JP2001178700A - Method and instrument for collecting magnetic resonance signal, magnetic resonance photographing device and recording medium - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To realize a magnetic resonance signal collecting method and its instrument for properly photographing an image in a previously fixed motion phase concerning a photographing object which is periodically moving and to realize a magnetic resonance photographing device using the signal collecting device. SOLUTION: View ordering for collecting magnetic resonance signals is changed-over into one of centric, reverse centric and sequential orderings in accordance with a phase to be photographed.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴信号収集
方法および装置、磁気共鳴撮影装置並びに記録媒体に関
し、特に、周期的な運動を行う撮影対象につき予め定め
た運動位相における像を撮影するための磁気共鳴信号を
収集する方法および装置、そのような信号収集装置を用
いる磁気共鳴撮影装置、並びに、そのような信号収集機
能または磁気共鳴撮影機能をコンピュータ（ｃｏｍｐｕ
ｔｅｒ）に実現させるプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）を
記録した記録媒体に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method and an apparatus for collecting magnetic resonance signals, a magnetic resonance imaging apparatus, and a recording medium, and more particularly to an image of a subject which performs a periodic motion at a predetermined motion phase. Method and apparatus for collecting magnetic resonance signals, magnetic resonance imaging apparatus using such a signal collection apparatus, and computer having such a signal collection function or a magnetic resonance imaging function
ter) is related to a recording medium on which a program to be realized is recorded.

【０００２】[0002]

【従来の技術】磁気共鳴撮影装置では、撮影対象を収容
する空間に静磁場、勾配磁場および高周波磁場を形成
し、撮影対象のスピン（ｓｐｉｎ）が発生する磁気共鳴
信号を収集し、それに基づいて画像を生成するようにな
っている。2. Description of the Related Art In a magnetic resonance imaging apparatus, a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field are formed in a space for accommodating an imaging target, and a magnetic resonance signal generated by a spin of the imaging target is collected. An image is generated.

【０００３】磁気共鳴信号は、２次元フーリエ（Ｆｏｕ
ｒｉｅｒ）空間すなわちｋスペース（ｓｐａｃｅ）を埋
めるデータ（ｄａｔａ）として収集され、それを２次元
逆フーリエ変換することにより画像が生成（再構成）さ
れる。[0003] Magnetic resonance signals are two-dimensional Fourier (Fou).
An image is generated (reconstructed) by collecting the data as data that fills a (rier) space, that is, a k-space, and subjecting it to a two-dimensional inverse Fourier transform.

【０００４】ｋスペースを埋めるデータは、互いに平行
な複数のトラジェクトリに沿って順次に収集することが
多い。トラジェクトリ数は磁気共鳴信号を収集するビュ
ー（ｖｉｅｗ）数に等しく、通常は６４〜５１２程度で
ある。In many cases, data for filling the k-space is sequentially collected along a plurality of trajectories parallel to each other. The number of trajectories is equal to the number of views for collecting magnetic resonance signals, and is usually about 64 to 512.

【０００５】データ収集の順序すなわちビューオーダリ
ング（ｖｉｅｗ ｏｒｄｅｒｉｎｇ）の１つ形態とし
て、トラジェクトリをｋスペースにおける配列順に選択
するいわゆるシーケンシャル・ビューオーダリング（ｓ
ｅｑｕｅｎｔｉａｌ ｖｉｅｗｏｒｄｅｒｉｎｇ）があ
り、他の形態としては、ｋスペースの中心から両端方向
に向かって、あるいは、逆にｋスペースの両端側から中
心方向に向かって交互にトラジェクトリを選択するいわ
ゆるセントリック・ビューオーダリング（ｃｅｎｔｒｉ
ｃ ｖｉｅｗ ｏｒｄｅｒｉｎｇ）がある。As one form of data collection order, ie, view ordering, so-called sequential view ordering (s) in which trajectories are selected in the order of arrangement in k-space.
There is a so-called centric view ordering in which trajectories are alternately selected from the center of the k-space toward both ends, or conversely, from both ends of the k-space toward the center. (Centri
c view ordering).

【０００６】再構成画像のコントラスト（ｃｏｎｔｒａ
ｓｔ）はｋスペースの座標原点を含む部分的領域すなわ
ち中央領域に収集したビューデータにより決定されるの
で、所望の運動位相における心臓の断層像や脳内血流像
等を撮影する場合は、中央領域へのビューデータ収集時
期が心拍の所望の位相と一致するようにスキャン（ｓｃ
ａｎ）のディレイタイム（ｄｅｌａｙ ｔｉｍｅ）を調
節する。The contrast of a reconstructed image (contra)
Since st) is determined by the view data collected in a partial region including the coordinate origin of the k-space, that is, the central region, when capturing a tomographic image of the heart or a blood flow image in the brain at a desired motion phase, the central region is determined. The scan (sc) is performed so that the time of collecting the view data in the region matches the desired phase of the heartbeat.
a) The delay time is adjusted.

【０００７】[0007]

【発明が解決しようとする課題】所望の運動位相の像を
撮影する場合、シーケンシャル・ビューオーダリングで
は、中央領域のトラジェクトリにデータ収集の順番が回
ってくるまで時間がかかるので、心拍周期の初期に近い
位相を撮影するのが難しい。また、セントリック・ビュ
ーオーダリングでは、中央領域と両端領域のデータ収集
の時間差がシーケンシャル・ビューオーダリングの２倍
になるので、心拍周期の中央に近い位相を撮影する場合
には、ｋスペースの両端領域へのデータ収集時期を同一
周期内に納めることが困難になる。In order to capture an image of a desired motion phase, in sequential view ordering, it takes a long time for the trajectory in the central area to turn to the data collection order. It is difficult to shoot close phases. In the centric view ordering, the time difference between the data collection in the central region and the data collection in the both end regions is twice that in the sequential view ordering. It is difficult to set the data collection time to the same period.

【０００８】そこで、本発明の課題は、周期的な運動を
行う撮影対象につき予め定めた運動位相における像を適
切に撮影するための磁気共鳴信号収集方法および装置、
そのような信号収集装置を用いる磁気共鳴撮影装置、並
びに、そのような信号収集機能または磁気共鳴撮影機能
をコンピュータに実現させるプログラムを記録した記録
媒体を実現することである。Accordingly, an object of the present invention is to provide a method and an apparatus for collecting magnetic resonance signals for appropriately capturing an image in a predetermined motion phase with respect to a subject to be periodically moved.
An object of the present invention is to realize a magnetic resonance imaging apparatus using such a signal collecting apparatus and a recording medium storing a program for causing a computer to realize such a signal collecting function or a magnetic resonance imaging function.

【０００９】[0009]

【課題を解決するための手段】（１）上記の課題を解決
するための１つの観点での発明は、周期的な運動を行う
撮影対象につき予め定めた運動位相における像を撮影す
るための磁気共鳴信号を収集するにあたり、磁気共鳴信
号をｋスペースに収集する順序を前記運動位相に応じて
変更することを特徴とする磁気共鳴信号収集方法であ
る。Means for Solving the Problems (1) According to one aspect of the invention for solving the above-described problems, a magnetic object for photographing an image in a predetermined motion phase for a photographing object performing a periodic motion. A method for collecting magnetic resonance signals, wherein the sequence of collecting magnetic resonance signals in k-space is changed according to the motion phase when collecting resonance signals.

【００１０】この観点の発明では、撮影すべき運動位相
に応じて磁気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を変
更することにより、運動位相に適合した信号収集を行
う。 （２）上記の課題を解決するための他の観点での発明
は、前記運動位相が前記周期におけるデータ収集期間の
前半部分に属するときはｋスペースの座標原点を含む部
分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集することを
特徴とする（１）に記載の磁気共鳴信号収集方法であ
る。In the invention according to this aspect, signal acquisition suitable for the motion phase is performed by changing the order in which the magnetic resonance signals are collected in the k-space according to the motion phase to be imaged. (2) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, when the movement phase belongs to the first half of the data collection period in the cycle, the partial region including the coordinate origin of the k-space is first defined. The magnetic resonance signal collecting method according to (1), wherein the magnetic resonance signal is collected.

