(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場および傾斜磁場が形成された撮影野において移動する天板に載置された被検体に対しＲＦパルスを照射し、
前記ＲＦパルスの照射によって前記被検体で発生した磁気共鳴信号を前記天板を連続的に移動させながら収集し、
収集された前記磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成し、
前記磁気共鳴信号の収集期間中には前記天板を移動させる駆動信号の生成を停止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】
磁気共鳴イメージングの撮影野において静磁場および傾斜磁場を形成する磁場形成部と、
被検体を載置する天板と、
前記天板を移動させる天板移動部と、
前記撮影野に位置する前記被検体のイメージング対象部位に対しＲＦパルスを照射するとともに、前記イメージング対象部位から発生する磁気共鳴信号を受信する送受信部と、
前記磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成するもので画像データ生成部と、
前記画像データ生成部が前記画像データを生成するために必要な量の前記磁気共鳴信号が前記送受信部により受信される間は連続的あるいは所定間隔でステップ状に前記天板を移動するように前記天板移動部を駆動する駆動信号を生成するもので、前記送受信部による磁気共鳴信号の受信期間中においては前記駆動信号の生成を停止する駆動信号生成部とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記磁場形成部は、前記駆動信号生成部が前記駆動信号を生成している間に、前記傾斜磁場に含まれるスライス選択傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場を形成し、かつ前記駆動信号生成部が前記駆動信号の生成を停止している間に、前記傾斜磁場に含まれる読み出し傾斜磁場を形成し、
前記送受信部は、前記駆動信号生成部が前記駆動信号を生成している間に前記ＲＦパルスを照射し、かつ前記駆動信号生成部が前記駆動信号の生成を停止している間に前記磁気共鳴信号を受信することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記天板移動部は、前記天板を前記被検体の体軸方向に移動し、
前記送受信部は、前記被検体の移動に伴って変化するイメージング対象部位に対しＲＦパルスをそれぞれ照射するとともに前記イメージング対象部位から発生する磁気共鳴信号をそれぞれ受信することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記天板移動部は、前記送受信部による磁気共鳴信号の受信期間中においては前記駆動信号の生成が停止されることにより前記天板の移動を停止することを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記画像データ生成部は、前記被検体の移動に伴って変化するイメージング対象部位からそれぞれ得られた磁気共鳴信号に基づいて前記複数のイメージング対象部位を含んだ広範囲に関する画像データを生成することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記傾斜磁場の印加開始タイミングおよび印加終了タイミングの情報に基づいて前記天板の移動開始トリガ信号および移動停止トリガ信号を生成するトリガ信号生成部を備え、
前記駆動信号生成部は、前記移動開始トリガ信号および移動停止トリガ信号に基づいて前記駆動信号の生成を停止する期間を設定することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記トリガ信号生成部は、前記傾斜磁場のうちで前記磁気共鳴信号の受信時に印加される読み出し傾斜磁場の印加開始タイミングおよび印加終了タイミングの情報に基づいて前記移動開始トリガ信号および移動停止トリガ信号を生成することを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
静磁場中の被検体から磁気共鳴信号を発生させるために前記被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加する印加部と、
前記磁気共鳴信号を検出するための高周波コイルと、
この高周波コイルにて検出された前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、
