(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の周期的な動きの略平均周期ごとに印加する傾斜磁場の位相エンコード量を変化させるとともに、一定の繰り返し時間で前記被検体の組織内の原子核スピンを励起する高周波パルスを照射して、それにより発生するエコー信号を計測するパルスシーケンスを制御するシーケンス手段と、前記周期的な動きの各時相において収集された位相エンコードの異なる所定数のエコー信号を用いて各時相における組織の断層画像を得る画像再構成手段とを有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記画像再構成手段は、一位相エンコードのデータとして、時系列的に隣接して得られた複数のエコー信号を加算平均したデータを用いて、１画像を構成するための画像データを作成し、前記周期的な動きにおける各時相の断層画像を取得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】
前記画像再構成手段は、前記加算平均したデータの計測タイミング情報として、複数のエコー信号を発生させた複数の高周波パルスの各印加タイミングを加算平均した平均値を用い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】
被検体の周期的な動きの略平均周期ごとに印加する傾斜磁場の位相エンコード量を変化させるとともに、一定の繰り返し時間で前記被検体の組織内の原子核スピンを励起する高周波パルスを照射して、それにより発生するエコー信号を計測するパルスシーケンスを制御するシーケンス手段と、前記周期的な動きの所望の時相において収集された位相エンコードの異なる所定数のエコー信号を用いて当該時相における組織の断層画像を得る画像再構成手段と、各時相について得られた画像をシネ表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記画像再構成手段は、一位相エンコードのデータとして、一つのエコー信号のデータを用いて画像データを作成する第１の機能と、一位相エンコードのデータとして時系列的に隣接して得られた複数のエコー信号を加算平均したデータを用いて画像データを作成する第２の機能とを有し、これら第１及び第２の機能を選択する選択手段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４】
前記シーケンス手段は、位相エンコードを前記周期な動きの平均周期以上の期間毎に変化させることを特徴とする請求項１又は請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記画像再構成手段は、エコー信号計測と平行して、前記周期な動きの時相情報を取得し、当該時相情報を用いて、事後的に計測したエコー信号の時相を決定することを特徴とする請求項１又は請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下「ＭＲＩ」と略す）方法及びＭＲＩ装置に係わり、特に一定の周期をもって変動する対象に対して高Ｓ／Ｎのシネ画像を取得することが可能なＭＲＩ方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来から、心臓等一定の周期をもって変動する対象を撮影するのに好適な方法としてレトロスペクティブゲーティング法が知られている（PC-Based system for Retrospective Cardiac and Respiratory Gating of NMR Data, D.E.Bohning et al., Magnetic Resonance in Medicine, Vol.16, p303-316, 1990）。この方法は、心拍による心電トリガ信号とは無関係にエコー信号計測のためのパルスシーケンスを一定の繰り返し時間で継続すると共に、ほぼ心拍周期に対応する周期で位相エンコード量を変化させながら、所定数のエコー信号を計測し、計測後において各エコー信号をそれぞれ各心時相に対応付けて、心時相毎に画像データを得るものである。
【０００３】