【００１１】この観点の発明では、撮影すべき運動位相
が運動周期の前半部分に属するときは、ｋスペースの座
標原点を含む部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を
収集することにより、運動位相に適合した信号収集を行
う。According to the invention of this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the first half of the motion cycle, the magnetic resonance signal is first collected in a partial area including the coordinate origin of the k-space to obtain the motion phase. Perform signal acquisition that matches the phase.

【００１２】（３）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記運動位相が前記周期におけるデータ
収集期間の後半部分に属するときはｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集
することを特徴とする（１）に記載の磁気共鳴信号収集
方法である。(3) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the invention is characterized in that when the motion phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle, the partial area including the coordinate origin of k-space is used. On the other hand, the magnetic resonance signal acquisition method according to (1), wherein a magnetic resonance signal is acquired last.

【００１３】この観点の発明では、撮影すべき運動位相
が運動周期の後半部分に属するときは、ｋスペースの座
標原点を含む部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を
収集することにより、運動位相に適合した信号収集を行
う。According to the invention of this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the latter half of the motion cycle, the magnetic resonance signal is finally collected in a partial area including the coordinate origin of the k-space to obtain the motion phase. Perform signal acquisition that matches the phase.

【００１４】（４）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記運動位相が前記周期におけるデータ
収集期間の中央部分に属するときはｋスペースの一端側
から他端側まで順番に磁気共鳴信号を収集することを特
徴とする（１）に記載の磁気共鳴信号収集方法である。(4) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the invention is characterized in that, when the motion phase belongs to the central part of the data collection period in the cycle, the k-space is sequentially counted from one end to the other end. The magnetic resonance signal collecting method according to (1), wherein the magnetic resonance signal is collected.

【００１５】この観点の発明では、撮影すべき運動位相
が運動周期の中央部分に属するときは、ｋスペースの一
端側から他端側まで順番に磁気共鳴信号を収集すること
により、運動位相に適合した信号収集を行う。According to the invention of this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the central part of the motion cycle, the magnetic resonance signals are collected in order from one end to the other end of the k-space to match the motion phase. The collected signal is collected.

【００１６】（５）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、周期的な運動を行う撮影対象につき予め
定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴信
号を収集する信号収集手段と、前記信号収集手段で磁気
共鳴信号をｋスペースに収集する順序を前記運動位相に
応じて変更する制御手段とを具備することを特徴とする
磁気共鳴信号収集装置である。(5) According to another aspect of the present invention, there is provided a signal for acquiring a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an image capturing object performing a periodic motion. An apparatus for collecting magnetic resonance signals, comprising: collecting means; and control means for changing an order of collecting magnetic resonance signals in k-space by the signal collecting means according to the motion phase.

【００１７】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相に応じて磁気共鳴信号をｋスペースに収集
する順序を変更することにより、運動位相に適合した信
号収集を行う。In the invention according to this aspect, the control means changes the order in which the magnetic resonance signals are collected in the k-space according to the motion phase to be photographed, so that signal acquisition suitable for the motion phase is performed.

【００１８】（６）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の前半部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む部分
的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させることを
特徴とする（５）に記載の磁気共鳴信号収集装置であ
る。(6) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may be arranged such that, when the movement phase belongs to a first half of a data collection period in the cycle,
The magnetic resonance signal collecting apparatus according to (5), wherein the signal collecting unit first collects a magnetic resonance signal in a partial region including a coordinate origin of k-space.

【００１９】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の前半部分に属するときは、ｋ
スペースの座標原点を含む部分的領域に対して最初に磁
気共鳴信号を収集することにより、運動位相に適合した
信号収集を行う。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the first half of the motion cycle, k
First, a magnetic resonance signal is acquired for a partial area including the coordinate origin of the space, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase.

【００２０】（７）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の後半部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む部分
的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させることを
特徴とする（５）に記載の磁気共鳴信号収集装置であ
る。(7) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may be arranged so that, when the movement phase belongs to a latter half of a data collection period in the cycle,
The magnetic resonance signal collecting apparatus according to (5), wherein the signal collecting means causes the magnetic resonance signal to be finally collected for a partial region including the coordinate origin of the k-space.

【００２１】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の後半部分に属するときは、ｋ
スペースの座標原点を含む部分的領域に対して最後に磁
気共鳴信号を収集することにより、運動位相に適合した
信号収集を行う。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the latter half of the motion cycle, the control means sets k to k.
Finally, a magnetic resonance signal is acquired for a partial region including the coordinate origin of the space, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase.

【００２２】（８）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の中央部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの一端側から他端側ま
で順番に磁気共鳴信号を収集させることを特徴とする
（５）に記載の磁気共鳴信号収集装置である。(8) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may be arranged such that when the movement phase belongs to a central portion of a data collection period in the cycle,
The magnetic resonance signal collecting apparatus according to (5), wherein the signal collecting means causes the magnetic resonance signals to be sequentially collected from one end to the other end of the k-space.

【００２３】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の中央部分に属するときは、ｋ
スペースの一端側から他端側まで順番に磁気共鳴信号を
収集することにより、運動位相に適合した信号収集を行
う。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the central portion of the motion cycle, the control means sets k to k.
By collecting magnetic resonance signals in order from one end to the other end of the space, signal acquisition suitable for the motion phase is performed.

【００２４】（９）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、周期的な運動を行う撮影対象につき予め
定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴信
号を収集する信号収集手段と、前記信号収集手段で磁気
共鳴信号をｋスペースに収集する順序を前記運動位相に
応じて変更する制御手段と、前記収集した磁気共鳴信号
に基づいて画像を生成する画像生成手段とを具備するこ
とを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。(9) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, a signal for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an imaging target that performs a periodic motion is provided. Collecting means, control means for changing the order of collecting magnetic resonance signals in k-space by the signal collecting means according to the motion phase, and image generating means for generating an image based on the collected magnetic resonance signals. A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

【００２５】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相に応じて磁気共鳴信号をｋスペースに収集
する順序を変更することにより、運動位相に適合した信
号収集を行う。そのようにして収集した信号に基づいて
画像生成手段により画像を生成する。In the invention according to this aspect, the control means changes the order in which magnetic resonance signals are collected in the k-space according to the motion phase to be photographed, thereby performing signal acquisition suitable for the motion phase. An image is generated by the image generating means based on the signals collected in this manner.

【００２６】（１０）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（９）に記載の磁気共鳴撮影装置であ
る。(10) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may include: when the movement phase belongs to a first half of a data collection period in the cycle, The magnetic resonance imaging apparatus according to (9), wherein a magnetic resonance signal is first collected for a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００２７】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の前半部分に属するときは、ｋ
スペースの座標原点を含む部分的領域に対して最初に磁
気共鳴信号を収集することにより、運動位相に適合した
信号収集を行う。そのようにして収集した信号に基づい
て画像生成手段により画像を生成する。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the first half of the motion cycle, k
First, a magnetic resonance signal is acquired for a partial area including the coordinate origin of the space, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase. An image is generated by the image generating means based on the signals collected in this manner.

【００２８】（１１）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（９）に記載の磁気共鳴撮影装置であ
る。(11) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may include: when the movement phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle, The magnetic resonance imaging apparatus according to (9), wherein a magnetic resonance signal is finally collected for a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００２９】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の後半部分に属するときは、ｋ
スペースの座標原点を含む部分的領域に対して最後に磁
気共鳴信号を収集することにより、運動位相に適合した
信号収集を行う。そのようにして収集した信号に基づい
て画像生成手段により画像を生成する。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the latter half of the motion cycle, the control means sets k to k.
Finally, a magnetic resonance signal is acquired for a partial region including the coordinate origin of the space, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase. An image is generated by the image generating means based on the signals collected in this manner.

【００３０】（１２）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させることを特徴とす
る（９）に記載の磁気共鳴撮影装置である。(12) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control means may include: when the movement phase belongs to a central portion of a data collection period in the cycle, The magnetic resonance imaging apparatus according to (9), wherein the magnetic resonance signals are collected in order from one end to the other end of the k space.