このデータ収集部にて収集された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する再構成部と、
前記磁気共鳴信号を前記データ収集部が収集する期間には被検体を載置するための天板をその長手方向に連続的にスライドさせつつ、前記天板を駆動するための駆動信号を一時的にＯＦＦとする寝台と、
前記駆動信号をＯＦＦとしている間に、前記磁気共鳴信号を収集するように前記印加部および前記データ収集部を制御する制御部とを具備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１０】
前記制御部は、
前記駆動信号がＯＮの間に、前記傾斜磁場に含まれるスライス選択傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場と、前記高周波パルスとを印加するように前記印加部を制御するとともに、
前記駆動信号がＯＦＦの間に、前記傾斜磁場に含まれる読み出し傾斜磁場を印加するように前記印加部を制御することを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
静磁場中の被検体から磁気共鳴信号を発生させるために前記被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加する印加部と、
前記被検体を載置するための天板をその長手方向にスライドさせる寝台と、
前記磁気共鳴信号を検出するための高周波コイルと、
この高周波コイルにて検出された前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、
このデータ収集部にて収集された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する再構成部と、
前記天板をスライドさせながら前記磁気共鳴信号を収集するように前記印加部、前記寝台および前記データ収集部を制御するもので、前記寝台は、前記データ収集部により前記磁気共鳴信号を収集する期間には前記天板を駆動するための駆動信号を発生させないように制御する制御部とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記制御部は、前記傾斜磁場に含まれるスライス選択傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場を印加するともに、前記高周波パルスを印加する期間には前記駆動信号を発生し、かつ前記傾斜磁場に含まれる読み出し傾斜磁場を印加して前記磁気共鳴信号を収集する期間には前記駆動信号を発生させないように前記印加部、前記寝台および前記データ収集部を制御することを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記駆動信号が生成されている間に、前記傾斜磁場に含まれるスライス選択傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場を形成するともに、前記ＲＦパルスを照射し、
前記駆動信号の生成を停止している間に、前記傾斜磁場に含まれる読み出し傾斜磁場を印加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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体を体軸方向に移動しながら磁気共鳴（ＭＲ）信号の収集を行なうことにより広範囲のイメージングを可能とする磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ法は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンを、そのラーモア周波数をもつ高周波信号（ＲＦパルス）で励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像データを再構成するイメージング法である。
【０００３】
ＭＲＩ装置は、ＭＲＩ法を利用して被検体をイメージングする画像診断装置である。ＭＲＩ装置は、解剖学的な診断情報のみならず、生化学的な情報や機能診断のための情報など多くの診断情報を得ることができる。このためＭＲＩ装置は、今日の画像診断の分野では重要なものとなっている。
【０００４】
