(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数のデータ収集軌跡により形成されるデータ収集領域を繰り返し時間ごとに回転させて、少なくともｋ空間の中心付近において重複して磁気共鳴信号のデータを収集する際に、位相エンコード方向、またはリードアウト方向における前記データ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するデータ収集制御手段と、
前記データ収集制御手段の制御により収集された前記磁気共鳴信号のデータから磁気共鳴画像を再構成する画像再構成手段と、
を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記データ収集制御手段は、前記データ収集領域が位相エンコード方向よりもリードアウト方向に広くなるように制御し、前記データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡において、データ収集開始前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと磁場強度が変化する位相エンコード方向の傾斜磁場をデータ収集中にさらに印加するように制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記データ収集制御手段は、前記データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡のデータ収集開始位置がｋ空間の原点近傍におけるデータ収集位置より同一の位相エンコード方向にて離れた位置となるように位相エンコード方向の傾斜磁場を強く設定するように制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記データ収集領域の形状がリードアウト方向において非対称である場合、
前記データ収集制御手段は、前記データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡における前記磁気共鳴信号のデータ収集中に、同符号にて変化する位相エンコード方向の傾斜磁場を印加するように制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記データ収集制御手段は、前記データ収集領域がリードアウト方向よりも位相エンコード方向に広くなるように制御し、前記データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡に対応するリードアウト方向の傾斜磁場をｋ空間の原点近傍におけるデータ収集軌跡に対応するリードアウト方向の傾斜磁場よりも長く印加するように制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記画像再構成手段は、ｋ空間上の直交マトリクス上の複数の位置それぞれの近傍の補間範囲に位置する複数の前記データ収集軌跡上のデータに基づいて、前記データ収集軌跡上のデータを前記直交マトリクス上のデータに変換し、第一の位置のデータを得るための前記補間範囲は、前記第一の位置のよりも前記ｋ空間に近い第二の位置のデータを得るための前記補間範囲よりも大きいことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する装置である。具体的には、磁気共鳴イメージング装置は、静磁場内に置かれた被検体に高周波（ＲＦ：Radio Frequency）磁場を印加し、それにより被検体から発せられる磁気共鳴信号を検出する。そして、磁気共鳴イメージング装置は、検出した磁気共鳴（ＭＲ： Magnetic Resonance）信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する。なお、磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場コイルを有し、傾斜磁場コイルは、被検体に傾斜磁場を印加することで、磁気共鳴信号に空間的な位置情報を付加する。
【０００３】
ところで、撮像中に被検体が動くと、動きによるアーチファクトが磁気共鳴画像に生じてしまう。このようなアーチファクトは、医師による磁気共鳴画像を用いた画像診断を困難とさせる原因となる。
【０００４】
そこで、従来、被検体の動きを補正した磁気共鳴画像を再構成する方法として、例えば、PROPELLER (periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction)法が知られている（例えば、非特許文献１参照）。なお、PROPELLER法は、BLADE法とも呼ばれており、以下では、「blade回転データ収集法」と記載する。図１７および１８は、従来技術を説明するための図である。
【０００５】
blade回転データ収集法は、図１７に示すように、複数の平行なデータ収集軌跡により形成される「blade」と呼ばれる帯状領域を繰り返し時間ごとに回転させることによって、ｋ空間において磁気共鳴信号のデータを非直交状(non-cartecian grid)に収集して充填する方法である。具体的には、blade回転データ収集法は、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）法などのマルチショットが可能な撮像法において実行され、繰り返し時間ごとに傾斜磁場を変化させることでbladeをｋ空間の原点を中心として回転させる。なお、blade回転データ収集法においては、通常、図１７に示すように、bladeの長辺がリードアウト方向とされ、bladeの短辺が位相エンコード方向とされる。
【０００６】
かかるblade回転データ収集法により収集されたデータでは、図１７に示すように、ｋ空間の原点近傍のデータが、各bladeに必ず存在する。したがって、bladeごとのデータをフーリエ変換して得られる各画像を比較することで、時系列の異なる各bladeに対応する各画像間の移動量を決定することができる。
【０００７】
そして、決定した移動量に基づいて、各画像間のずれを回転移動や並進移動により補正し、補正処理された各bladeに対応する画像から逆フーリエ変換により生成された磁気共鳴信号のデータを再度フーリエ変換することで、被検体の動きに起因するアーチファクトが抑制された磁気共鳴画像を再構成することができる。
【０００８】
また、通常のblade回転データ収集法では、上述したように、bladeの長辺がリードアウト方向とされるが、これにより静磁場不均一に起因する位相誤差が大きくなる場合がある。そこで、位相誤差を除去するため、図１８に示すように、例えばＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法においてbladeの短辺をリードアウト方向とし、bladeの長辺を位相エンコード方向として、bladeを繰り返し時間ごとに回転させるデータ収集法（Short Axis PROPELLER法）も提案されている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging, James G. Pipe, Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969(1999)
【非特許文献２】A new propeller EPI design using short axis readouts, S. Skare et al., Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14:14(2006)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