【００３１】この観点の発明では、制御手段で、撮影す
べき運動位相が運動周期の中央部分に属するときは、ｋ
スペースの一端側から他端側まで順番に磁気共鳴信号を
収集することにより、運動位相に適合した信号収集を行
う。そのようにして収集した信号に基づいて画像生成手
段により画像を生成する。In the invention according to this aspect, when the motion phase to be photographed belongs to the central part of the motion cycle, the control means sets k to k.
By collecting magnetic resonance signals in order from one end to the other end of the space, signal acquisition suitable for the motion phase is performed. An image is generated by the image generating means based on the signals collected in this manner.

【００３２】（１３）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、周期的な運動を行う撮影対象につき予
め定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴
信号を収集する信号収集機能と、前記信号収集機能で磁
気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を前記運動位相
に応じて変更する制御機能とをコンピュータに実現させ
るプログラムをコンピュータで読み取り可能なように記
録したことを特徴とする記録媒体である。(13) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, a signal for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an imaging target performing a periodic motion is provided. A program for causing a computer to implement an acquisition function and a control function of changing the order of acquiring magnetic resonance signals in k-space by the signal acquisition function according to the motion phase is recorded so as to be readable by a computer. Is a recording medium.

【００３３】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相に応
じて磁気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を変更す
ることにより、運動位相に適合した信号収集を行う。In the invention according to this aspect, the program recorded on the recording medium changes the order in which the magnetic resonance signals are collected in the k-space according to the motion phase to be photographed by the control function, thereby adapting to the motion phase. The collected signal is collected.

【００３４】（１４）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（１３）に記載の記録媒体である。(14) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be configured such that when the movement phase belongs to a first half of a data collection period in the cycle, the signal collection function , A magnetic resonance signal is first collected in a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００３５】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の前半部分に属するときは、ｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集
することにより、運動位相に適合した信号収集を行う。According to the invention of this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the first half of the motion cycle, the partial area including the coordinate origin of the k space is determined. First, a magnetic resonance signal is acquired, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase.

【００３６】（１５）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（１３）に記載の記録媒体である。(15) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be such that when the movement phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle, the signal collection function , A magnetic resonance signal is finally collected for a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００３７】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の後半部分に属するときは、ｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集
することにより、運動位相に適合した信号収集を行う。According to the invention of this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the latter half of the motion cycle, the partial area including the coordinate origin of the k space is determined. Finally, by collecting magnetic resonance signals, signal acquisition suitable for the motion phase is performed.

【００３８】（１６）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させることを特徴とす
る（１３）に記載の記録媒体である。(16) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be such that when the movement phase belongs to a central part of a data collection period in the cycle, the signal collection function , A magnetic resonance signal is collected in order from one end to the other end of the k space.

【００３９】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の中央部分に属するときは、ｋスペースの一端側
から他端側まで順番に磁気共鳴信号を収集することによ
り、運動位相に適合した信号収集を行う。According to the invention of this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the central portion of the motion cycle, the program is sequentially executed from one end to the other end of the k space. By collecting magnetic resonance signals, signal acquisition suitable for the motion phase is performed.

【００４０】（１７）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、周期的な運動を行う撮影対象につき予
め定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴
信号を収集する信号収集機能と、前記信号収集機能で磁
気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を前記運動位相
に応じて変更する制御機能と、前記収集した磁気共鳴信
号に基づいて画像を生成する画像生成機能とをコンピュ
ータに実現させるプログラムをコンピュータで読み取り
可能なように記録したことを特徴とする記録媒体であ
る。(17) According to another aspect of the present invention for solving the above-mentioned problems, a signal for acquiring a magnetic resonance signal for capturing an image of a subject to be periodically moved with a predetermined motion phase is provided. An acquisition function, a control function of changing the order in which the magnetic resonance signals are acquired in the k space by the signal acquisition function according to the motion phase, and an image generation function of generating an image based on the acquired magnetic resonance signals. A recording medium wherein a program to be realized by a computer is recorded so as to be readable by the computer.

【００４１】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相に応
じて磁気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を変更す
ることにより、運動位相に適合した信号収集を行う。そ
のようにして収集した信号に基づいて画像生成機能によ
り画像を生成する。In the invention according to this aspect, the program recorded on the recording medium changes the order in which the magnetic resonance signals are collected in the k-space according to the motion phase to be photographed by the control function, thereby adapting to the motion phase. The collected signal is collected. An image is generated by the image generation function based on the signals collected in this manner.

【００４２】（１８）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（１７）に記載の記録媒体である。(18) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be such that when the movement phase belongs to the first half of the data collection period in the cycle, the signal collection function , A magnetic resonance signal is first collected in a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００４３】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の前半部分に属するときは、ｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集
することにより、運動位相に適合した信号収集を行う。
そのようにして収集した信号に基づいて画像生成機能に
より画像を生成する。According to the invention of this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the first half of the motion cycle, the partial area including the coordinate origin of the k space is determined. First, a magnetic resonance signal is acquired, thereby acquiring a signal suitable for the motion phase.
An image is generated by the image generation function based on the signals collected in this manner.

【００４４】（１９）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させるこ
とを特徴とする（１７）に記載の記録媒体である。(19) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be arranged such that, when the movement phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle, the signal collection function , A magnetic resonance signal is finally collected for a partial area including the coordinate origin of k-space.

【００４５】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の後半部分に属するときは、ｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集
することにより、運動位相に適合した信号収集を行う。
そのようにして収集した信号に基づいて画像生成機能に
より画像を生成する。In the invention according to this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the latter half of the motion cycle, the partial area including the coordinate origin of the k space is determined. Finally, by collecting magnetic resonance signals, signal acquisition suitable for the motion phase is performed.
An image is generated by the image generation function based on the signals collected in this manner.

【００４６】（２０）上記の課題を解決するための他の
観点での発明は、前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させることを特徴とす
る（１７）に記載の記録媒体である。(20) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the control function may be such that when the movement phase belongs to a central portion of a data collection period in the cycle, the signal collection function The magnetic recording medium according to (17), wherein the magnetic resonance signals are collected in order from one end to the other end of the k space.

【００４７】この観点の発明では、記録媒体に記録され
たプログラムが、制御機能で、撮影すべき運動位相が運
動周期の中央部分に属するときは、ｋスペースの一端側
から他端側まで順番に磁気共鳴信号を収集することによ
り、運動位相に適合した信号収集を行う。そのようにし
て収集した信号に基づいて画像生成機能により画像を生
成する。According to the invention of this aspect, when the program recorded on the recording medium is controlled by the control function and the motion phase to be photographed belongs to the central portion of the motion cycle, the program is sequentially executed from one end to the other end of the k space. By collecting magnetic resonance signals, signal acquisition suitable for the motion phase is performed. An image is generated by the image generation function based on the signals collected in this manner.

【００４８】[0048]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮影装置の
ブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実
施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明
の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の
動作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例
が示される。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment of the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.

【００４９】図１に示すように、本装置はマグネットシ
ステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）１００を有す
る。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉ
ｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄ
ｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。
これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同
軸的に配置されている。マグネットシステム１００の内
部空間に、撮影対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌ
ｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入
および搬出される。As shown in FIG. 1, the present apparatus has a magnet system (magnet system) 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil (coi).
l) section 102, gradient coil section 106 and RF (rad
io frequency).
Each of these coil portions has a substantially cylindrical outer shape and is arranged coaxially with each other. In the internal space of the magnet system 100, a photographing target 300 is placed in a cradle (cradl).
e) loaded and unloaded by transport means (not shown) mounted on the 500;

【００５０】撮影対象３００には心臓の拍動を感知する
心拍センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０が装着される。心拍
センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１０としては、例えば指に嵌
めて血管の脈動を感知するペリフェラルセンサ（ｐｅｒ
ｉｐｈｅｒａｌ ｓｅｎｓｏｒ）、または、心電計等が
用いられる。心拍センサ１１０の感知信号が心拍検出部
１２０に入力される。心拍検出部１２０は入力信号に基
づいて心拍を検出し、心拍検出信号を後述の制御部１６
０に入力する。A heart rate sensor 110 for sensing the heart beat is mounted on the imaging target 300. The heart rate sensor (sensor) 110 is, for example, a peripheral sensor (per) that is fitted on a finger to detect pulsation of a blood vessel.
An ipheral sensor or an electrocardiograph is used. A sensing signal of the heart rate sensor 110 is input to the heart rate detection unit 120. The heartbeat detection unit 120 detects a heartbeat based on the input signal, and outputs a heartbeat detection signal to a control unit 16 described later.
Enter 0.