図４は、従来のＭＲＩ装置のガントリ１２０ａを模式的に示した図である。ガントリ１２０ａの中心部に設けられた撮影野１３０ａの周囲には、主磁石１１ａ、傾斜磁場コイル２１ａ、送信コイル３１ａおよび受信コイル３３ａが設けられている。主磁石１１ａおよび傾斜磁場コイル２１ａは、撮影野１３０ａに配置される被検体１５０に対し静磁場および傾斜磁場を形成する。送信コイル３１ａは、被検体１５０に対してＲＦパルスを照射する。受信コイル３３ａは、ＲＦパルスの照射に伴って被検体１５０から生ずるＭＲ信号を検出する。
【０００５】
一方、図示しない寝台の上面には、被検体１５０を載置する天板４ａが、その長手方向（Ｚ軸方向）にスライド可能に取り付けられている。被検体１５０を天板４ａとともに撮影野１３０ａに挿入することにより、被検体の一部（イメージング対象部位）が受信コイル３３ａの近傍に設定される。この場合、最大イメージング領域は、受信コイル３３ａのＺ軸方向についての長さＤによって決まる。
【０００６】
近年、上記の最大イメージング領域より更に広い領域に関して連続した画像データを生成するために、天板４ａをその長手方向に連続的に移動しながら収集したＭＲ信号を再構成処理して画像データを生成する方法が提案されている（例えば、特許文献１を参照）。
【０００７】
この特許文献１にて提案された方法によれば、ＭＲ信号の収集を行なう際、被検体１５０の所定スライス断面に対する選択励起用ＲＦパルスの搬送周波数を制御することにより、移動中の被検体１５０における所定イメージング対象部位から発生するＭＲ信号を常に同一周波数で捕らえることができるため、被検体１５０に対する広範囲な画像データの生成が可能となる。
【０００８】
また、上述の方法を更に発展させて広範囲なマルチスライスイメージングやオブリークイメージングを可能とするイメージング方法も提案されている（例えば、特許文献２を参照）。
【特許文献１】特開平８−７１０５６号公報
【特許文献２】特開２００２−９５６４６
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
既に述べたように、ＭＲＩ装置ではラーモア周波数（例えば６３．９ＭＨｚ）を中心とした所定帯域（例えば±２５０ＫＨｚ）の周波数成分を有したＲＦパルスを被検体１５０に照射する。そして、ＲＦパルスと同一の周波数成分を有したＭＲ信号を前記被検体１５０から受信して画像データの生成を行なっている。このＭＲ信号は極めて微小な信号であるので、同一の周波数成分を有するノイズを極力排除する必要がある。このため、ＭＲ信号の検出を行なう受信コイル３３ａや、この受信コイル３３ａによって検出されたＭＲ信号を所定の振幅に増幅する図示しない増幅回路が設けられたガントリ１２０ａは、寝台とともにシールドルーム内に設置されている。
【００１０】
従って、被検体１５０を連続的に移動することによる広範囲な画像データの生成（以下では、広範囲イメージングと呼ぶ）においては、天板４ａを移動させるための駆動信号に起因した電磁ノイズが受信コイル３３ａによって検出されたＭＲ信号に混入し、このＭＲ信号を再構成処理して得られた画像データにおいて許容できないアーチファクトが発生するおそれがある。
【００１１】
特に、ガントリ１２０ａの撮影野１３０ａに挿入された被検体１５０の恐怖感や不安感を排除するために撮影野１３０ａの長さＤを短くするとともに撮影野１３０ａの開口を広くしたＭＲＩ装置では、受信コイル３３ａや増幅回路に対する電磁ノイズの侵入を更に容易にしている。
【００１２】
なお、天板４ａを移動させるための駆動信号の他にも、ＭＲ信号に電磁ノイズを混入させる要因は存在する。
【００１３】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、電磁ノイズに起因したアーチファクトを低減することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場および傾斜磁場が形成された撮影野において移動する天板に載置された被検体に対しＲＦパルスを照射することにより前記被検体から発生する磁気共鳴信号を前記天板を連続的に移動させながら収集して画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁気共鳴信号の収集期間中には前記天板を移動させる駆動信号の生成を停止する。
【００１５】
本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴イメージングの撮影野において静磁場および傾斜磁場を形成する磁場形成部と、被検体を載置する天板と、前記天板を移動させる天板移動部と、前記撮影野に位置する前記被検体のイメージング対象部位に対しＲＦパルスを照射するとともに、前記イメージング対象部位から発生する磁気共鳴信号を受信する送受信部と、前記磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成するもので画像データ生成部と、前記画像データ生成部が前記画像データを生成するために必要な量の前記磁気共鳴信号が前記送受信部により受信される間は連続的に前記天板を移動するように前記天板移動部を駆動する駆動信号を生成するもので、前記送受信部による磁気共鳴信号の受信期間中においては前記駆動信号の生成を停止する駆動信号生成部とを備えた。