この方法による計測の一部を示した図４を用いてこの方法を説明する。図中（ａ）は、ＭＲ計測と平行して行われる心電計測によって心拍と同期して得られる心電トリガ信号101、102のタイミングを示すもので、この心電トリガ信号は後に計測エコー信号と心時相を対応付けて分類するために用いられる。（ｂ）は励起パルス111ｐ〜126ｐ、131ｐ〜138ｐと、エコー信号（図中「ＭＲ信号」と記す。）111ｓ〜126ｓ、131ｓ〜138ｓの照射及び計測のタイミングを示しており、これらは心電トリガ信号101、102とは無関係に、一定の間隔ＴＲで繰り返される。この繰り返し間隔ＴＲは、予め心電計測を行い平均心拍周期を求め、任意の心時相数で除したものである。この例では１６心時相に分割する場合を示しており、１６個の励起信号パルスと１６個のエコー信号が１平均心拍周期の中に含まれる。
【０００４】
このレトロスペクティブゲーティング法では、位相エンコードは１平均心拍周期に若干の余裕時間を加えた略平均周期ごとに変化させる。図４の例では、（ｄ）に示すように、簡単のため余裕時間を省略し、１平均心拍周期（１６心時相）毎に位相エンコード数を１づつインクリメントしている。また図では平均心拍周期とリアルタイムでの心拍周期とが一致している規則的な場合を示しているので、心電トリガ信号101と心電トリガ信号102との間は第１位相エンコードが付与され、心電トリガ信号102から次の心電トリガ信号までの間は第２位相エンコードが付与されているが、実際には一致しているとは限らない。このように位相エンコード数を変化させながら１枚の画像を得るために必要な位相エンコード数、例えば２５６回繰り返される。この結果この例では１６心時相分の画像を構成するためのエコー信号が計測される。
【０００５】
全てのエコー信号を計測した後、これらのエコー信号を各心時相に対応させて分類する。心時相は、図４の（ｃ）に示すように、心電トリガ信号間を任意に定めた心時相数（ここでは１６）で分割した領域に対応し、この領域で計測されたエコー信号を対応する心時相のデータとする。即ち、図示する例では分割された領域141〜領域156はそれぞれ第１心時相〜第１６心時相に対応し、領域161〜領域168（後半の８領域は省略されている）はそれぞれ第１心時相〜第８心時相に対応する。また、一周期分を例にとれば、領域141で計測されたエコー信号111ｓは第１心時相に、領域142で計測されたエコー信号112ｓは第２心時相に分類され、以下同様にして領域156に計測されたエコー信号126ｓは第１６心時相に分類される。以下に繰り返される周期についても同様である。
【０００６】
このレトロスペクティブゲーティング法では、第１心時相に分類された全ての位相エンコードにおけるエコー信号、即ち第１位相エンコードのエコー信号111ｓ、第２位相エンコードのエコー信号131ｓ等の計測データを位相エンコードに従い選択、収集し、画像構成用のデータとしてｋ空間に配列し、２次元フーリエ変換することにより第１心時相に相当する画像を得る。同様にして、第２心時相から第１６心時相までの画像が得られ、このようにしてシネ画像が得られる。
【０００７】
また、この方法の応用として、一心周期内で得られるエコー信号の数よりも多い分割数（心時相数）のシネ画像を得る方法も提案されている。この方法では、欠落したデータを補間したうえ、画像を再構成する。例えば上記計測から２倍の３２心時相分の画像も取得できる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記レトロスペクティブゲーティング法は、時系列的に連続した一連の画像群を撮像するシネ撮影に適しているものの、撮影された個々の画像についてはＳ／Ｎが問題となることがある。例えば、診断等の必要上、高Ｓ／Ｎ画質の画像が特に要求される場合もあるが、従来のレトロスペクティブゲーティング法ではこのような要求を十分に満たすためには、信号加算平均を実施する必要があり、その結果撮像時間が延長する問題があった。
【０００９】