ところで、上記した従来の技術では、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を撮像するためにｋ空間において磁気共鳴信号のデータを重複して充填させていくので、撮像時間が長くなってしまう。図１９は、従来技術の課題を説明するための図である。
【００１１】
しかし、撮像時間の短縮のため、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、bladeの数を減らしたりすると、図１９に示すように、blade間に隙間が生じ、かかるblade間の隙間は、磁気共鳴画像に線状アーチファクトが発生する要因となってしまう。
【００１２】
したがって、上記した従来の技術は、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像の撮像時間を短縮することができないという課題があった。
【００１３】
そこで、この発明は、上述した従来技術の課題を解決するためになされたものであり、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像することが可能となる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
上述した課題を解決し、目的を達成するために、請求項１記載の本発明は、磁気共鳴イメージング装置が、複数のデータ収集軌跡により形成されるデータ収集領域を繰り返し時間ごとに回転させて、少なくともｋ空間の中心付近において重複して磁気共鳴信号のデータを収集する際に、位相エンコード方向、またはリードアウト方向における前記データ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するデータ収集制御手段と、前記データ収集制御手段の制御により収集された前記磁気共鳴信号のデータから磁気共鳴画像を再構成する画像再構成手段と、を備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
請求項１の発明によれば、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置の構成を説明するための図である。
【図２】図２は、ＦＳＥ法においてblade回転データ収集法を実行する際のシーケンス情報を説明するための図である。
【図３】図３は、ＦＳＥ法においてblade回転データ収集法を実行した際のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図４】図４は、シーケンス情報生成部が生成するシーケンス情報の概要を説明するための図である。
【図５】図５は、ＦＳＥ法における実施例１に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。
【図６】図６は、図５に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図７】図７は、ＦＥ法における実施例１に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。
【図８】図８は、ＥＰＩ法における実施例１に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。
【図９】図９は、図８に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図１０】図１０は、実施例１に係るＭＲＩ装置の処理を説明するためのフローチャートである。
【図１１】図１１は、bladeの形状がリードアウト方向において非対称である場合のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図１２】図１２は、ＦＳＥ法における実施例２に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。
【図１３】図１３は、図１２に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図１４】図１４は、Short Axis PROPELLER法のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図１５】図１５は、実施例３に係るシーケンス情報を説明するための図である。
【図１６】図１６は、図１５に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【図１７】図１７は、従来技術を説明するための図（１）である。
【図１８】図１８は、従来技術を説明するための図（２）である。
【図１９】図１９は、従来技術の課題を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下に、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置を図面に基づいて詳細に説明する。なお、以下では、磁気共鳴イメージング装置を「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」と呼ぶ。
【実施例１】
【００１８】
まず、実施例１に係るＭＲＩ装置の構成について説明する。図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信コイル６、送信部７、受信コイル８、受信部９、シーケンス制御部１０および計算機システム２０を有する。
【００１９】
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１としては、例えば、永久磁石、超伝導磁石などが使用される。
【００２０】
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。
【００２１】
傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する装置である。
【００２２】
ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場「Ｇｓｓ」、位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇｐｅ」およびリードアウト方向の傾斜磁場「Ｇｒｏ」にそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場「Ｇｓｓ」は、任意に撮像断面（スライス面）を決めるために利用される。位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇｐｅ」は、主として空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト方向の傾斜磁場「Ｇｒｏ」は、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。なお、ここでは、便宜上、通常の位相エンコード、周波数エンコードの方法に従って位相エンコード方向、リードアウト方向を定義しているが、本実施形態においては、後述するように、ここで位相エンコード方向と定義される方向に、位相エンコードのみならず周波数エンコードが付されることがある点を注意されたい。
【００２３】