【００１６】
本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中の被検体から磁気共鳴信号を発生させるために前記被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加する印加部と、前記磁気共鳴信号を検出するための高周波コイルと、この高周波コイルにて検出された前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、このデータ収集部にて収集された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する再構成部と、前記磁気共鳴信号を前記データ収集部が収集する期間には被検体を載置するための天板をその長手方向に連続的にスライドさせつつ、前記天板を駆動するための駆動信号を一時的にＯＦＦとする寝台と、前記駆動信号をＯＦＦとしている間に、前記磁気共鳴信号を収集するように前記印加部および前記データ収集部を制御する制御部とを備えた。
【００１７】
本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中の被検体から磁気共鳴信号を発生させるために前記被検体に対して傾斜磁場および高周波パルスを印加する印加部と、前記被検体を載置するための天板をその長手方向にスライドさせる寝台と、前記磁気共鳴信号を検出するための高周波コイルと、この高周波コイルにて検出された前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集部と、このデータ収集部にて収集された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する再構成部と、前記天板をスライドさせながら前記磁気共鳴信号を収集するように前記印加部、前記寝台および前記データ収集部を制御するもので、前記寝台は、前記データ収集部により前記磁気共鳴信号を収集する期間には前記天板を駆動するための駆動信号を発生させないように制御する制御部とを備えた。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、電磁ノイズに起因したアーチファクトを低減できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
以下、図面を参照して実施形態に係るＭＲＩ装置２００について説明する。
【００２２】
以下に述べるＭＲＩ装置２００の特徴は、次のようにして天板移動用の駆動信号に起因する電磁ノイズのＭＲ信号への混入を防止することにある。すなわち、ＭＲＩ装置２００は、静磁場、傾斜磁場およびＲＦ磁場が形成された撮影野において、天板に載置された被検体をその体軸方向に所定速度で略連続的に移動させながらＭＲ信号を収集する。ＭＲＩ装置２００は、被検体の複数のイメージング対象部位から時系列的に得られるＭＲ信号に基づいて、撮影野よりも広範囲な領域に関する画像データを再構成する。そしてこのようなイメージングを行うに際してＭＲＩ装置２００は、ＭＲ信号の収集タイミングの情報（例えば、収集開始タイミングの情報および収集終了タイミングの情報）に基づいて駆動信号の生成を制御する。
【００２３】
なお以下では、ＭＲＩ装置２００は、磁気共鳴データの収集にspin echo（ＳＥ）法を採用している場合について説明する。ただし、field echo（ＦＥ）法、echo planar imaging（ＥＰＩ）法、あるいはinversion recovery（ＩＲ）法等の他のイメージング法を採用しても良い。
【００２４】
ＭＲＩ装置２００の構成につき図１を参照して説明する。図１はＭＲＩ装置２００の全体構成を示すブロック図である。
【００２５】
図１に示したＭＲＩ装置２００は、静磁場発生部１、傾斜磁場発生部２、送受信部３、天板４、移動機構部５、画像データ生成部６、表示部７、入力部８および制御部９を含む。
【００２６】