本発明は、レトロスペクティブゲーティング法を用いた撮像において撮像時間を延長することなく高Ｓ／Ｎ画質のシネ画像を取得することが可能なＭＲＩ方法及びＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明のＭＲＩ方法は、上記目的を達成するためレトロスペクティブゲーティング法を改良したものであり、即ち、被検体の周期的な動きの略平均周期ごとに印加する傾斜磁場の位相エンコード量を変化させるとともに、一定の繰り返し時間で間断なく、前記被検体の組織内の原子核スピンを励起する高周波パルスを照射して、それにより発生するエコー信号を計測するパルスシーケンスを起動し、前記周期的な動きの各時相において収集された位相エンコードの異なる所定数のエコー信号を用いて各時相における組織の断層画像を得る磁気共鳴イメージング方法において、一位相エンコードのデータとして、時系列的に隣接して得られた複数のエコー信号を加算平均したものを用いて、１画像を構成するための画像データを作成し、周期的な動きにおける時相の断層画像を取得する。この際、加算平均後のデータの計測タイミング情報として、複数のエコー信号を発生させた複数の高周波パルスの各印加タイミングを加算平均した平均値を用いる。
【００１１】
本発明の方法では、時系列的に隣接して得られた複数のエコー信号を加算平均したものを１位相エンコードのデータとして用いることにより、従来のレトロスペクティブゲーティング法による画像よりもＳ／Ｎが良好な画像を得ることができる。この場合、各位相エンコードのデータを周期的な動きの各時相に分類する際に、複数のエコーを発生させた複数の高周波パルスの各印加タイミングを加算平均したものを計測タイミング情報として用いることにより、各時相の状態を反映した画像を得ることができる。
【００１２】
また、本発明のＭＲＩ装置は、通常のレトロスペクティブゲーティング法を用いたイメージング法と、上述した本発明によるイメージング方法を選択的に実現するためのものである。即ち、本発明のＭＲＩ装置は、被検体の周期的な動きの略平均周期ごとに印加する傾斜磁場の位相エンコード量を変化させるとともに、一定の繰り返し時間で間断なく、被検体の組織内の原子核スピンを励起する高周波パルスを照射して、それにより発生するエコー信号を計測するパルスシーケンスを起動するシーケンス手段と、周期的な動きの所望の時相において収集された位相エンコードの異なる所定数のエコー信号を用いて当該時相における組織の断層画像を得る画像再構成手段と、各時相について得られた画像をシネ表示する表示手段とを備え、画像再構成手段は、一位相エンコードのデータとして一つのエコー信号を用いて画像データを作成する第１の機能と、一位相エンコードのデータとして時系列的に隣接して得られた複数のエコー信号を加算平均したものを用いて画像データを作成する第２の機能とを有し、これら第１及び第２の機能を選択する選択手段を備えたものである。
【００１３】
本発明のＭＲＩ装置は、このような選択手段を備えたことにより、信号計測後診断時において画像再構成手段の機能の任意のものを選択して、画像再構成し、診断目的に応じた複数種の画像を切換えて表示させることができる。これにより、通常のレトロスペクティブゲーティング法によるシネ画像を取得できると同時に、本発明のＭＲＩ方法による高Ｓ／Ｎ画質のシネ画像を得ることができる。これらを診断等の必要に応じて、選択手段により切換えることにより、画像計測終了後に各時相の画像のＳ／Ｎを調整し、診断に有効な画像情報を提供することができる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のＭＲＩ方法を実施するために好適な本発明のＭＲＩ装置の一実施例について図面を用いて説明する。
【００１５】
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示すもので、このＭＲＩ装置は、被検体１の置かれる空間に静磁場を与える静磁場発生磁気回路２と、該空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生系３と、被検体１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パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサ７と、このシーケンサ７からの高周波パルスにより被検体１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ために高周波磁場を照射する送信系４と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系５と、この受信系５で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系６と、これら送信系４、受信系５、信号処理系６を制御する中央処理装置（以下、ＣＰＵと称す）８とを備え、更に空間内の位置情報を得るための３軸方向の傾斜磁場を形成する３軸の傾斜磁場コイル９を備えている。これらの傾斜磁場コイル９は、シーケンサ７からの信号で動作する傾斜磁場電源１０から電流を供給され、傾斜磁場を発生するものである。