【００５１】主磁場コイル部１０２はマグネットシステ
ム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向
は概ね撮影対象３００の体軸の方向に平行である。すな
わちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０
２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超
伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても
良いのはもちろんである。The main magnetic field coil section 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is substantially parallel to the direction of the body axis of the imaging target 300. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. Main magnetic field coil unit 10
2 is configured using, for example, a superconducting coil. It is needless to say that not only the superconducting coil but also a normal conducting coil may be used.

【００５２】勾配コイル部１０６は静磁場強度に勾配を
持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト
（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコー
ド（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であ
り、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１
０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。The gradient coil section 106 generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. The generated gradient magnetic fields are a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field. The gradient coil unit 1 corresponds to these three types of gradient magnetic fields.
Reference numeral 06 has three gradient coils (not shown).

【００５３】ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に撮影対
象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を
形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起
信号の送信という。ＲＦコイル部１０８は、また、励起
されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受
信する。ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイ
ルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよ
び受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいは
それぞれ専用のコイルを用いる。The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the subject 300 in the static magnetic field space. Hereinafter, forming a high-frequency magnetic field is referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF coil unit 108 also receives an electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal. The RF coil unit 108 has a transmitting coil and a receiving coil (not shown). The same coil is used for the transmitting coil and the receiving coil, or a dedicated coil is used for each.

【００５４】勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０
が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１
０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆
動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾
配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有
する。The gradient coil unit 106 includes a gradient driving unit 130
Is connected. The gradient driving unit 130 is a gradient coil unit 1
A drive signal is given to 06 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106.

【００５５】ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０
が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１
０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮影対
象３００の体内のスピンを励起する。The RF coil section 108 includes an RF drive section 140
Is connected. The RF driving unit 140 is the RF coil unit 1
A driving signal is given to 08 to transmit an RF excitation signal to excite spins in the body of the imaging target 300.

【００５６】ＲＦコイル部１０８には、また、データ収
集部１５０が接続されている。データ収集部１５０はＲ
Ｆコイル部１０８が受信した受信信号を取り込み、それ
をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）とし
て収集する。A data collection unit 150 is connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150
The received signal received by the F coil unit 108 is fetched, and the received signal is collected as digital data.

【００５７】勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およ
びデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されてい
る。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収
集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。制御部
１６０は心拍検出部１２０から入力される心拍検出信号
に基づき、心拍に同期した撮影いわゆるハートゲートス
キャン（ｈｅａｒｔ−ｇａｔｅ ｓｃａｎ）を行う。A control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The control unit 160 controls the gradient driving unit 130 to the data collection unit 150 to perform photographing. The controller 160 performs a so-called heart-gate scan in synchronization with the heartbeat based on the heartbeat detection signal input from the heartbeat detector 120.

【００５８】データ収集部１５０の出力側はデータ処理
部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、例
えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部
１７０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有し、そ
のメモリに本装置の動作を規定するプログラムを記憶し
ている。The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer. The data processing unit 170 has a memory (not shown), and stores a program that defines the operation of the apparatus in the memory.

【００５９】データ処理部１７０は、データ収集部１５
０から取り込んだデータを図示しないメモリに記憶す
る。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間
は２次元フ−リエ空間を構成する。データ処理部１７０
は、これら２次元フ−リエ空間のデータを２次元逆フ−
リエ変換して撮影対象３００の画像を生成（再構成）す
る。以下、２次元フ−リエ空間をｋスペースともいう。The data processing unit 170 includes the data collection unit 15
The data fetched from 0 is stored in a memory (not shown). A data space is formed in the memory. The data space constitutes a two-dimensional Fourier space. Data processing unit 170
Converts these two-dimensional Fourier space data into two-dimensional inverse
The image of the photographing target 300 is generated (reconstructed) by the Rier transform. Hereinafter, the two-dimensional Fourier space is also referred to as a k-space.

【００６０】データ処理部１７０は制御部１６０に接続
されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位
にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表
示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示
部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成
画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操
作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処
理部１７０に入力する。The data processing section 170 is connected to the control section 160. The data processing unit 170 is at a higher level than the control unit 160 and controls it. The display section 180 and the operation section 190 are connected to the data processing section 170. The display unit 180 displays the reconstructed image output from the data processing unit 170 and various information. The operation unit 190 is operated by an operator, and inputs various commands and information to the data processing unit 170.

【００６１】マグネットシステム１００、心拍センサ１
１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動部
１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ処
理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発明
における信号収集手段の実施の形態の一例である。デー
タ処理部１７０は、本発明における制御手段の実施の形
態の一例である。データ処理部１７０および表示部１８
０からなる部分は、本発明における画像生成手段の実施
の形態の一例である。Magnet system 100, heart rate sensor 1
10, the heartbeat detecting unit 120, the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, the data collecting unit 150, the control unit 160, the data processing unit 170, and the operation unit 190 are part of an embodiment of the signal collecting unit according to the present invention. It is. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of a control unit according to the present invention. Data processing section 170 and display section 18
The portion consisting of zero is an example of an embodiment of the image generating means in the present invention.

【００６２】図２に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブ
ロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例で
ある。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実
施の形態の一例が示される。本装置の動作によって、本
発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。FIG. 2 shows a block diagram of another type of magnetic resonance imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. An example of an embodiment of the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.

【００６３】図２に示す装置は、図１に示した装置とは
方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。
マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と
同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付
して説明を省略する。The apparatus shown in FIG. 2 has a magnet system 100 ′ which is different from the apparatus shown in FIG.
Except for the magnet system 100 ', the configuration is the same as that of the apparatus shown in FIG.

【００６４】マグネットシステム１００’は主磁場マグ
ネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコ
イル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１
０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互い
に対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円
盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マ
グネットシステム１００’の内部空間に、撮影対象３０
０がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段
により搬入および搬出される。The magnet system 100 'has a main magnetic field magnet unit 102', a gradient coil unit 106 ', and an RF coil unit 108'. These main magnetic field magnet units 1
02 ′ and each of the coil portions are formed of a pair of coils opposing each other across a space. In addition, each has a substantially disk-shaped outer shape and is arranged so as to share a central axis. In the internal space of the magnet system 100 ′,
0 is mounted on the cradle 500 and is carried in and out by carrying means (not shown).

【００６５】主磁場マグネット部１０２’はマグネット
システム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁
場の方向は概ね撮影対象３００の体軸方向と直交する。
すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネッ
ト部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。
なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電
磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。The main magnetic field magnet unit 102 'forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100'. The direction of the static magnetic field is substantially perpendicular to the body axis direction of the imaging target 300.
That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet unit 102 'is configured using, for example, a permanent magnet.
It is needless to say that the present invention is not limited to the permanent magnet and may be configured using a superconducting electromagnet or a normal conducting electromagnet.

【００６６】勾配コイル部１０６’は静磁場強度に勾配
を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフ
ェーズエンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類
の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しな
い３系統の勾配コイルを有する。The gradient coil section 106 'generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. The generated gradient magnetic fields are a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field. The gradient coil unit 106 'has three types of gradient coils (not shown) corresponding to these three types of gradient magnetic fields. .

【００６７】ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に撮影
対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信
号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起さ
れたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイ
ル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用
のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイ
ルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用の
コイルを用いる。The RF coil unit 108 ′ transmits an RF excitation signal for exciting spins in the body of the subject 300 to the static magnetic field space. The RF coil unit 108 'also receives a magnetic resonance signal generated by the excited spin. The RF coil unit 108 'has a transmitting coil and a receiving coil (not shown). The same coil is used for the transmitting coil and the receiving coil, or a dedicated coil is used for each.