静磁場発生部１は、主磁石１１および静磁場電源１２を含む。主磁石１１としては、常伝導磁石あるいは超電導磁石等が適用される。静磁場電源１２は、主磁石１１に電流を供給する。このような構成により静磁場発生部１は、図示しないガントリ（図４参照）の撮影野の中に強力な静磁場を形成する。なお、上述の主磁石１１としては、永久磁石が適用されても良い。この場合には、静磁場電源１２は不要である。
【００２７】
傾斜磁場発生部２は、傾斜磁場コイル２１および傾斜磁場電源２２を含む。傾斜磁場コイル２１は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれに対応した３組のコイルを組み合わせて形成される。傾斜磁場電源２２は、傾斜磁場コイル２１に含まれた３組のコイルのそれぞれに対してパルス電流を供給する。このような構成により傾斜磁場発生部２は、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれに対して磁場強度が変化する傾斜磁場を静磁場に重畳する。なお傾斜磁場電源２２は、制御部９から供給されたシーケンス制御信号に基づいて撮影野に対して符号化を行なう。すなわち傾斜磁場電源２２は、傾斜磁場コイル２１に含まれた３組のコイルに供給するパルス電流をシーケンス制御信号に基づいて制御することにより、磁場強度の分布を各軸方向に対して個別に調整する。これにより、互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒがそれぞれ所望の方向に形成される。
【００２８】
送受信部３は、送信コイル３１、送信部３２、受信コイル３３および受信部３４を含む。
【００２９】
送信コイル３１は、送信部３２から供給されるＲＦパルス信号によってＲＦパルスを撮影野内に送信する。送信部３２は、制御部９から供給されたシーケンス制御信号に基づき、主磁石１１の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数（ラーモア周波数）と同じ周波数の搬送波を所定の選択励起波形によって変調したＲＦパルス電流を生成する。受信コイル３３は、被検体１５０にて発生したＭＲ信号を検出し、受信部３４に送る。受信コイル３３としては、ＭＲ信号を高感度で検出するために、小口径のコイルが複数個（Ｎ個）配列されたアレイコイルの適用が好適である。受信部３４は、増幅回路、中間周波変換回路、検波回路、analog-to-digital（Ａ／Ｄ）変換器およびフィルタリング回路をＮチャンネル分備える。受信部３４は、受信コイル３３が検出したＭＲ信号を増幅し、更に、中間周波変換、位相検波、フィルタリング等の信号処理を行った後でＡ／Ｄ変換を行なう。なお増幅回路は、受信コイル３３が検出したＭＲ信号を高Ｓ／Ｎで増幅するために、通常、受信コイル３３の近傍に設置されている。ただし、送信コイル３１の機能と受信コイル３３の機能とを１つのコイルで兼ね備えた送受信コイルを用いてもよい。この場合、この送受信コイルを、ハイブリッド回路または送受切替器を介して送信部３２および受信部３４に接続する。
【００３０】
そして、主磁石１１、傾斜磁場コイル２１、送信コイル３１および受信コイル３３は、図４と同様にしてＭＲＩ装置２００のガントリに設けられ、このガントリの中央部には撮影野が形成される。すなわち、ガントリの中心には天板４とともに被検体１５０が挿入される撮影野が設けられ、この撮影野の周囲には受信コイル３３、送信コイル３１、傾斜磁場コイル２１および主磁石１１がＺ軸を共軸として同心円状に配置されている。
【００３１】
天板４は、ガントリの近傍に設置された図示しない寝台本体の上面においてＺ軸方向にスライド自在に取り付けられている。天板４は、その長手方向がＺ軸方向にほぼ一致する。また被検体１５０は、その体軸を天板４の長手方向にほぼ一致させる状態で天板４に載置される。天板４を移動させることにより、天板４に載置された被検体１５０における任意のイメージング対象部位を撮影野内に位置させる。この場合、撮影野内に位置したイメージング対象部位は、受信コイル３３に対向する。
【００３２】
移動機構部５は、例えば、上述の寝台に取り付けられる。移動機構部５は、移動機構５１および駆動信号生成部５２を含む。移動機構５１は、モータ５１ａを含み、天板４をＺ軸方向に所定速度で移動させる。駆動信号生成部５２は、モータ５１ａを駆動するための駆動信号を、制御部９から供給される移動トリガ信号（移動開始トリガ信号および移動停止トリガ信号）に基づいて生成する。
【００３３】
