、偶数番目のセグメントでは奇数プロジェクション
−偶数プロジェクションの順で計測しても同様にｋ空間
上で隣接するデータが呼吸周期の略１／２周期分ずれる
ようにすることができる。

【００４１】以上、制御部により上述の位相エンコード
制御を行うことにより、呼吸動によるアーチファクトを
画像端部に位置させることができることを説明したが、
設定した視野（ＦＯＶ）に対し被検体が比較的大きい場
合には、図５（ｂ）に示すように画像端部に位置したア
ーチファクト111が診断に必要な真像112に重なり、診断
の妨げとなる可能性がある。

【００４２】このような場合には、公知のアンチラップ
（anti-wrap）機能を用いてアーチファクトを必要な視
野外に追い出すことができる。アンチラップ機能は、一
般に折返しアーチファクトを取り除くための手法として
知られており、図９（ａ）に示すように、必要な視野に
対し位相エンコード方向に広い領域を撮影し、画像再構
成後に必要な視野以外の領域（アンチラップ領域）113
を切捨て、必要な視野の画像のみを表示する。

【００４３】アンチラップ機能を採用する場合には、図
１に示すフローのステップ101において、まず同機能に
関わるパラメータを設定する。具体的には撮像視野（FO
V）を位相エンコード方向に長く設定する。この場合、
プロジェクション数Ｐｒは視野の拡大率に合せて増加し
ても、通常の撮影と同じとしてもよい。前者の場合、必
要な視野の空間分解能はアンチラップ機能を用いない場
合と同じであるが撮影時間が長くなる。後者の場合、視
野の空間分解能は低くなるが撮影時間の延長がない。図
９（ａ）には視野の位相エンコード方向への拡大率１５
０％でプロジェクション数Ｐｒをアンチラップ機能用い
ない場合と同じにした場合を示している。この場合に
は、必要な視野の空間分解能は170/256（約２／３）と
なるが撮影時間は変らない。尚、撮影時間を延長するこ
となくアンチラップ機能を採用する方法としては、その
他加算回数を少なくするなどの方法があり、これらを採
用してもよい。

【００４４】このようにアンチラップ機能を選択した
後、ステップ101で設定されたパラメータ（ＴＲ、アン
チラップ機能を併用する場合のプロジェクション数Ｐｒ
等）に基づきステップ102からステップ106（或いは10
9）を実行する。これはアンチラップ機能を選択しない
場合と全く同様である。即ち、プロジェクション数Ｐｒ
から求めた１周期Ｔｐ当りのプロジェクション数ｎが奇
数か偶数かに応じて位相エンコード制御を行い、ｋ空間
上で隣接するプロジェクションデータがそれぞれ動きの
周期Ｔｐの略１／２位相ずれるようにする。

【００４５】このような位相エンコード制御を行って撮
影し、得られたデータをＦＦＴにより画像再構成して得
られた画像は図９（ｂ）に示すように位相エンコード方
向に長い画像となり、この場合にも呼吸動によるアーチ
ファクト111は視野の位相エンコード方向の端部に位置
する。この呼吸動アーチファクト111が含まれる領域を
アンチラップ領域113として設定することにより、所望
の視野内に呼吸動アーチファクトが含まれないように画
像領域を設定することが可能である。

【００４６】尚、アンチラップ機能を選択する場合の視
野の拡大率やプロジェクション数は上記実施例に限定さ
れることなく、アーチファクトと真像との重なりの程度
や画像に要求される分解能やSNに応じて、任意に設定す
ることが可能である。

【００４７】

【発明の効果】以上説明したように、本発明のＭＲＩ装
置では、ｋ空間上で隣接するプロジェクションデータが
呼吸動などの周期的運動の略半周期ずれるように信号計
測中の位相エンコードを制御する機能を設けたことによ
り、これら周期的動きによるアーチファクトを視野の端
部に位置させることができる。これにより診断価値の高
い画像を得ることができる。更にアンチラップ機能を併
用して、撮影領域を位相エンコード方向に拡大すること
により、視野に対し被検体が大きい場合でも確実に周期
的動きによるアーチファクトを必要な視野外に追出すこ
とが可能である。

【００４８】また、本発明のＭＲＩ装置では一般的な呼
吸同期計測法と異なり、対象とする周期的運動の働きが
安定している期間だけを選択してその間に信号計測を行
う方法をとらないため、撮影時間を延長することがなく
患者に対して検査の際の負担を軽減する効果がある。ま
た同様に撮影時間の延長がないことから、検査の効率を
低下させることがない。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＭＲＩ装置における制御部の位相エン
コード制御を示すフロー図