【００６８】マグネットシステム１００’、心拍センサ
１１０、心拍検出部１２０、勾配駆動１３０、ＲＦ駆動
部１４０、データ収集部１５０、制御部１６０、データ
処理部１７０および操作部１９０からなる部分は、本発
明における信号収集手段の実施の形態の一例である。デ
ータ処理部１７０は、本発明における制御手段の実施の
形態の一例である。データ処理部１７０および表示部１
８０からなる部分は、本発明における画像生成手段の実
施の形態の一例である。The magnet system 100 ′, the heart rate sensor 110, the heart rate detection section 120, the gradient drive section 130, the RF drive section 140, the data collection section 150, the control section 160, the data processing section 170 and the operation section 190 are the same as those of the present invention. 1 is an example of an embodiment of a signal collection unit in the embodiment. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of a control unit according to the present invention. Data processing unit 170 and display unit 1
The portion consisting of 80 is an example of an embodiment of the image generating means of the present invention.

【００６９】図３に、磁気共鳴撮影に用いるパルスシー
ケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示
す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー
（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法のパルスシ
ーケンスである。FIG. 3 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence based on a gradient echo (GRE) method.

【００７０】すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ
励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、
（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スラ
イス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコ
ード勾配ＧｐおよびグラディエントエコーＭＲのシーケ
ンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。
パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行す
る。That is, (1) is the RF in the GRE method.
A sequence of α ° pulses for excitation, (2)
(3), (4) and (5) are the sequences of the slice gradient Gs, readout gradient Gr, phase encode gradient Gp and gradient echo MR, respectively. The α ° pulse is represented by the center signal.
The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.

【００７１】同図に示すように、α°パルスによりスピ
ンのα°励起が行われる。フリップアングル（ｆｌｉｐ
ａｎｇｌｅ）α°は９０°以下である。このときスラ
イス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択
励起が行われる。As shown in the figure, α ° excitation of the spin is performed by the α ° pulse. Flip angle (flip
angle) α ° is 90 ° or less. At this time, a slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed.

【００７２】α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐ
によりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、
リードアウト勾配Ｇｒによりまずスピンをディフェーズ
（ｄｅｐｈａｓｅ）し、次いでスピンをリフェーズ（ｒ
ｅｐｈａｓｅ）して、グラディエントエコーＭＲを発生
させる。グラディエントエコーＭＲの信号強度は、α°
励起からＴＥ（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）後の時点で最大と
なる。グラディエントエコーＭＲはデータ収集部１５０
によりビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集
される。After α ° excitation, the phase encode gradient Gp
Performs phase encoding of the spin. next,
The spin is first dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased (r
ephase) to generate a gradient echo MR. The signal strength of the gradient echo MR is α °
It becomes maximum at the time after TE (echo time) from the excitation. The gradient echo MR is stored in the data collection unit 150.
Is collected as view data.

【００７３】通常の撮影では、このようなパルスシーケ
ンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で
６４〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェー
ズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエ
ンコードを行う。これによって、ｋスペースを埋める６
４〜５１２ビューのビューデータが得られる。In normal photographing, such a pulse sequence is repeated 64 to 512 times in a cycle TR (repetition time). The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and a different phase encoding is performed each time. This fills the k space 6
View data of 4 to 512 views is obtained.

【００７４】磁気共鳴撮影用パルスシーケンスの他の例
を図４に示す。このパルスシーケンスは、スピンエコー
（ＳＥ：Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法のパルスシーケンスで
ある。FIG. 4 shows another example of the pulse sequence for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence of a spin echo (SE: Spin Echo) method.

【００７５】すなわち、（１）はＳＥ法におけるＲＦ励
起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンス
であり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じ
くそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇ
ｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭ
Ｒのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８
０°パルスはそれぞれ中心信号で代表する。パルスシー
ケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。That is, (1) is a sequence of 90 ° and 180 ° pulses for RF excitation in the SE method, and (2), (3), (4) and (5) are slice gradients, respectively. Gs, readout gradient G
r, phase encoding gradient Gp and spin echo M
This is a sequence of R. Note that a 90 ° pulse and 18
Each 0 ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.

【００７６】同図に示すように、９０°パルスによりス
ピンの９０°励起が行われる。このときスライス勾配Ｇ
ｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行わ
れる。９０°励起から所定の時間後に、１８０°パルス
による１８０°励起すなわちスピン反転が行われる。こ
のときもスライス勾配Ｇｓが印加され、同じスライスに
ついての選択的反転が行われる。As shown in the figure, 90 ° excitation of spin is performed by a 90 ° pulse. At this time, the slice gradient G
s is applied to perform selective excitation for a predetermined slice. After a predetermined time from the 90 ° excitation, 180 ° excitation by a 180 ° pulse, that is, spin inversion is performed. Also at this time, the slice gradient Gs is applied, and selective inversion is performed for the same slice.

【００７７】９０°励起とスピン反転の間の期間に、リ
ードアウト勾配Ｇｒおよびフェーズエンコード勾配Ｇｐ
が印加される。リードアウト勾配Ｇｒによりスピンのデ
ィフェーズが行われる。フェーズエンコード勾配Ｇｐに
よりスピンのフェーズエンコードが行われる。During the period between the 90 ° excitation and the spin inversion, the readout gradient Gr and the phase encode gradient Gp
Is applied. The spin dephase is performed by the readout gradient Gr. The phase encoding of the spin is performed by the phase encoding gradient Gp.

【００７８】スピン反転後、リードアウト勾配Ｇｒでス
ピンをリフェーズしてスピンエコーＭＲを発生させる。
スピンエコーＭＲの信号強度は、９０°励起からＴＥ後
の時点で最大となる。スピンエコーＭＲはデータ収集部
１５０によりビューデータとして収集される。通常の撮
影では、このようなパルスシーケンスが周期ＴＲで６４
〜５１２回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエ
ンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコ
ードを行う。これによって、ｋスペースを埋める６４〜
５１２ビューのビューデータが得られる。After the spin inversion, the spin is rephased with the readout gradient Gr to generate a spin echo MR.
The signal intensity of the spin echo MR becomes maximum at a point after TE from the 90 ° excitation. The spin echo MR is collected by the data collection unit 150 as view data. In normal imaging, such a pulse sequence has a period TR of 64.
Repeated up to 512 times. The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and a different phase encoding is performed each time. This will fill the k space 64 ~
View data of 512 views is obtained.

【００７９】図３または図４のパルスシーケンスによっ
て得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモ
リに収集される。データ処理部１７０は、ｋスペースの
ビューデータを２次元逆フ−リエ変換して撮影対象３０
０の断層像を再構成する。再構成した画像はメモリに記
憶し、また、表示部１８０で表示する。The view data obtained by the pulse sequence shown in FIG. 3 or FIG. 4 is collected in the memory of the data processing section 170. The data processing unit 170 performs a two-dimensional inverse Fourier transform on the k-space view data to perform
The tomographic image of 0 is reconstructed. The reconstructed image is stored in the memory and displayed on the display unit 180.

【００８０】なお、撮影に用いるパルスシーケンスはＧ
ＲＥ法またはＳＥ法に限るものではなく、例えば、ＦＳ
Ｅ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ファーストリ
カバリＦＳＥ（Ｆａｓｔ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ Ｆａｓｔ
Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ ｏｆ
Ｆｌｉｇｈｔ）法、フェーズコントラスト（Ｐｈａｓｅ
Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法等、他の適宜の技法のものであ
って良い。The pulse sequence used for photographing is G
The method is not limited to the RE method or the SE method.
E (Fast Spin Echo) method, Fast Recovery FSE (Fast Recovery Fast)
Spin Echo) method, TOF (Time of
Flight method, phase contrast (Phase)
(Contrast) method or other appropriate techniques.