画像データ生成部６は、記憶部６１と高速演算部６２とを含む。記憶部６１はさらに、ＭＲ信号記憶部６１１および画像データ記憶部６１２を含む。ＭＲ信号記憶部６１１は、受信部３４によってＡ／Ｄ変換されたＮチャンネル分のＭＲ信号を記憶する。ＭＲ信号記憶部６１１は、被検体１５０を移動させながら繰り返し受信されるＭＲ信号をそれぞれ順次に記憶する。ＭＲ信号記憶部６１１は、これらのＭＲ信号に対応付けて、制御部９から供給されるイメージング位置情報を付帯情報として記憶する。画像データ記憶部６１２は、上述のＭＲ信号とそのイメージング位置情報に基づく再構成処理によって得られた画像データを記憶する。高速演算部６２は、ＭＲ信号記憶部６１１に記憶されたＭＲ信号とイメージング位置情報とを読み出し、２次元フーリエ変換による再構成処理を行なって画像データを生成する。高速演算部６２は、異なるイメージング対象部位について得られたＭＲ信号に基づいて、撮影野よりも広範囲に関する画像データを生成する機能を持つ。
【００３４】
表示部７は、表示データ生成回路、変換回路およびモニタを含む。表示データ生成回路は、画像データ記憶部６１２に記憶された画像データと入力部８から制御部９を介して供給された被検体情報等の付帯情報を合成して表示データを生成する。変換回路は、表示データを所定の表示フォーマットに変換し、さらに、Ｄ／Ａ（digital-to-analog）変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成する。モニタは、映像信号が表す映像を表示する。モニタとしては、ＣＲＴ（cathode-ray tube）または液晶パネルなどの既存の表示デバイスを適用できる。
【００３５】
入力部８は、操作卓上にスイッチ、キーボード、あるいはマウスなどの各種入力デバイスや表示パネルを備える。入力部８は、被検体情報の入力、ＭＲ信号の収集条件や画像データの表示条件の設定、天板４の移動速度の設定、各種コマンド信号の入力等を行なう。
【００３６】
制御部９は、主制御部９１、シーケンス制御部９２および移動制御部９３を含む。主制御部９１は、ＣＰＵおよび記憶回路を備える。主制御部９１は、ＭＲＩ装置２００を統括して制御する機能を有している。主制御部９１が備える記憶回路には、入力部８にて入力あるいは設定された被検体情報、ＭＲ信号の収集条件、画像データの表示条件、あるいは移動速度等の情報が保存される。主制御部９１が備えるＣＰＵは、入力部８から入力された上述の情報に基づいてパルスシーケンス情報を生成し、シーケンス制御部９２に供給する。シーケンス情報は、例えば傾斜磁場コイル２１や送信コイル３１に供給するパルス電流の大きさ、供給時間、供給タイミングなどに関する情報である。シーケンス制御部９２は、ＣＰＵと記憶回路を備える。シーケンス制御部９２が備える記憶回路は、主制御部９１から供給されたパルスシーケンス情報を記憶する。シーケンス制御部９２が備えるＣＰＵは、パルスシーケンス情報に従ってシーケンス制御信号を生成し、これによって傾斜磁場電源２２や送信部３２を制御する。移動制御部９３は、主制御部９１から供給されたパルスシーケンス情報あるいはシーケンス制御部９２から供給されたシーケンス制御信号に基づき、天板４の移動に関する移動開始トリガ信号および移動停止トリガ信号を生成し、移動機構部５に供給する。例えば、移動制御部９３は、シーケンス制御部９２が設定したＭＲ信号の収集開始時刻および収集終了時刻に基づいて上述の移動停止トリガ信号および移動開始トリガ信号を生成する。
【００３７】
次に、以上のように構成されたＭＲＩ装置２００の動作について図２を参照して説明する。図２はＭＲＩ装置２００におけるＭＲ信号の収集期間と駆動信号の生成期間との関係を説明するタイムチャートである。なおここでは、説明を簡単にするためにシングルスライスイメージングの場合について説明するが、マルチスライスイメージングやオブリークイメージングも同様に実施が可能である。
【００３８】
傾斜磁場電源２２は、傾斜磁場コイル２１におけるＸ軸方向，Ｙ軸方向およびＺ軸方向の各コイルに対するパルス電流をシーケンス制御部９２から供給されたシーケンス制御信号に基づいて制御する。これにより、イメージングスライス面を設定するためのスライス選択傾斜磁場Ｇｓと、このイメージングスライス面から得られたＭＲ信号に対しその発生位置を符号化するための位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒとを撮影野に印加する。
【００３９】
そして、例えばＮａ×Ｎａの画像データを生成する場合、Ｎａ種類の磁場強度を有する位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの印加を繰り返し期間ＴＲでＮａ回繰り返すとともに、所定の磁場強度を有した読み出し（周波数エンコード）傾斜磁場Ｇｒの印加を繰り返し期間ＴＲで繰り返し行なう。
【００４０】