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、後述する制御部２６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向および上下方向へ移動する。
【００２４】
送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。
【００２５】
送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル６に送信する。具体的には、送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部などを有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変換部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。
【００２６】
受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。そして、受信コイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、受信した磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。
【００２７】
受信部９は、受信コイル８から出力される磁気共鳴信号を入力して磁気共鳴信号のデータを生成する。具体的には、受信部９は、選択器、前段増幅器、位相検波器およびアナログデジタル変換器を有する。選択器は、受信コイル８から出力される磁気共鳴信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力される磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。アナログデジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をデジタル変換することで磁気共鳴信号のデータを生成する。
【００２８】
シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動することで、被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９から磁気共鳴信号データが送信されると、その磁気共鳴信号データを計算機システム２０へ転送する。
【００２９】
なお、「シーケンス情報」とは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信コイル６に送信する高周波信号の強さや高周波信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、スキャンを行うための手順を時系列に沿って定義した情報である。すなわち、「シーケンス情報」は、ｋ空間における磁気共鳴信号のデータを如何なる手順で充填するかを定義した情報である。
【００３０】
計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行ない、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、入力部２４、表示部２５および制御部２６を有する。
【００３１】
インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に対してシーケンス情報を送信し、シーケンス制御部１０から磁気共鳴信号データを受信する。磁気共鳴信号データを受信すると、インタフェース部２１は、受信した磁気共鳴信号データを記憶部２３に格納する。
【００３２】
画像再構成部２２は、記憶部２３に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、画像データ（磁気共鳴画像）を再構成する処理部である。なお、本実施例１に係る画像再構成部２２の再構成処理の詳細については、後に詳述する。
【００３３】
記憶部２３は、インタフェース部２１により受信された磁気共鳴信号データや、画像再構成部２２により再構成された画像データなどを記憶する。
【００３４】
入力部２４は、操作者から各種操作や情報入力を受け付け、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイスやキーボードなどを有し、表示部２５と協働することによって、各種操作を受け付けるためのユーザインタフェースをＭＲＩ装置１００の操作者に対して提供する。
【００３５】
表示部２５は、後述する制御部２６による制御のもと、画像データ等の各種の情報を表示する。表示部２５としては、液晶表示器などの表示デバイスが利用可能である。
【００３６】
制御部２６は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、制御部２６は、入力部２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１０に送信することでスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンス制御部１０から送られる磁気共鳴信号データに基づく画像の再構成を制御したりする。
【００３７】
ここで、制御部２６は、図１に示すように、シーケンス情報生成部２６ａを有し、シーケンス情報生成部２６ａは、入力部２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成する。なお、本実施例１に係るシーケンス情報生成部２６ａが生成するシーケンス情報については、後に詳述する。
【００３８】
このように、本実施例１におけるＭＲＩ装置１００は、被検体Ｐ内から発せられる磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を再構成する装置である。そして、本実施例１におけるＭＲＩ装置１００は、シーケンス情報生成部２６ａが生成するシーケンス情報に基づいて磁気共鳴信号を収集することで、被検体Ｐの動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像可能となるように構成された装置である。
【００３９】
具体的には、シーケンス情報生成部２６ａは、blade回転データ収集法が磁気共鳴画像の撮像条件として入力された場合、以下に説明するシーケンス情報を生成することでデータ収集の制御を行なう。なお、blade回転データ収集法とは、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）法などのマルチショットが可能な撮像法において実行され、複数の平行なデータ収集軌跡により形成される「blade」と呼ばれる帯状領域を繰り返し時間ごとに回転させることによって、ｋ空間における磁気共鳴信号のデータを非直交状(non-cartecian grid)に収集して充填する方法である。  以下、シーケンス情報生成部２６ａが生成するシーケンス情報の具体例について説明する。最初に、blade回転データ収集法をＦＳＥ（Fast Spin Echo）法にて実行する際に、従来のシーケンス情報生成部２６ａが生成していたシーケンス情報について、図２および３を用いて説明する。図２は、ＦＳＥ法においてblade回転データ収集法を実行する際のシーケンス情報を説明するための図であり、図３は、ＦＳＥ法においてblade回転データ収集法を実行した際のデータ充填パターンを説明するための図である。
【００４０】