【００８１】次に、ビューデータをｋスペースに収集す
るトラジェクトリについて説明する。図５に、ｋスペー
スとそこにおけるトラジェクトリの概念を示す。ｋスペ
ースは互いに垂直な２つの座標軸ｋｘ，ｋｙを有する。
ｋｘは周波数軸、ｋｙは位相軸である。両座標軸の原点
はｋスペースの中心に位置する。Next, a trajectory for collecting view data in k-space will be described. FIG. 5 shows the concept of the k-space and the trajectory therein. The k-space has two coordinate axes kx and ky perpendicular to each other.
kx is a frequency axis, and ky is a phase axis. The origin of both coordinate axes is located at the center of k-space.

【００８２】トラジェクトリは周波数軸ｋｘに平行で位
相軸ｋｙ方向に間隔を有する複数の直線となる。位相軸
ｋｙ上のトラジェクトリの位置はフェーズエンコード量
に対応する。トラジェクトリの数はビュー数に等しい。
各トラジェクトリにフェーズエンコードの正の最大値側
から負の最大値側に向かって昇順の番号を付す。ここで
は、説明の便宜上、トラジェクトリ数を２５とする。す
なわち、２５ビューでｋスペースを埋める１セット（ｓ
ｅｔ）のデータを収集するものとする。これらトラジェ
クトリに沿って所定の順序でデータ収集が行われる。画
像再構成はこれらの１セットデータを用いて行われる。The trajectory is a plurality of straight lines parallel to the frequency axis kx and spaced at intervals in the direction of the phase axis ky. The position of the trajectory on the phase axis ky corresponds to the amount of phase encoding. The number of trajectories is equal to the number of views.
Each trajectory is numbered in ascending order from the positive maximum value side of the phase encoding to the negative maximum value side. Here, for convenience of explanation, the number of trajectories is assumed to be 25. That is, one set (s) that fills the k space with 25 views
et) data is collected. Data collection is performed in a predetermined order along these trajectories. Image reconstruction is performed using these one set of data.

【００８３】ｋスペースは、例えば５つの部分的領域に
区分されている。同図において、部分的領域０３はｋス
ペースの座標原点を含む部分的領域すなわち中央領域で
ある。部分的領域０２，０４は、位相軸方向において部
分的領域０３の外側にそれぞれ隣接する領域である。部
分的領域０１，０５は、位相軸方向において部分的領域
０２，０４の外側にそれぞれ隣接する領域である。な
お、区分数は５に限るものではなく適宜で良い。The k space is divided into, for example, five partial areas. In the figure, a partial area 03 is a partial area including the coordinate origin of the k-space, that is, a central area. The partial areas 02 and 04 are areas adjacent to the outside of the partial area 03 in the phase axis direction. The partial areas 01 and 05 are areas adjacent to the outside of the partial areas 02 and 04 in the phase axis direction. The number of sections is not limited to five, but may be any number.

【００８４】心拍の所定の位相で撮影対象を撮影する場
合、このように区分したｋスペースについて、例えば、
図６、図７および図８に示す要領でそれぞれデータ収集
を行う。各図において、心拍周期をＴとし、心拍周期Ｔ
におけるデータ収集期間をｔｍとする。図６は、心拍周
期の初期の位相すなわち心臓の収縮期における撮影３０
０の断層像を撮影するときのデータ収集要領を示す。図
７は、心拍周期の中期の位相すなわち心臓の拡張前期な
いし中期における撮影３００の断層像を撮影するときの
データ収集要領を示す。図８は、心拍周期の後期の位相
すなわち心臓の拡張後期における撮影３００の断層像を
撮影するときのデータ収集要領を示す。なお、撮像する
像は、例えば心臓の断層像や脳内血流像等である。When an object to be imaged is photographed at a predetermined phase of the heartbeat, the k space divided in this way is, for example,
Data collection is performed as shown in FIGS. 6, 7, and 8, respectively. In each figure, the heart cycle is T, and the heart cycle T
Is a data collection period in tm. FIG. 6 shows the imaging 30 during the initial phase of the heart cycle, ie, the systole of the heart.
The data collection procedure for capturing a zero tomographic image is shown. FIG. 7 shows a data collection procedure when capturing a tomographic image of the imaging 300 in the middle phase of the heartbeat cycle, that is, in the early to middle diastolic phases of the heart. FIG. 8 shows a data collection procedure when capturing a tomographic image of the imaging 300 in the late phase of the heartbeat cycle, that is, in the late diastole of the heart. The image to be captured is, for example, a tomographic image of the heart or a blood flow image in the brain.

【００８５】図６、図７および図８に示した要領でデー
タ収集を行うときのトラジェクトリの選択順序すなわち
ビューオーダリングを、それぞれ図９、図１０および図
１１に示す。各図において、縦軸にトラジェクトリ番号
をとり横軸にビュー番号をとる。FIGS. 9, 10 and 11 show the order of trajectory selection, ie, view ordering, when data is collected in the manner shown in FIGS. 6, 7 and 8. In each figure, the ordinate indicates the trajectory number and the abscissa indicates the view number.

【００８６】まず、図６および図９により、心拍周期の
初期の位相の撮影について説明する。図６に示すよう
に、心拍検出信号のピーク（ｐｅａｋ）からディレイタ
イムｔｄ１後にスキャンを開始する。ディレイタイムｔ
ｄ１は、操作者が指定した撮影しようとする所望の位相
に応じて適宜の値に設定される。First, the imaging of the initial phase of the heartbeat cycle will be described with reference to FIGS. As shown in FIG. 6, scanning is started after a delay time td1 from the peak of the heartbeat detection signal. Delay time t
d1 is set to an appropriate value according to a desired phase to be photographed specified by the operator.

【００８７】１ビュー目のデータは部分的領域０３に収
集する。データを収集するトラジェクトリは、図９に示
すように、１１番のトラジェクトリである。２ビュー目
のデータは部分的領域０４に収集する。トラジェクトリ
は１６番である。３ビュー目のデータは部分的領域０２
に収集する。トラジェクトリは６番である。４ビュー目
のデータは部分的領域０５に収集する。トラジェクトリ
は２１番である。５ビュー目のデータは部分的領域０１
に収集する。トラジェクトリは１番である。このよう
に、ｋスペースの中心から位相軸ｋｙの両端方向に交互
にトラジェクトリを選ぶビューオーダリングを、セント
リック・ビューオーダリングという。The data of the first view is collected in the partial area 03. The trajectory for collecting data is the trajectory No. 11, as shown in FIG. The data of the second view is collected in the partial area 04. The trajectory is No. 16. Data of the third view is partial area 02
To collect. The trajectory is number 6. The data of the fourth view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 21. Data of the fifth view is partial area 01
To collect. The trajectory is number one. The view ordering in which a trajectory is alternately selected from the center of the k-space toward both ends of the phase axis ky is called centric view ordering.

【００８８】６ビュー目から１０ビュー目までのデータ
収集は心拍の次の周期で行う。ディレイタイムは同一で
ある。図６および図９に示すように、６ビュー目のデー
タは部分的領域０３に収集する。トラジェクトリは１２
番である。７ビュー目のデータは部分的領域０４に収集
する。トラジェクトリは１７番である。８ビュー目のデ
ータは部分的領域０２に収集する。トラジェクトリは７
番である。９ビュー目のデータは部分的領域０５に収集
する。トラジェクトリは２２番である。１０ビュー目の
データは部分的領域０１に収集する。トラジェクトリは
２番である。この要領で３周期目、４周期目および５周
期目のデータ収集を順次に行う。５周期目のデータ収集
を終えたとき、ｋスペースを埋める全ビューのデータが
揃う。Data collection from the sixth view to the tenth view is performed in the next cycle of the heartbeat. The delay time is the same. As shown in FIGS. 6 and 9, data of the sixth view is collected in a partial area 03. Trajectory is 12
It is turn. Data of the seventh view is collected in the partial area 04. The trajectory is number 17. The data of the eighth view is collected in the partial area 02. Trajectory is 7
It is turn. The data of the ninth view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 22. The data of the tenth view is collected in the partial area 01. The trajectory is number 2. In this manner, data collection in the third, fourth, and fifth cycles is sequentially performed. When the data collection in the fifth cycle is completed, the data of all the views filling the k space are prepared.