【図２】本発明の位相エンコード制御の一実施例によ
る、ｋ空間セグメント化を説明する図

【図３】本発明の位相エンコード制御の他の実施例によ
る、ｋ空間セグメント化を説明する図

【図４】図２の実施例における呼吸動曲線と信号計測タ
イミングおよび位相エンコード制御を示す図で、加算回
数１の場合を示す。

【図５】本発明のＭＲＩ装置による再構成画像例を模式
的に示す図

【図６】図２の実施例における呼吸動曲線と信号計測タ
イミングおよび位相エンコード制御を示す図で、加算回
数２の場合を示す。

【図７】図３の実施例における呼吸動曲線と信号計測タ
イミングおよび位相エンコード制御を示す図で、加算回
数１の場合を示す。

【図８】図３の実施例における呼吸動曲線と信号計測タ
イミングおよび位相エンコード制御を示す図で、加算回
数２の場合を示す。

【図９】本発明のＭＲＩ装置においてアンチラップ機能
を採用した場合の撮影領域（ａ）と再構成画像例（ｂ）
を模式的に示す図

【図１０】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体を示す
ブロック図

【図１１】呼吸動などの周期的動きのある被検体を撮影
する場合に発生するアーチファクトを示す図

【符号の説明】

402・・・・・・静磁場磁石（静磁場発生手段） 403・・・・・・傾斜磁場コイル（傾斜磁場発生手段） 404・・・・・・ＲＦコイル（送信系） 405・・・・・・ＲＦプローブ（受信系） 406・・・・・・信号検出部（受信系） 407・・・・・・信号処理部（信号処理系） 408・・・・・・表示部（表示手段） 409・・・・・・傾斜磁場電源（傾斜磁場発生手段） 410・・・・・・ＲＦ送信部（送信系） 411・・・・・・制御部（制御系）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、該被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、
前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気
共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する送信系と、前記
核磁気共鳴により放出されるエコー信号をプロジェクシ
ョンデータとして検出する受信系と、これら傾斜磁場発
生手段、送信系及び受信系を所定のパルスシーケンスに
従って制御する制御系と、前記受信系で検出したプロジ
ェクションデータを用いて画像再構成演算を行う信号処
理系と、得られた画像を表示する手段とを備えた磁気共
鳴イメージング装置において、前記制御系は前記傾斜磁場発生手段を制御して、前記被
検体の周期的動きの周期（Ｔｐ）に基づき、順次収集さ
れるエコー信号の位相エンコード量を制御し、ｋ空間に
おいて互いに隣接するプロジェクションデータの収集タ
イミングが前記周期的動きの略1/2周期ずれるようにす
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】前記制御系は、ｋ空間の全プロジェクショ
ンデータを前記周期（Ｔｐ）内で計測されるプロジェク
ションデータの群に分け、位相エンコード方向に各群の
プロジェクションデータの計測を実施し、その際、前記周期内に計測される異なる位相エンコード量のプロ
ジェクションデータの数（ｎ）が奇数の場合には、前記
周期内前半に奇数番目のプロジェクションデータ或いは
偶数番目のプロジェクションデータの一方を番号順に収
集し、その後他方を番号順に収集し、以下同様に全ての
位相エンコード量のプロジェクションデータを収集する
まで計測を繰り返し、前記周期内に計測される異なる位相エンコード量のプロ
ジェクションデータの数（ｎ）が偶数の場合には、第１
の周期（Ｔｐ）では、周期内前半に奇数番目のプロジェ
クションデータ或いは偶数番目のプロジェクションデー
タの一方を番号順に収集し、その後他方を番号順に収集
し、次の周期（Ｔｐ）では前半で他方を番号順に収集
し、その後一方を番号順に収集し、以下同様に周期毎に
収集されるプロジェクションデータの順番を変更しなが
ら全ての位相エンコード量のプロジェクションデータを
収集するまで計測を繰り返すように、前記傾斜磁場発生
手段を制御することを特徴とする請求項１記載の磁気共
鳴イメージング装置。
【請求項３】前記制御系は、前記被検体の撮影領域を設
定する機能を備え、撮影領域として必要な視野よりも位
相エンコード方向に広い領域を設定し撮影することを特
徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装
置。