ＦＳＥ法では、ＲＦパルス系列において、９０°パルスの後に複数のエコー再収集パルス（通常は、１８０°パルス）を繰り返し加えて磁気共鳴信号（エコー信号）のエコー列が収集される（図２の（Ａ）に示す「ＲＦ」を参照）。
【００４１】
そして、ＦＳＥ法にて実行されるblade回転データ収集法では、図２の（Ａ）に示すように、位相エンコード方向の磁気共鳴信号のｋ空間におけるデータ収集位置を決めるための位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇｐｅ」がデータ収集開始前およびデータ収集終了後それぞれで印加される。なお、データ収集終了後に印加される「Ｇｐｅ」は、データ収集開始前に印加された「Ｇｐｅ」により決められた位相エンコード方向の位置を初期位置に戻すために印加されるものであり、データ収集開始前およびデータ収集終了後に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の値は、絶対値は同一であるが、符号が反転されている。
【００４２】
さらに、ＦＳＥ法にて実行されるblade回転データ収集法では、図２の（Ａ）に示すように、磁気共鳴信号の収集中にリードアウト方向の傾斜磁場「Ｇｒｏ」が印加される。このように位相エンコード方向の傾斜磁場およびリードアウト方向の傾斜磁場を印加することで、「Ｇｐｅ」により決められた位相エンコード方向のデータ収集位置においてリードアウト方向に沿ったエコー列が１本収集される。
【００４３】
ここで、位相エンコード方向の傾斜磁場は、１８０°パルスが加えられるごとに、磁場強度を変えて印加され、これにより、複数の平行なデータ収集軌跡からなるbladeが形成される。なお、図２の（Ａ）に示す「Ｇｓｓ」は、被検体Ｐを撮像する際のスライス面が選択するために印加されるスライス選択用傾斜磁場を示すものである。
【００４４】
例えば、５本の平行なデータ収集軌跡からなるbladeを形成する場合、ＦＳＥ法にて実行されるblade回転データ収集法では、１８０°パルスが印加されるごとに、磁場強度を５回変化させた位相エンコード方向の傾斜磁場を印加する。図２の（Ａ）では５本分の平行なデータ収集軌跡におけるシーケンスを重畳して示してあるが、図２の（Ｂ）において、それぞれのデータ収集軌跡における位相エンコード方向の傾斜磁場のシーケンスを別個に分けて示す。これにより、ＭＲＩ装置１００は、リードアウト方向に沿ったエコー列を位相エンコード方向の位置を変えながら収集する。なお、図２の（Ｂ）に示すように、blade の形状は、長辺がリードアウト方向、短辺が位相エンコード方向となる。
【００４５】
そして、ＭＲＩ装置１００は、直交する３軸の傾斜磁場のうち、スライス選択に用いている傾斜磁場を除く２軸の傾斜磁場の強度比（例えば、Ｘ軸およびＹ軸の傾斜磁場の強度比）を変化させることによって、bladeをｋ空間の原点を中心として回転させる。その結果、図３に示すように、磁気共鳴信号のデータがblade単位でｋ空間にて充填される。
【００４６】
しかし、前述したように、撮像時間短縮のために、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、bladeの数を減らしたりすると、blade間に隙間が生じ、かかるblade間の隙間は、磁気共鳴画像に線状のアーチファクトが発生する要因となってしまう。
【００４７】
そこで、本実施例１に係るシーケンス情報生成部２６ａは、操作者が撮像時間を短くするために、撮像条件にて、ＲＦパルスのショット数や、bladeの数を少なく設定した場合でも、blade間に隙間が生じないようなシーケンス情報を生成する。図４は、シーケンス情報生成部が生成するシーケンス情報の概要を説明するための図である。
【００４８】
すなわち、シーケンス情報生成部２６ａは、図４に示すように、複数のデータ収集軌跡により形成されるデータ収集領域において、位相エンコード方向のデータ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するシーケンス情報を生成する。ＭＲＩ装置１００は、かかるシーケンス情報を実行することにより、データ収集領域を矩形ではなく末広がりの形状とする。これにより、ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴信号のデータ収集領域間に隙間が生じることを回避する。
【００４９】
例えば、シーケンス情報生成部２６ａは、ＦＳＥ法において、位相エンコード方向のデータ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるデータ収集領域を形成させるために、図５に示すようなシーケンス情報を生成する。図５は、ＦＳＥ法における実施例１に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。
【００５０】
図２の（Ａ）に示す一例と同様、シーケンス情報生成部２６ａは、図５の（Ａ）に示すように、データ収集開始前およびデータ収集終了後それぞれで位相エンコード方向の傾斜磁場を印加する。なお、以下では、データ収集開始時を「ｔ＝０」とし、「ｔ＝０」の前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の値を「Ｇ（０）」として記載する。また、以下では、データ収集終了時を「ｔ＝Ｔ」とし、「ｔ＝Ｔ」の後に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の値を「Ｇ（Ｔ）」として記載する。なお、「Ｇ（０）」と「Ｇ（Ｔ）」とは、「Ｇ（０）＝−Ｇ（Ｔ）」の関係となる。
【００５１】
そして、シーケンス情報生成部２６ａは、データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡のデータ収集開始位置がｋ空間の原点近傍におけるデータ収集位置より同一の位相エンコード方向にて離れた位置となるように位相エンコードの傾斜磁場を強く設定する。
【００５２】
例えば、従来印加されていたデータ収集開始前の位相エンコード方向の傾斜磁場を「Ｇ０（０）」とすると、「Ｇ（０）」は、「｜Ｇ（０）｜＞｜Ｇ０（０）｜（ただし、Ｇ（０）とＧ０（０）とは同符号）」となるように設定される。これにより、従来印加されていたデータ収集終了後の位相エンコード方向の傾斜磁場を「Ｇ０（Ｔ）」とすると、「Ｇ（Ｔ）」は、「｜Ｇ（Ｔ）｜＞｜Ｇ０（Ｔ）｜（ただし、Ｇ（Ｔ）とＧ０（Ｔ）とは同符号）」と設定される。
【００５３】
そして、シーケンス情報生成部２６ａは、リードアウト方向の傾斜磁場が印加されているデータ収集中においても、位相エンコード方向に傾斜磁場を新たに印加させるシーケンス情報を生成する。具体的には、シーケンス情報生成部２６ａは、図５の（Ａ）に示すように、データ収集開始前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ（０）」とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと磁場強度が変化する位相エンコード方向の傾斜磁場をデータ収集中にさらに印加させるシーケンス情報を生成する。なお、ここで印加する傾斜磁場は、位相エンコード方向に傾斜し、通常は位相エンコード方向の傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイルを用いて印加されるものである。しかし、この傾斜磁場はデータ収集中に印加する傾斜磁場であるため、位相エンコードではなく周波数エンコードされる。換言すれば、本実施形態においては、従来位相エンコード方向で定義される方向にも周波数エンコードしている。以下、この傾斜磁場を位相エンコード方向の傾斜磁場と記載するが、本実施形態において位相エンコード方向の傾斜磁場は、位相エンコードのために印加されるものには限られないことに注意されたい。