【００８９】このようなｋスペースのデータにおいて、
部分的領域０３のデータは、心拍検出信号のピークから
ｔ１時間後の状態すなわち心拍周期の初期の位相を反映
したものとなる。部分的領域０３のデータは再構成画像
のコントラストを決定するから、このときのｋスペース
のデータに基づいて再構成した画像は、心拍周期の初期
の状態を示すものとなる。In such k-space data,
The data of the partial area 03 reflects the state at time t1 after the peak of the heartbeat detection signal, that is, the initial phase of the heartbeat cycle. Since the data of the partial region 03 determines the contrast of the reconstructed image, the image reconstructed based on the k-space data at this time indicates the initial state of the heartbeat cycle.

【００９０】また、このような画像を得るためのデータ
収集を、セントリック・ビューオーダリングにより部分
的領域０３へのデータ収集が最初になるように行うの
で、ディレイタイムｔｄ１がきわめて短い場合にも十分
に対応することができ、心臓の収縮期のごく初期の位相
についても正しく撮影することができる。Since data collection for obtaining such an image is performed by centric view ordering so that data collection in the partial area 03 is performed first, it is sufficient even when the delay time td1 is extremely short. , And a very early phase of the systole of the heart can be correctly photographed.

【００９１】次に、心臓の拡張前期ないし中期の位相を
撮影する場合について図７および図１０によって説明す
る。図７に示すように、心拍検出信号のピークからディ
レイタイムｔｄ２後にスキャンを開始する。ディレイタ
イムｔｄ２は、操作者が指定した撮影しようとする所望
の位相に応じて適宜の値に設定される。Next, a case where the phase of the heart in the early to diastolic phase is imaged will be described with reference to FIGS. As shown in FIG. 7, scanning starts after a delay time td2 from the peak of the heartbeat detection signal. The delay time td2 is set to an appropriate value according to a desired phase to be shot specified by the operator.

【００９２】１ビュー目のデータは部分的領域０１に収
集する。データを収集するトラジェクトリは、図１０に
示すように、１番である。２ビュー目のデータは部分的
領域０２に収集する。トラジェクトリは６番である。３
ビュー目のデータは部分的領域０３に収集する。トラジ
ェクトリは１１番である。４ビュー目のデータは部分的
領域０４に収集する。トラジェクトリは１６番である。
５ビュー目のデータは部分的領域０５に収集する。トラ
ジェクトリは２１番である。このように、位相軸ｋｙの
一端側から他端方向に順番にトラジェクトリを選ぶビュ
ーオーダリングを、シーケンシャル・ビューオーダリン
グという。The data of the first view is collected in the partial area 01. The trajectory for collecting data is number 1 as shown in FIG. The data of the second view is collected in the partial area 02. The trajectory is number 6. Three
The data of the view is collected in the partial area 03. The trajectory is number eleven. The data of the fourth view is collected in the partial area 04. The trajectory is No. 16.
The data of the fifth view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 21. The view ordering for sequentially selecting the trajectories from one end of the phase axis ky to the other end is called sequential view ordering.

【００９３】６ビュー目から１０ビュー目までのデータ
収集は心拍の次の周期で行う。ディレイタイムは同一で
ある。６ビュー目のデータは部分的領域０１に収集す
る。データを収集するトラジェクトリは２番である。７
ビュー目のデータは部分的領域０２に収集する。トラジ
ェクトリは７番である。８ビュー目のデータは部分的領
域０３に収集する。トラジェクトリは１２番である。９
ビュー目のデータは部分的領域０４に収集する。トラジ
ェクトリは１７番である。１０ビュー目のデータは部分
的領域０５に収集する。トラジェクトリは２２番であ
る。この要領で３周期目、４周期目および５周期目のデ
ータ収集を順次に行う。５周期目のデータ収集を終えた
とき、ｋスペースを埋める全ビューのデータが揃う。な
お、シーケンシャル・ビューオーダリングは、上記とは
逆にビュー番号の降順に行うようにしても良い。Data collection from the sixth view to the tenth view is performed in the next cycle of the heartbeat. The delay time is the same. The data of the sixth view is collected in the partial area 01. The trajectory for collecting data is No. 2. 7
The data of the view is collected in the partial area 02. The trajectory is number 7. The data of the eighth view is collected in the partial area 03. The trajectory is number 12. 9
The data of the view is collected in the partial area 04. The trajectory is number 17. The data of the tenth view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 22. In this manner, data collection in the third, fourth, and fifth cycles is sequentially performed. When the data collection in the fifth cycle is completed, the data of all the views filling the k space are prepared. Note that the sequential view ordering may be performed in reverse order of the view numbers in reverse order.

【００９４】このようなｋスペースのデータにおいて、
部分的領域０３のデータは、心拍検出信号のピークから
ｔ２時間後の心拍周期の中期の状態を反映したものとな
る。部分的領域０３のデータは再構成画像のコントラス
トを決定するから、このときのｋスペースのデータに基
づいて再構成した画像は、心拍周期の中期の状態を示す
ものとなる。In such k-space data,
The data in the partial area 03 reflects the state of the middle stage of the heartbeat cycle at time t2 after the peak of the heartbeat detection signal. Since the data of the partial region 03 determines the contrast of the reconstructed image, the image reconstructed based on the k-space data at this time indicates the middle state of the heartbeat cycle.

【００９５】また、このような画像を得るためのデータ
収集を、シーケンシャル・ビューオーダリングにより部
分的領域０３へのデータ収集が真ん中の順番になるよう
に行うので、ｋスペースの両端部へのデータ収集を心拍
周期内に行うことができる。Since data collection for obtaining such an image is performed by sequential view ordering so that data collection for the partial area 03 is in the middle order, data collection for both ends of the k-space is performed. Can be performed within a heartbeat cycle.

【００９６】次に、心臓の拡張後期位相の撮影につい
て、図８および図１１によって説明する。図８に示すよ
うに、心拍検出信号のピークからディレイタイムｔｄ３
後にスキャンを開始する。ディレイタイムｔｄ３は、操
作者が指定した撮影しようとする所望の位相に応じて適
宜の値に設定される。Next, imaging of the late diastolic phase of the heart will be described with reference to FIGS. As shown in FIG. 8, from the peak of the heartbeat detection signal, the delay time td3
Start the scan later. The delay time td3 is set to an appropriate value according to a desired phase to be shot specified by the operator.

【００９７】１ビュー目のデータは部分的領域０１に収
集する。データを収集するトラジェクトリは、図１１に
示すように、１番である。２ビュー目のデータは部分的
領域０５に収集する。トラジェクトリは２１番である。
３ビュー目のデータは部分的領域０２に収集する。トラ
ジェクトリは６番である。４ビュー目のデータは部分的
領域０４に収集する。トラジェクトリは１６番である。
５ビュー目のデータは部分的領域０３に収集する。トラ
ジェクトリは１１番である。このように、位相軸ｋｙの
両端側からｋスペースの中心方向に交互にトラジェクト
リを選ぶビューオーダリングを、逆セントリック・ビュ
ーオーダリングという。The data of the first view is collected in the partial area 01. The trajectory for collecting data is No. 1 as shown in FIG. The data of the second view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 21.
The data of the third view is collected in the partial area 02. The trajectory is number 6. The data of the fourth view is collected in the partial area 04. The trajectory is No. 16.
The data of the fifth view is collected in the partial area 03. The trajectory is number eleven. The view ordering for alternately selecting a trajectory from both ends of the phase axis ky toward the center of the k space in this manner is called inverse centric view ordering.