【００１６】
この装置では、被検体１は０．０２〜２テスラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生磁気回路２の中に被検体１が置かれ、所定のパルスシーケンスにより送信系４内の高周波コイル１４ａによって計測しようとする原子核のラーモア周波数に等しい周波数の高周波磁場（電磁波）を照射される。高周波磁場は、シンセサイザ１１からの基本周波数信号を、ＣＰＵ８により制御されるシーケンサ７が送り出す信号で変調器１２により変調後、高周波磁場コイル用増幅器１３によって増幅したものを高周波コイル１４ａに送ることで得られる。この際、被検体１の断層面を決めるためのスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、及び磁気共鳴により生ずるエコー信号に位置情報を付与する位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐ及び周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｆが印加される。
【００１７】
本発明のＭＲＩ装置では、シーケンサ７は後述するようなレトロスペクティブゲーティング法によるパルスシーケンスを実行する。
【００１８】
高周波磁場の照射により被検体から発生するエコー信号（電磁波）を受信系５内の高周波コイル１４ｂで受信し、増幅器１５で増幅、波形整形した後、直交位相検波器１６で位相検波し、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化して受信系６のＣＰＵ８に送る。ＣＰＵ８では、このデータを基に画像を再構成演算し、被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示する。ＭＲＩ装置の撮像条件や画像処理条件等は操作卓２１によりＣＰＵ８に入力され、演算により得られたデータは必要に応じて磁気ティスク１８或いは光ディスク１９等の記憶手段に格納される。
【００１９】
本発明においてはレトロスペクティブゲーティング法によるパルスシーケンスにおいて計測されたエコー信号に基づき、信号処理系６（ＣＰＵ８）においてエコー信号と被検体の周期的変動の各時相を対応付けて各心時相毎の画像データが作成される。ここで、信号処理系６は、通常のレトロスペクティブゲーティング法によるシネ画像を作成する機能と、通常よりＳ／Ｎの良好な画質のシネ画像を作成する機能とを選択的に切り換え可能な選択手段を備えている。この選択手段は、ＭＲＩ装置の撮像条件等を入力するための操作卓２１からの指令によってＣＰＵ８において実行され、エコー信号計測後、診断の際に診断目的に合った画質の画像を選択して表示させることができる。このような処理を可能にするために、信号処理系６は、計測されたエコー信号のデータを、磁気ディスク１８等の記憶手段に記録しておき、操作卓２１からの指示に従って記録されたエコー信号のデータに画像再構成の処理を実行する。
【００２０】
ＣＰＵ８は計測されたエコー信号のデータを実測された周期運動の各時相に対応付けるに当り、操作卓２の選択に基づき、異なる処理を実行する。例えば高Ｓ／Ｎ比の画質が選択された場合には、後述する本発明によるレトロスペクティブゲーティング法により時系列的に隣接する複数のエコー信号の加算平均を行った上で２次元フーリエ変換法等により画像再構成を行う。これにより高Ｓ／Ｎな画質のシネ画像が得られる。一方、通常の画質が選択された場合には、通常のレトロスペクティブゲーティング法による画像再構成が実行され、通常の画質のシネ画像が得られる。
【００２１】
操作卓２１では、直接加算データ数を入力してもよく、また高Ｓ／Ｎ比の画質か通常の画質かを選択するようにしてもよい。また画質を選択する場合、画質の種類は２種類のみならず加算データ数に応じて複数とすることができる。
【００２２】
次にこのようなＭＲＩ装置で実行される高Ｓ／Ｎ比の画質を得るためのレトロスペクティブゲーティング法について説明する。