【００５４】
なお、シーケンス情報生成部２６ａは、従来のＦＳＥ法と同様に、位相エンコード方向の傾斜磁場が、１８０°パルスが加えられるごとに磁場強度を変えて印加されるシーケンス情報を生成する。図５の（Ａ）では５本分の平行なデータ収集軌跡におけるシーケンスを重畳して示してあるが、図５の（Ｂ）において、それぞれのデータ収集軌跡における位相エンコード方向の傾斜磁場のシーケンスを別個に分けて示す。
【００５５】
例えば、シーケンス情報生成部２６ａは、５本のデータ収集軌跡によりデータ収集領域を形成する場合、図５の（Ｂ）に示すように、データ収集軌跡（ｃ）以外のデータ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）については、「Ｇ（０）」の絶対値を「Ｇ０（０）」より強く設定したシーケンス情報を生成する。これにより、データ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）の開始点の位置が、ｋ空間原点近傍のデータ収集位置より同一の位相エンコード方向にて離れた位置となる。
【００５６】
さらに、シーケンス情報生成部２６ａは、図５の（Ｂ）に示すように、データ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）において、Ｇｒｏの印加中にも、「Ｇ（０）」とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと直線的に変化する位相エンコード方向の傾斜磁場を印加させるシーケンス情報を生成する。かかる傾斜磁場により、データ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）は、図５の（Ｂ）に示すように、時系列に沿って、位相エンコード方向に近づいた後に、再度位相エンコード方向に離れた位置に戻る軌跡となる。なお、ｋ空間上で位相エンコード方向に離れた位置となったデータ収集終了位置は、「Ｇ（Ｔ）」により初期位置に戻され、さらに、次のデータ収集軌跡によるデータ収集を行なうために、１８０°パルスにより１８０°反転された位置に戻されることとなる。
【００５７】
シーケンス情報生成部２６ａが生成したシーケンス情報は、インタフェース部２１を介してシーケンス制御部１０に対して送信され、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動することで、被検体Ｐのスキャンを行う。図６は、図５に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【００５８】
これにより、図６に示すように、５本のデータ収集軌跡により位相エンコード方向の両端が末広がりの形状となるデータ収集領域にて磁気共鳴信号のデータがｋ空間に充填される。なお、Ｇ（０）およびデータ収集中に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の磁場強度は、撮像条件として設定されたＲＦパルスのショット数およびbladeの数によりｋ空間を充填させた場合に生じるblade間の隙間の大きさに基づいて、操作者により手動で設定される場合でもよいし、制御部２６の計算処理により自動的に設置される場合であってもよい。
【００５９】
そして、図１に示す画像再構成部２２は、シーケンス情報生成部２６ａが生成したシーケンス情報により収集された磁気共鳴信号のデータを用いて磁気共鳴画像を再構成する。具体的には、画像再構成部２２は、各データ収集領域のサンプリング時間のずれを補正するなどの位相補正を行なう。
【００６０】
ここで、PROPELLER法によって得られたデータは、図３に示すような変則的なデータ収集軌跡に沿って得られる。したがって、画像再構成部２２は、データ収集軌跡に沿って得られているデータを通常の再構成処理で用いる直交マトリクスに沿ったデータに変換してもよい。具体的には、直交マトリクスの各位置のデータを得るために、対象となる位置の近隣に存在するデータ収集軌跡上のデータに基づく補間を行うことにより変換を行う。さらにここで、本実施例においては、ｋ空間の原点から離れた位置では、データ収集軌跡に沿って得られるデータの密度が低くなるため、原点からの距離が遠くなるに従って、この補間のために用いるデータの範囲を広くしてもよい。より理想的には、原点からの距離に関わらず、同じ量のデータに基づいて直交マトリクス上の各点が得られるよう、補間の範囲を広くするなどの処理を行う。
【００６１】
そして、画像再構成部２２は、位相補正後のデータ収集領域ごとのデータをフーリエ変換により低分解能画像に変換する。これにより、画像再構成部２２は、時系列の異なる各データ収集領域に対応する各低分解能画像を比較することで、各画像間の移動量を決定する。
【００６２】
そして、画像再構成部２２は、決定した移動量に基づいて、各低分解能画像間のずれを回転移動や並進移動により補正する。そして、画像再構成部２２は、回転移動や並進移動の補正を行っても非剛体性の動きなどの影響により適切に補正されないデータを再構成処理の対象から除外するために各データ収集領域に対する重み付け処理を行なう。そして、画像再構成部２２は、各低分解能画像を逆フーリエ変換により磁気共鳴信号データに変換する。そして、画像再構成部２２は、再構成処理に用いる磁気共鳴信号データを各データ収集領域に付与された重み付けに基づいて決定し、磁気共鳴画像を再構成する。
【００６３】
なお、末広がりのデータ収集領域により磁気共鳴信号のデータを充填させるシーケンス情報は、ＦＳＥ法にて実行される場合に限定されるものではなく、他の撮像法においても実行される場合であってもよいものである。そこで、以下では、ＦＥ（Field Echo）法やＥＰＩ（Echo Planner Imaging）によりｋ空間を末広がりのデータ収集領域にて充填させる場合のシーケンス情報について図７〜９を用いて説明する。なお、図７は、ＦＥ法における実施例１に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図であり、図８は、ＥＰＩ法における実施例１に係るシーケンス情報のＦＥ法における具体例を説明するための図であり、図９は、図８に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【００６４】
ＦＥ法においては、１８０°パルスを加える代わりに、ＲＦパルスとリードアウト方向の傾斜磁場とを反転させることでエコー信号を再収集させる（図７の「Ｇｒｏ」参照）。
【００６５】
ここで、ＦＥ法においても、シーケンス情報生成部２６ａは、末広がりの形状となるデータ収集領域によりデータを収集するため、データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡におけるデータ収集開始前の位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ（０）」を、「｜Ｇ（０）｜＞｜Ｇ０（０）｜（ただし、Ｇ（０）とＧ０（０）とは同符号）」となるように設定する。そして、シーケンス情報生成部２６ａは、「Ｇ（Ｔ）」を、「｜Ｇ（Ｔ）｜＞｜Ｇ０（Ｔ）｜（ただし、Ｇ（Ｔ）とＧ０（Ｔ）とは同符号）」と設定する。
【００６６】