送信部３２は、最初のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に、送信コイル３１に対してＲＦパルス電流を供給して９０度ＲＦパルスを送信する。この９０度ＲＦパルスは、撮影野内に位置している被検体１５０の部位に照射される。送信部３２は、９０度ＲＦパルスの送信から時間ＴＥ／２後における第２のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加中に、送信コイル３１に対してＲＦパルス電流を供給して１８０度ＲＦパルスを送信する。この１８０度ＲＦパルスは、９０度ＲＦパルスが照射されたのと同一部位に照射される。受信コイル３３および受信部３４は、１８０度ＲＦパルスの照射から時間ＴＥ／２後に被検体１５０から生ずるＭＲ信号を受信する。
【００４１】
そして、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの磁場強度をＮａ回更新することによりＮａ個のＭＲ信号が収集されたならば、高速演算部６２は、それぞれがＮａ個のデータ点を有するＮａ個のＭＲ信号を２次元フーリエ変換してＮａ×Ｎａ画素の画像データを生成する。
【００４２】
図２に示したＲＦパルス、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび読み出し傾斜磁場Ｇｒのそれぞれの変化は、通常のＳＥ法のパルスシーケンスに準ずる。そして図２に示したＭＲ信号は、当該パルスシーケンスの下に被検体１５０で発生するＭＲ信号を模式的に示している。なお、図２中の９０度ＲＦパルスおよび１８０度ＲＦパルスは、被検体組織の原子核スピンを９０度および１８０度変化させるために必要なエネルギーを前記原子核スピンに供給するためのＲＦ波である。時間ＴＥは、９０度ＲＦパルスの照射からＭＲ信号が検出されるまでの時間である。時間ＴＲは、ＭＲ信号の検出周期である。
【００４３】
移動制御部９３は時刻ｔ１０において、移動開始トリガ信号Ｐｓ１を生じさせる。なお時刻ｔ１０は、被検体１５０に対する９０度ＲＦパルスの照射とスライス選択傾斜磁場Ｇｓの印加が開始される前の時刻（例えば、前回のＭＲ信号の収集が終了した時刻）である。移動機構部５では、移動開始トリガ信号Ｐｓ１が生じると、駆動信号生成部５２による駆動信号の生成が開始される。この駆動信号がモータ５１ａに供給されると、移動機構５１によって天板４がＺ軸方向に所定速度で移動される。このように駆動信号の供給がなされているときに、図２に示すように駆動信号に起因した電磁ノイズが発生する。
【００４４】
次に、時刻ｔ１０よりも後の時刻ｔ１１を含んだ期間Ｔ１においては、撮影野に対して、スライス選択傾斜磁場Ｇｓが印加されるとともに、９０度ＲＦパルスが送信される。時刻ｔ１１よりも後の時刻ｔ１２を含んだ期間Ｔ２においては、撮影野に対して位相エンコード傾斜磁場Ｇｅおよび周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒが印加される。
【００４５】
時刻ｔ１１から時間ＴＥ／２が経過した時刻１３を含んだ期間Ｔ３においては、撮影野に対してスライス選択傾斜磁場Ｇｓが再度印加されるとともに、１８０度ＲＦパルスが送信される。時刻ｔ１３から時間ＴＥ／２が経過した時刻ｔ１４を含んだ期間Ｔ４においては、読み出し傾斜磁場Ｇｒが再度印加されて、ＭＲ信号が収集される。
【００４６】
さて、このようなシーケンスによりＭＲ信号が収集される際に移動制御部９３は、期間Ｔ４にて読み出し傾斜磁場Ｇｒの印加が開始される時刻ｔｓ１において、移動停止トリガ信号Ｐｅ１を生じさせる。移動機構部５では、移動停止トリガ信号Ｐｅ１が生じると、駆動信号生成部５２による駆動信号の生成が停止される。かくして、モータ５１ａへの駆動信号の供給は停止される。この後、移動制御部９３は、期間Ｔ４における読み出し傾斜磁場Ｇｒの印加が停止される時刻Ｔｅ２において、移動開始トリガ信号Ｐｓ２を生じさせる。このため移動機構部５では、移動開始トリガ信号Ｐｓ２が生じたことに応じて、駆動信号生成部５２による駆動信号の生成が再開される。
【００４７】
ＭＲＩ装置２００は、上記のような動作を繰り返し行うことで、撮影野に位置する被検体１５０の部位を変化させながら、各部位から放射されるＭＲ信号を順次に収集する。そして高速演算部６２は、このように収集されたＭＲ信号に基づくことで、撮影野よりも広い領域に関して被検体１５０をイメージングした画像を表す画像データを再構成する。
【００４８】