【００２３】
本発明によるレトロスペクティブゲーティング法は、計測後のエコー信号の処理に関わるものであり、エコー信号の計測は従来のレトロスペクティブゲーティング法のパルスシーケンスと全く同様である。即ち、心拍動とは関係なく一定の繰り返し時間で繰り返し照射される高周波パルスと、これら高周波パルスによって発生するエコー信号を計測するステップとエコー信号に位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場とを印加するステップを含んでいる。このエコー信号を発生するための基本シーケンスとしては、１回の高周波パルスで少なくとも１のエコー信号を計測する勾配エコー（ＧＥ）法或いはスピンエコー法（ＳＥ法）を基本とするものであればよく、この場合、図では省略されているが所定のスライスを励起するためのスライス傾斜磁場及びエコー信号に周波数エンコードするための周波数エンコード傾斜磁場を印加するステップを含む。
【００２４】
高周波パルスは、被検体の心電計測を行うことにより予め求められた平均心拍周期を任意の心時相数で除して得た一定間隔ＴＲで繰り返され、繰り返し毎に１つのエコー信号が計測される。位相エンコード傾斜磁場は、位相エンコード量を一平均心周期に若干の余裕時間を加えた略平均周期ごとに変化させて、最終的に各心時相について全ての位相エンコード数（例えば２５６）のエコー信号が計測されるまで位相エンコードを変化させながらパルスシーケンスを繰り返す。
【００２５】
一方、このようなＭＲＩ装置による撮像と平行して、心電計測を行い、心拍と同期して得られる心電トリガ信号を得る。これら心電トリガ信号はエコー信号計測後、画像データを作成する際に心時相とエコー信号データを対応付けるために使用される。
【００２６】
図２はこのようなＭＲ計測後の（ａ）心電トリガ信号及び（ｂ）励起パルス、エコー信号（ＭＲ信号）のタインミングを示すもので、この実施例では時系列的に隣接した２つのエコー信号を加算平均して画像データを作成する場合を示している。また図示する例では、説明を簡単にするために余裕時間を省略し、位相エンコードを変化させるための１平均心拍周期とリアルタイムでの心拍周期とが一致している規則的な場合を示しているが、実際の計測では必ずしも心電トリガ信号の発生と位相エンコードの変化とは一致していない。
【００２７】
次にこのようなパルスシーケンスの繰り返しにより得られたエコー信号を用いて各心時相の画像データを作成する方法を説明する。
【００２８】
このためまず同図（ｃ）に示すように、実際の１心周期を心時相毎に分割する。この例では心電トリガ信号201と202との間（１心拍周期）が１６の領域241〜256に分割され、これらは１６心時相に対応している。また２番目の心電トリガ信号202から第３のトリガ信号（図示せず）までの心拍周期も１６の領域261〜領域268（後半の８個の領域は図示省略されている）に分割され、それぞれ１６心時相に対応する。以後、全ての心拍周期について同様に各心時相に対応する時間領域に分割される。
【００２９】
第１心拍周期における１６の心時相では、それぞれ１６個の励起パルス211ｐ〜226ｐにより発生する１６個のエコー信号211ｓ〜226ｓが計測されている。通常のレトロスペクティブゲーティング法ではこれら各エコー信号211ｓ〜226ｓを対応する心時相の画像を再構成するための画像データとして用いるのであるが、この実施例では隣接する２つのエコー信号を用いて１つの心時相の画像を再構成するためのデータとして用いる。
【００３０】
例えば、エコー信号211ｓとエコー信号212ｓとを加算平均してデータ211ｓ"が得られ、エコー信号212ｓとエコー信号213ｓとを加算平均してデータ212ｓ"が得られ、同様に順次隣接するエコー信号の加算平均を行い、一心拍周期の最後にはエコー信号225ｓとエコー信号226ｓとを加算平均してデータ225ｓ"が得られる。そして以降の周期についても上記同様に繰り返し、第１位相エンコードから最終位相エンコード（例えば第２５６位相エンコード）までの加算平均データを得る。
【００３１】