さらに、シーケンス情報生成部２６ａは、図７に示すように、データ収集開始前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ（０）」とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと磁場強度が変化する位相エンコード方向の傾斜磁場をデータ収集中にさらに印加させるシーケンス情報を生成する。これをさらに前述のシーケンスと同様に位相エンコード方向の磁場強度を変化させて、複数本のデータ収集軌跡を得る。これにより、ＦＳＥ法と同様に、図６に示すように、位相エンコード方向の両端が末広がりの形状となるデータ収集領域にて磁気共鳴信号のデータがｋ空間に充填される。
【００６７】
また、ＥＰＩ法は、磁気共鳴信号のデータを高速に収集するために、データ収集時にプラスとマイナスとのリードアウト方向の傾斜磁場を高速に切り替えて、ｋ空間を一筆書きのようにスキャンする方法である（図８の「Ｇｒｏ」参照）。かかる処理により、データ収集軌跡の終了位置と、当該データ収集軌跡の次に収集されるデータ収集軌跡の開始位置とがリードアウト方向において同一位置となる。すなわち、ＥＰＩ法においては、「Ｇ（Ｔ）」は印加されない。
【００６８】
ここで、ＥＰＩ法においても、末広がりの形状となるデータ収集領域によりデータを収集するため、シーケンス情報生成部２６ａは、データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡におけるデータ収集開始前の位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ（０）」を、「｜Ｇ（０）｜＞｜Ｇ０（０）｜（ただし、Ｇ（０）とＧ０（０）とは同符号）」となるように設定する。さらに、シーケンス情報生成部２６ａは、図８に示すように、データ収集開始前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ（０）」とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと磁場強度が変化する位相エンコード方向の傾斜磁場をデータ収集中にさらに印加させるシーケンス情報を生成する。
【００６９】
これにより、ＥＰＩ法において、例えば、５本のデータ収集軌跡によりデータ収集領域を形成する場合、図８に示すように、データ収集軌跡の終了位置と当該データ収集軌跡の次に収集されるデータ収集軌跡の開始位置とがリードアウト方向において同一位置となる以外は、図５に示すデータ収集軌跡と同様の形状となる。
【００７０】
かかるシーケンス情報が実行されることで、図９に示すように、５本のデータ収集軌跡により末広がりの形状となるデータ収集領域にて磁気共鳴信号のデータが一筆書きのように収集されて、ｋ空間に充填される。
【００７１】
次に、図１０を用いて、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の処理について説明する。図１０は、実施例１に係るＭＲＩ装置の処理を説明するためのフローチャートである。
【００７２】
図１０に示すように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、入力部２４を介して操作者から磁気共鳴画像の撮像条件とともに、撮像開始要求を受け付けると（ステップＳ１０１肯定）、処理を開始する。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴画像の撮像法として、複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeを繰り返し時間毎に回転させて磁気共鳴信号のデータを収集する撮像法を実行する要求を受付けた場合、以下の処理を開始する。
【００７３】
まず、シーケンス情報生成部２６ａは、複数のデータ収集軌跡により形成されるデータ収集領域において、位相エンコード方向のデータ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するシーケンス情報を生成する（Ｓ１０２）。例えば、シーケンス情報生成部２６ａは、撮像条件がＦＳＥ法である場合、図５に例示したシーケンス情報を生成し、撮像条件がＦＥ法である場合、図７に例示したシーケンス情報を生成し、撮像条件がＥＰＩ法である場合、図８に例示したシーケンス情報を生成する。
【００７４】
そして、シーケンス情報生成部２６ａが生成したシーケンス情報は、インタフェース部２１を介してシーケンス制御部１０に対して送信され、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動する。これにより、受信部９は、末広がりの形状となるデータ収集領域により磁気共鳴信号のデータを収集する（ステップＳ１０３）。
【００７５】
その後、画像再構成部２２は、各データ収集領域のサンプリング時間のずれを補正するなどの位相補正を行なう（ステップＳ１０４）。
【００７６】
続いて、画像再構成部２２は、位相補正後のデータ収集領域ごとの磁気共鳴信号のデータをフーリエ変換により低分解能画像に変換し、各低分解能画像を比較することで、各画像間の移動量を決定する。
【００７７】
そして、画像再構成部２２は、決定した移動量に基づいて、回転移動による補正を行ない（ステップＳ１０５）、さらに、並進移動による補正を行なう（ステップＳ１０６）。
【００７８】
その後、画像再構成部２２は、各データ収集領域に対する重み付け処理を行ない（ステップＳ１０７）、各低分解能画像を逆フーリエ変換により磁気共鳴信号のデータに変換する。
【００７９】
続いて、画像再構成部２２は、再構成処理に用いる磁気共鳴信号データを各データ収集領域に付与された重み付けに基づいて決定したうえで、磁気共鳴画像を再構成し（ステップＳ１０８）、処理を終了する。
【００８０】
なお、本実施例１では、データ収集中に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場が直線的に変化するように設定される場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、データ収集中に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場は、２次曲線的に変化するなど、非線形な任意のパターンにて変化される場合であってもよい。ただし、「Ｇ（０）」と「Ｇ（Ｔ）」と『「ｔ＝０」から「ｔ＝Ｔ」にて印加された位相エンコード方向の傾斜磁場の積分値』との和が「０」となることが必要である。
【００８１】
上述したように、実施例１では、シーケンス情報生成部２６ａは、複数のデータ収集軌跡により形成されるデータ収集領域において、位相エンコード方向のデータ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するシーケンス情報を生成する。
【００８２】
具体的には、シーケンス情報生成部２６ａは、データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡のデータ収集開始位置がｋ空間の原点近傍におけるデータ収集位置より同一の位相エンコード方向にて離れた位置となるように位相エンコードの傾斜磁場を強く設定する。さらに、シーケンス情報生成部２６ａは、データ収集開始前に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場とは逆符号の傾斜磁場から同符号の傾斜磁場へと磁場強度が変化する位相エンコード方向の傾斜磁場をデータ収集中に印加させるシーケンス情報を生成する。そして、画像再構成部２２は、シーケンス情報生成部２６ａが生成したシーケンス情報により収集された磁気共鳴信号のデータを用いて磁気共鳴画像を再構成する。