かくして、期間Ｔ４にて読み出し傾斜磁場Ｇｒの印加がなされている期間には、モータ５１ａへの駆動信号の供給が停止される。従って、駆動信号に起因する電磁ノイズは、図２に示すようにＭＲ信号を収集する際には発生しない。従って、当該電磁ノイズのＭＲ信号への混入を防ぐことができる。このため、アーチファクトが少なくＳ／Ｎに優れた画像データを生成することが可能となる。
【００４９】
なお、期間Ｔ４は、通常１０ｍｓｅｃ前後であるため、駆動信号の供給を停止することによって天板４の移動が停止する期間は極めて短い。従って、天板４の移動が停止することに起因して被検体１５０に不快感等を与えることはほとんど無い。さらに、移動機構５１において慣性が生ずる場合には，駆動信号の供給を停止している期間においても、天板４を連続して移動させることが可能である。
【００５０】
また、本実施形態によれば、ＭＲ信号への混入する可能性のある電磁ノイズを発生しないので、ガントリにおける撮影野の長さを短くしたり、あるいは開口を広くしたＭＲＩ装置においても上述の電磁ノイズの影響を受けないイメージングが可能となる。
【００５１】
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
【００５２】
ＭＲ信号のノイズは、上述したような駆動信号に起因する電磁ノイズの影響が大きいが、表示部７や入力部８に搭載されるロジック回路などの別の電気回路が発生するノイズも影響することがある。そこで、このようなノイズ源となる電気回路の動作を駆動信号と同様にして停止させるようにしても、ＭＲ信号へのノイズの混入を低減できる。
【００５３】
受信コイル３３としては、アレイコイルではなく、単一のコイルを適用しても良い。この場合には、受信感度は上記実施形態と比較して劣化するが、受信コイル３３や受信部３４を簡単に構成することができる。
【００５４】
受信コイル３３に代えて、例えば図３に示すように、被検体１５０のイメージング対象部位全体を囲むような状態で天板４に固定された受信コイル３３ｂを用いてもよい。この場合、受信コイル３３ｂは、天板４とともにガントリ１２０ｂの撮影野１３０ｂにて連続的に移動することにより、被検体１５０の広範囲からのＭＲ信号が受信され、広範囲イメージングが実現される。なお、受信コイル３３ｂとしては、通常はアレイコイルが採用されるが、単一のコイルを採用しても構わない。
【００５５】
天板４は、所定間隔でステップ状に移動させてもよい。この場合、予め設定された複数のイメージング位置の各々において画像データを生成し、さらにこれらの画像データを合成することにより広範囲の画像データを生成してもよい。
【００５６】
上記実施形態では、被検体１５０を連続的に移動させながら広範囲イメージングを行なう際の画像データ生成方法としては、被検体１５０の特定断面が撮像可能領域に入ってから出ていくまでの間に、ＲＦパルスの周波数を、連続的に移動する特定断面の位置の変化に応じて変化させることにより、被検体１５０を移動しながら被検体１５０の同一断面を追跡して繰り返し励起し、当該断面から１枚の画像の再構成に必要な全エコーを収集する方法や、米国登録特許７１１０８０５に記載されている方法を用いるのが好ましく、これらはここに組み入れられる。しかし、これ以外の方法を適用することも可能である。例えば、前者の方法において、ＲＦパルスの周波数を、連続的に移動する特定断面の位置の変化に応じて変化させなくとも良い。
【００５７】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】本発明の一実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】図１に示すＭＲＩ装置におけるＭＲ信号の収集期間と駆動信号の生成期間の関係を説明するための図。
【図３】他の実施形態を示す図。
【図４】従来のＭＲＩ装置のガントリに設けられたコイル部を模式的に示す図。
【符号の説明】
【００５９】
１…静磁場発生部、２…傾斜磁場発生部、３…送受信部、４…天板、５…移動機構部、６…画像データ生成部、７…表示部、８…入力部、９…制御部、９１…主制御部、９２…シーケンス制御部、９３…移動制御部、１１…主磁石、１２…静磁場電源、２１…傾斜磁場コイル、２２…傾斜磁場電源、３１…送信コイル、３２…送信部、３３…受信コイル、３３ｂ…受信コイル、３４…受信部、５１…移動機構、５１ａ…モータ、５２…駆動信号生成部、６１…記憶部、６１１…信号記憶部、６１２…画像データ記憶部、６２…高速演算部、１２０ｂ…ガントリ、１３０ｂ…撮影野、２００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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