次にこのように加算平均して得られたデータ211ｓ"〜225ｓ"・・・等を心時相に対応する各領域241〜256に対応付ける。この際、加算平均されたデータの計測タイミング情報として、図２（ｂ’）に示すように各励起パルスの照射タイミングを加算平均した値を求める。各エコー信号が持つタイミング情報はそれを発生させた励起パルスの印加タイミングに対応する。従って加算平均されたデータについては、各エコー信号を発生させた励起パルスの印加タイミングの加算平均値をそのタイミング情報と見做すことができる。
【００３２】
従って、エコー信号211ｓを発生させた励起パルス211ｐの印加タイミングと、エコー信号212ｓを発生させた励起パルス212ｐの印加タイミングとを加算平均して計測タイミング211ｐ"を求め、これをデータ211ｓ"を心時相と対応付けるためのタイミング情報として扱う。同様に、データ212ｓ"については励起パルス212ｐと励起パルス213ｐの各印加タイミングを加算平均した計測タイミング212ｐ"をタイミング情報とし、同様に各加算平均データについて順次タイミング情報を求め、この周期の最後に当たるデータ225ｓ"については励起パルス225ｐと励起パルス226ｐの各印加タイミングを加算平均した値を計測タイミング226ｐ"とする。
【００３３】
このようにして得た計測タイミングが属する時間領域が、各加算平均したデータの対応する心時相に相当する。具体的に説明すると、計測タイミング211ｐ"は時間領域241に属するので、これに対応する加算平均データ211ｓ"は第１心時相に分類される。同様にデータ212ｓ"は第２心時相に、この周期の最後のデータ225ｓ"は第１５心時相に分類され、次の周期のデータ231ｓ"は第１心時相に分類される。
【００３４】
第１心時相に分類された全ての位相エンコードにおける加算平均データ、即ち第１位相エンコードのデータ211ｓ”、第２位相エンコードのデータ231ｓ”等のデータを位相エンコードに従い選択、収集し、画像構成用のデータとしてｋ空間に配列し、２次元フーリエ変換することにより第１心時相に相当する画像を得る。同様にして、第２心時相から第１５心時相までの画像が得られ、このようにして１心拍周期内における組織の動態を表わしたシネ画像が得られる。
【００３５】
このように加算平均をしたデータを用いることにより得られる画像のＳ／Ｎは、通常のレトロスペクティブゲーティング法により得られる画像の約１．４倍（約√２倍）となり、良好な画質のシネ画像が得られる。一方、本来２心時相分のデータを平均化することから、動きのある対象を捉えるには時間分解能が低下し、また生のエコー信号を用いたときより１心時相分の画像データが欠けることになるが、これは一周期を分割する心時相数を大きくして間隔ＴＲを短くすることにより解消でき、実用上何ら支障なく実施できる。
【００３６】
尚、図２に示す実施例では心時相数の生のエコー信号を計測して加算する場合を説明したが、レトロスペクティブゲーティング法の応用例として知られている心時相数より多い分割数のシネ画像を形成する方法にも適用できる。即ち、所定の心時相数でエコー信号を全て計測した後、この心時相数より多い数に領域分割し、欠落したデータを補間し、分割領域数と同数のデータを作成し、これらデータの時系列的に隣接するもの同士を更に加算平均してもよい。
【００３７】
また上記実施例は、時系列的に隣接する２つのエコー信号を加算平均した場合を説明したが、加算平均するエコー信号の個数はこれに限定されるものではなく任意の複数個でよく、例えば３個を加算平均した場合を図３に示す。
【００３８】
この実施例では、図２に示す実施例と同様にして全てのエコー信号を計測した後、時系列的に隣接した３つのエコー信号を加算平均する。即ち、エコー信号311ｓ〜313ｓを加算平均することによりデータ311ｓ'が得られ、エコー信号312ｓ〜314ｓを加算平均することによりデータ312ｓ'が得られ、同様に繰り返して、エコー信号324ｓ〜326ｓを加算平均することにより、この周期の最後のデータ324ｓ'が得られる。
【００３９】
これらのデータの計測タイミングに関する時間情報も、上記実施例と同様に行い、データ311ｓ'には励起パルス311ｐ〜313ｐの印加タイミングを加算平均して得られる計測タイミング311ｐ'が、データ312ｓ'には励起パルス312ｐ〜314ｐの印加タイミングを加算平均して得られる計測タイミング312ｐ'が、この周期の最後のデータ324ｓ'には励起パルス324ｐ〜326ｐの印加タイミング加算平均して得られる計測タイミング324ｐ'が計測タイミングとして用いられる。
【００４０】