【００８３】
したがって、実施例１によれば、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、データ収集領域の数を減らしたりしても、データ収集領域に隙間が生じることを回避することができるので、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像することが可能となる。
【実施例２】
【００８４】
実施例１では、データ収集領域の形状がリードアウト方向において対称である場合に生成されるシーケンス情報について説明した。実施例２では、データ収集領域の形状がリードアウト方向において非対称である場合に生成されるシーケンス情報について説明する。
【００８５】
図１１は、bladeの形状がリードアウト方向において非対称である場合のデータ充填パターンを説明するための図である。エコー時間（ＴＥ）を短くすることで、磁気共鳴画像のＴ１コントラストを向上させるために、例えば、図１１に示すように、リードアウト方向の前半部が短く、リードアウト方向の後半部が長い非対称なbladeにて磁気共鳴画像のデータをｋ空間に充填させる場合がある。
【００８６】
かかる場合でも、撮像時間を短縮するために、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、bladeの数を減らしたりすると、blade間に隙間が生じてしまう。
【００８７】
そこで、実施例２に係るシーケンス情報生成部２６ａは、位相エンコード方向におけるデータ収集領域の一方の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように制御するためのシーケンス情報を生成する。なお、以下では、ＦＳＥ法にて生成されるシーケンス情報について説明するが、本実施例２は、ＦＥ法やＥＰＩ法においても適用可能である。
【００８８】
具体的には、実施例２に係るシーケンス情報生成部２６ａは、リードアウト方向の後半部における位相エンコード方向の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるデータ収集領域を形成するためシーケンス情報を生成する。
【００８９】
図１２は、ＦＳＥ法における実施例２に係るシーケンス情報の具体例を説明するための図である。実施例２に係るシーケンス情報生成部２６ａは、磁気共鳴信号データ収集中に同符号にて変化する位相エンコードの傾斜磁場を印加する。
【００９０】
すなわち、実施例２に係るシーケンス情報生成部２６ａは、リードアウト方向の後半部における位相エンコード方向の幅のみを広げるために、データ収集領域を形成する複数のデータ収集軌跡のうち、当該データ収集領域内の少なくとも外側に位置するデータ収集軌跡における磁気共鳴信号データ収集中に、同符号にて変化する位相エンコードの傾斜磁場を印加する。例えば、実施例２に係るシーケンス情報生成部２６ａは、エコーセンター付近の位相エンコード方向の傾斜磁場強度を「０」にし、その後のデータ収集期間で、位相エンコード方向の傾斜磁場強度の絶対値が時間に応じて同符合にて大きくなるようなシーケンス情報を生成する。ここで、データ収集期間に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の符号は、Ｇ（０）と同符号とされる。
【００９１】
さらに、データ収集期間に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場によりリードアウト方向の後半部における位相エンコード方向の幅のみを広げる場合、シーケンス情報生成部２６ａは、「Ｇ（０）」に関しては、従来の位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ０（０）」と同じ値とし、「Ｇ（Ｔ）」に関しては、位相エンコード方向に離れた位置となったデータ収集位置を初期位置に戻すために、「Ｇ０（Ｔ）」と同一符号にて絶対値を大きく設定したシーケンス情報を生成する。すなわち、「Ｇ（Ｔ）」は、「｜Ｇ（Ｔ）｜＞｜Ｇ０（Ｔ）｜（ただし、Ｇ（Ｔ）とＧ０（Ｔ）とは同符号）」となる。具体的には、「Ｇ（Ｔ）」の絶対値は、「Ｇ（０）」と『「ｔ＝０」から「ｔ＝Ｔ」にて印加された位相エンコード方向の傾斜磁場の積分値』との和の絶対値と等しくなることが必要となる。
【００９２】
例えば、シーケンス情報生成部２６ａは、図１２の（Ｂ）に示すように、データ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）において、Ｇｒｏの印加中にも、磁場強度「０」から『「Ｇ（０）」と同符号の傾斜磁場』へ直線的に変化する位相エンコード方向の傾斜磁場を印加させるシーケンス情報を生成する。さらに、シーケンス情報生成部２６ａは、図１２の（Ｂ）に示すように、データ収集軌跡（ｃ）以外のデータ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）については、「Ｇ（Ｔ）」の絶対値を大きく設定したシーケンス情報を生成する。これにより、データ収集軌跡（ａ，ｂ，ｄ，ｅ）のリードアウト方向の後半部における端点の位置は、図１２の（Ｂ）に示すように、ｋ空間原点近傍のデータ収集位置より同一の位相エンコード方向にて離れた位置となる。
【００９３】
そして、実施例１と同様に、シーケンス情報生成部２６ａが生成したシーケンス情報は、インタフェース部２１を介してシーケンス制御部１０に対して送信され、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動することで、被検体Ｐのスキャンを行う。図１３は、図１２に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【００９４】
これにより、図１３に示すように、５本のデータ収集軌跡によりリードアウト方向の後半部のみが末広がりの形状となるデータ収集領域にて磁気共鳴信号のデータがｋ空間に充填される。
【００９５】
なお、上述した一例では、リードアウト方向の前半部が短く、リードアウト方向の後半部が長い非対称なデータ収集領域にて磁気共鳴画像のデータをｋ空間に充填させる場合について説明したが、リードアウト方向の前半部が長く、リードアウト方向の後半部が短い非対称なデータ収集領域にて磁気共鳴画像のデータをｋ空間に充填させる場合であっても、本発明は適用可能である。
【００９６】
具体的には、シーケンス情報生成部２６ａは、リードアウト方向の前半部における位相エンコード方向の幅のみを広げるため、シーケンス情報生成部２６ａは、「Ｇ（Ｔ）」に関しては、従来の位相エンコード方向の傾斜磁場「Ｇ０（Ｔ）」と同じ値とし、「Ｇ（０）」に関しては、データ収集開始位置を位相エンコード方向に離れた位置とさせるために、従来の位相エンコード方向の傾斜磁場と同一符号にて絶対値を大きく設定したシーケンス情報を生成する。すなわち、シーケンス情報生成部２６ａは、「Ｇ（０）」を、「｜Ｇ（０）｜＞｜Ｇ０（０）｜（ただし、Ｇ（０）とＧ０（０）とは同符号）」と設定する。
【００９７】
そして、シーケンス情報生成部２６ａは、リードアウト方向の前半部にて広がった位相エンコード方向の幅を狭めるために、例えば、データ収集開始直後の位相エンコード方向の傾斜磁場強度を「Ｇ（０）」と逆符号の磁場強度とし、その後、エコーセンター付近の位相エンコード方向の傾斜磁場強度が「０」となるように変化するシーケンス情報を生成する。
【００９８】