この実施例では、データ311ｓ'の計測タイミング311ｐ'は第２心時相に相当する時間領域342内にあり、データ312ｓ'の計測タイミング312ｐ'は第３心時相に相当する時間領域343にあり、同様にして、この周期の最後にあたる計測タイミング324ｐ'は第１５心時相に相当する時間領域355にあるので、データ311ｓ'は第２心時相に、データ312ｓ'は第３心時相に分類され、この周期の最後のデータ324ｓ'は第１５心時相に分類される。
【００４１】
このように各心時相ごとに分類された加算平均されたデータを各位相エンコードについてｋ空間に配列し、２次元フーリエ変換等による画像再構成を行う。これにより、第２心時相から第１５心時相までの１４のシネ画像が得られる。
【００４２】
隣接する３つのエコー信号を加算平均するこの実施例では、２つの加算平均に比べて更に画像のＳ／Ｎを向上させることができる。一方、第１心時相に当たる画像と第１６心時相に当たる画像とが欠如し、また時間分解能が幾分低下するが、繰り返し間隔ＴＲを短くすることにより前述の実施例同様、実用上問題はない。
【００４３】
尚、上記の実施例はいずれも本発明を心臓の撮影に適用した場合について説明したが、心臓に限らず、例えば呼吸動、脳脊髄液の拍動などのように周期的動きを有する部分を撮影する場合にも同様に適用することができ、同様の効果が得られる。
【００４４】
また上記の実施例ではいずれも計測後２次元フーリエ変換等による画像再構成を施す前のデータを用いて加算平均等の処理を実施しているが、当業者には容易に類推できるように、最終的な画像内容の大幅な変更をもたらすものでなければ画像再構成の処理手順を任意に変更することができ、例えば計測データに１次元フーリエ変換を施した後のデータを用いて加算平均等の処理を実施することができ、この場合にも同様の効果を得ることができる。
【００４５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明のＭＲＩ方法によれば、レトロスペクティブゲーティング法を用いて、取得された複数のエコー信号を位相エンコードに従い選択、収集、分類し、被検体の周期的動きを表わすシネ画像を得る際に、時系列的に隣接する複数個のエコー信号データを加算平均して画像を再構成するためのデータとすることにより、Ｓ／Ｎの良好なシネ画像が得られる。
【００４６】
また、本発明のＭＲＩ装置は、信号処理系に異なる信号処理の機能をもたせるとともにこれら機能を選択する選択手段を設けたことにより、取得する画像の画質を選択的に切り換えることができ、これにより、１回の計測で得られたエコー信号を用いて、通常のレトロスペクティブゲーティング法により得られる画質のシネ画像を得ることができると共に、これよりＳ／Ｎの良好な画質の画像を計測終了後の後処理により得ることができる。従って、診断の必要性に応じて、画質を切換えながら表示させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置のブロック図。
【図２】本発明のＭＲＩ方法の一実施例を示す図。
【図３】本発明のＭＲＩ方法の他の実施例を示す図
【図４】従来のＭＲＩ方法（レトロスペクティブゲーティング法）。
【符号の説明】
３・・・・・・傾斜磁場発生系
６・・・・・・信号処理系（画像再構成手段）
７・・・・・・シーケンサ（シーケンス手段）
８・・・・・・ＣＰＵ（画像再構成手段）
２０・・・・・・ディスプレイ（表示手段）
211ｐ〜226ｐ、231ｐ〜238ｐ・・・・・・励起パルス（高周波パルス）
211ｓ〜226ｓ、231ｓ〜238ｓ・・・・・・エコー信号
201、202・・・・・・心電トリガ信号（周期的な動き）
211ｐ"〜225ｐ"、231ｐ"〜238ｐ"・・・・・・計測タイミング
211ｓ"〜225ｓ"、231ｓ"〜238ｓ"・・・・・・画像構成用データ
241〜256、261〜268・・・・・・時間領域
【図１】
0003833765.tif 000002
【図２】
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【図３】
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【図４】
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