これにより、リードアウト方向の前半部のみが末広がりの形状となるデータ収集領域にて磁気共鳴信号のデータがｋ空間に充填される。
【００９９】
なお、実施例２に係るＭＲＩ装置１００の処理手順は、図１０を用いて説明した実施例１に係るＭＲＩ装置１００の処理手順のうち、ステップＳ１０２において生成されるシーケンス情報が図１２に示すようなシーケンス情報である以外同じであるので説明を省略する。
【０１００】
また、本実施例２でも、データ収集中に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場が直線的に変化するように設定される場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、データ収集中に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場は、２次曲線的に変化するなど、非線形な任意のパターンにて変化される場合であってもよい。
【０１０１】
上述したように、実施例２では、磁気共鳴画像のコントラストを向上させるためにデータ収集領域の形状がリードアウト方向において非対称である場合であっても、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、データ収集領域の数を減らしたりしても、データ収集領域に隙間が生じることを回避することができる。したがって、実施例２によれば、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像し、かつ、撮像される磁気共鳴画像の画質を向上することが可能となる。
【実施例３】
【０１０２】
実施例３では、Short Axis PROPELLER法と称されるデータ収集法において、blade間の隙間が生じることを回避する場合について、図１４〜１６を用いて説明する。なお、図１４は、Short Axis PROPELLER法のデータ充填パターンを説明するための図であり、図１５は、実施例３に係るシーケンス情報を説明するための図であり、図１６は、図１５に示すシーケンス情報による磁気共鳴信号のデータ充填パターンを説明するための図である。
【０１０３】
図１４に示すように、Short Axis PROPELLER法では、ＥＰＩ法においてbladeの短辺をリードアウト方向とし、bladeの長辺を位相エンコード方向として、bladeを繰り返し時間ごとに回転させることで、ｋ空間にて磁気共鳴信号のデータが充填される。
【０１０４】
かかる収集法は、位相誤差を除去するためにＥＰＩ法にて実行されるものであるが、やはり、撮像時間を短縮するために、bladeの数を減らすと、blade間に隙間が生じてしまう。
【０１０５】
そこで、実施例３に係るシーケンス情報生成部２６ａは、図１５の下図に示すように、リードアウト方向におけるデータ収集領域の幅がｋ空間の原点から離れた位置にてｋ空間の原点近傍の幅より広がるように、リードアウト方向の傾斜磁場の磁場強度を制御するシーケンス情報を生成する。
【０１０６】
すなわち、実施例３に係るシーケンス情報生成部２６ａは、データ収集時にプラスとマイナスとのリードアウト方向の傾斜磁場を高速に切り替える際に、図１５の上図に示すように、リードアウト方向の傾斜磁場強度（Ｇｒｏ）の面積（磁場強度の時間積分値）を可変とする。例えば、実施例３に係るシーケンス情報生成部２６ａは、外側に位置するデータ収集軌跡にてデータを収集する際にリードアウト方向の傾斜磁場を印加する時間を、データ収集領域内の中心近傍に位置するデータ収集軌跡にてデータを収集する際の印加時間より長くすることで、磁場強度を変化させて、リードアウト方向の長さを可変とするシーケンス情報を生成する。
【０１０７】
かかるシーケンス情報により、図１６に示すように、リードアウト方向の幅が末広がりの形状となるデータ収集領域により磁気共鳴信号のデータがｋ空間に充填される。
【０１０８】
なお、実施例３に係るＭＲＩ装置１００の処理手順は、図１０を用いて説明した実施例１に係るＭＲＩ装置１００の処理手順のうち、ステップＳ１０２において生成されるシーケンス情報が図１５に示すようなシーケンス情報である以外同じであるので説明を省略する。
【０１０９】
上述したように、実施例３では、Short Axis PROPELLER法においても、ＲＦパルスのショット数を減らしたり、データ収集領域の数を減らしたりしても、データ収集領域に隙間が生じることを回避することができる。また、実施例３では、ｋ空間中心付近のエコー間隔については短くしたままとなるので、位相誤差を抑えることができる。したがって、実施例３によれば、被検体の動きに起因するアーチファクトおよび位相誤差を抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像することが可能となる。
【０１１０】
なお、本実施例１〜３において説明した各処理のうち、自動的におこなわれるものとして説明した処理の全部または一部を手動的におこなうこともでき、あるいは、手動的におこなわれるものとして説明した処理の全部または一部を公知の方法で自動的におこなうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。
【０１１１】
また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
【産業上の利用可能性】
【０１１２】
以上のように、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体内から発せられる磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を再構成する場合に有用であり、特に、被検体の動きに起因するアーチファクトを抑制した磁気共鳴画像を短時間で撮像することに適する。
【符号の説明】
【０１１３】
１００  ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
１  静磁場磁石
２  傾斜磁場コイル
３  傾斜磁場電源
４  寝台
４ａ  天板
５  寝台制御部
６  送信コイル
７  送信部
８  受信コイル
９  受信部
１０  シーケンス制御部
２０  計算機システム
２１  インタフェース部
２２  画像再構成部
２３  記憶部
２４  入力部
２５  表示部
２６  制御部
２６ａ  シーケンス情報生成部
【図１】
0005613065.tif 000002
【図２】
0005613065.tif 000003
【図３】
0005613065.tif 000004
【図４】
0005613065.tif 000005
【図５】
0005613065.tif 000006
【図６】
0005613065.tif 000007
【図７】
0005613065.tif 000008
【図８】
0005613065.tif 000009
【図９】
0005613065.tif 000010
【図１０】
0005613065.tif 000011
【図１１】
0005613065.tif 000012
【図１２】
0005613065.tif 000013
【図１３】
0005613065.tif 000014
【図１４】
0005613065.tif 000015
【図１５】
0005613065.tif 000016
【図１６】
0005613065.tif 000017
【図１７】
0005613065.tif 000018
【図１８】
0005613065.tif 000019
【図１９】
0005613065.tif 000020