【００９８】６ビュー目から１０ビュー目までのデータ
収集は心拍の次の周期で行う。ディレイタイムは同一で
ある。１ビュー目のデータは部分的領域０１に収集す
る。データを収集するトラジェクトリは２番である。２
ビュー目のデータは部分的領域０５に収集する。トラジ
ェクトリは２２番である。３ビュー目のデータは部分的
領域０２に収集する。トラジェクトリは７番である。４
ビュー目のデータは部分的領域０４に収集する。トラジ
ェクトリは１７番である。５ビュー目のデータは部分的
領域０３に収集する。トラジェクトリは１２番である。
この要領で３周期目、４周期目および５周期目のデータ
収集を順次に行う。５周期目のデータ収集を終えたと
き、ｋスペースを埋める全ビューのデータが揃う。Data collection from the sixth view to the tenth view is performed in the next cycle of the heartbeat. The delay time is the same. The data of the first view is collected in the partial area 01. The trajectory for collecting data is No. 2. 2
The data of the view is collected in the partial area 05. The trajectory is number 22. The data of the third view is collected in the partial area 02. The trajectory is number 7. 4
The data of the view is collected in the partial area 04. The trajectory is number 17. The data of the fifth view is collected in the partial area 03. The trajectory is number 12.
In this manner, data collection in the third, fourth, and fifth cycles is sequentially performed. When the data collection in the fifth cycle is completed, the data of all the views filling the k space are prepared.

【００９９】このようなｋスペースのデータにおいて、
部分的領域０３のデータは、心拍検出信号のピークから
ｔ３時間後の心拍周期の後期の状態を反映したものとな
る。部分的領域０３のデータは再構成画像のコントラス
トを決定するから、このときのｋスペースのデータに基
づいて再構成した画像は、心拍周期の後期の状態を示す
ものとなる。In such k-space data,
The data of the partial area 03 reflects the state of the latter part of the heartbeat cycle at time t3 after the peak of the heartbeat detection signal. Since the data of the partial area 03 determines the contrast of the reconstructed image, the image reconstructed based on the k-space data at this time indicates a state in the latter part of the heartbeat cycle.

【０１００】また、このような画像を得るためのデータ
収集を、逆セントリック・ビューオーダリングにより部
分的領域０３へのデータ収集が最後になるように行うの
で、ディレイタイムｔｄ３が長い場合にもデータ収集を
心拍周期内に行うことができる。Further, since data acquisition for obtaining such an image is performed by inverse centric view ordering so that data acquisition in the partial area 03 becomes last, data acquisition is performed even when the delay time td3 is long. Acquisition can occur within a heartbeat cycle.

【０１０１】操作者による撮影位相の設定に応じて、デ
ータ処理部１７０は、以上のようなビューオーダリング
の使い分けを制御部１６０に指令する。すなわち、撮影
位相が心拍周期の１／３程度より前の区間に属するとき
は、セントリック・ビューオーダリングによるデータ収
集を指令し、心拍周期の２／３程度より後の区間に属す
るときは、逆セントリック・ビューオーダリングによる
データ収集を指令し、心拍周期の１／３程度から２／３
程度までの区間に属するときは、シーケンシャル・ビュ
ーオーダリングによりデータ収集を指令する。なお、シ
ーケンシャル・ビューオーダリングによるデータ収集
は、心拍周期の１／４程度から３／４程度までの区間に
属するときに指定するようにしても良い。制御部１６０
はこのような指令に基づいてスキャンを行う。これによ
って、所望の位相の画像を適正に撮影した画像を得るこ
とができる。In accordance with the setting of the imaging phase by the operator, the data processing section 170 instructs the control section 160 to selectively use the view ordering as described above. That is, when the imaging phase belongs to a section before about 1/3 of the heartbeat cycle, a command to collect data by centric view ordering is issued, and when the imaging phase belongs to a section after about 2/3 of the heartbeat cycle, the reverse is performed. Order data collection by centric view ordering, from about 1/3 to 2/3 of the heartbeat cycle
If it belongs to the section up to the extent, data collection is ordered by sequential view ordering. Note that data collection by sequential view ordering may be specified when the data belongs to a section from about 1/4 to about 3/4 of the cardiac cycle. Control unit 160
Scans based on such a command. As a result, it is possible to obtain an image in which an image of a desired phase has been properly captured.

【０１０２】以上は、心拍周期Ｔごとのビュー数を５と
した例であるが、現実のデータ収集は、１心拍周期あた
りのビュー数を例えば１６程度としたデータ収集が行わ
れる。その場合、ＴＲが長いとデータ収集期間ｔｍが心
拍周期Ｔの大部分を占めることがあり得る。そのような
ときは、どの撮影位相に対してもディレイタイムｔｄを
同一の最短時間とし、撮影位相がデータ収集期間の前半
部分に属するときはセントリック・ビューオーダリン
グ、後半部分に属するときは逆セントリック・ビューオ
ーダリング、中央部分に属するときはシーケンシャル・
ビューオーダリングとするのが良い。The above is an example in which the number of views per heartbeat cycle T is 5, but in actual data collection, data collection is performed with the number of views per heartbeat cycle being, for example, about 16. In this case, if the TR is long, the data collection period tm may occupy most of the cardiac cycle T. In such a case, the delay time td is set to the same shortest time for any of the imaging phases. When the imaging phase belongs to the first half of the data collection period, centric view ordering is performed. Trick view ordering, sequential if it belongs to the central part
View ordering is recommended.

【０１０３】以上のような本装置の機能をデータ処理部
１７０（コンピュータ）に実現させるためのプログラム
が、コンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され
る。コンピュータで読み取り記録媒体は、磁気的な記録
媒体、光学的な記録媒体、磁気的光学的な記録媒体およ
び半導体を用いた記憶媒体のいずれであっても良い。な
お、本書では記録媒体は記憶媒体と同義である。A program for causing the data processing section 170 (computer) to realize the functions of the present apparatus as described above is recorded on a computer-readable recording medium. The computer-readable recording medium may be any of a magnetic recording medium, an optical recording medium, a magnetic-optical recording medium, and a storage medium using a semiconductor. In this document, a recording medium is synonymous with a storage medium.

【０１０４】[0104]

【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、周期的な運動を行う撮影対象につき予め定めた運
動位相における像を適切に撮影するための磁気共鳴信号
収集方法および装置、そのような信号収集装置を用いる
磁気共鳴撮影装置、並びに、そのような信号収集機能ま
たは磁気共鳴撮影機能をコンピュータに実現させるプロ
グラムを記録した記録媒体を実現することができる。As described above in detail, according to the present invention, a method and an apparatus for collecting magnetic resonance signals for appropriately photographing an image in a predetermined movement phase for a photographing object performing a periodic movement, It is possible to realize a magnetic resonance imaging apparatus using such a signal collection apparatus, and a recording medium in which a program for causing a computer to realize such a signal collection function or a magnetic resonance imaging function is recorded.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。FIG. 1 is a block diagram of a device according to an example of an embodiment of the present invention.

【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。FIG. 2 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図３】図１または図２に示した装置が実行するパルス
シーケンスの一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the device shown in FIG. 1 or FIG. 2;

【図４】図１または図２に示した装置が実行するパルス
シーケンスの一例を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the device shown in FIG. 1 or 2;

【図５】ｋスペースおよびトラジェクトリの概念図であ
る。FIG. 5 is a conceptual diagram of a k-space and a trajectory.

【図６】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。FIG. 6 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【図７】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。FIG. 7 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【図８】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。FIG. 8 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【図９】図１または図２に示した装置によるデータ収集
を説明する図である。FIG. 9 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【図１０】図１または図２に示した装置によるデータ収
集を説明する図である。FIG. 10 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【図１１】図１または図２に示した装置によるデータ収
集を説明する図である。FIG. 11 is a diagram illustrating data collection by the device shown in FIG. 1 or FIG.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１００，１００’ マグネットシステム １０２ 主磁場コイル部 １０２’ 主磁場マグネット部 １０６，１０６’ 勾配コイル部 １０８，１０８’ ＲＦコイル部 １１０ 心拍センサ １２０ 心拍検出部 １３０ 勾配駆動部 １４０ ＲＦ駆動部 １５０ データ収集部 １６０ 制御部 １７０ データ処理部 １８０ 表示部 １９０ 操作部 ３００ 撮影対象 ５００ クレードル 100, 100 'magnet system 102 main magnetic field coil unit 102' main magnetic field magnet unit 106, 106 'gradient coil unit 108, 108' RF coil unit 110 heart rate sensor 120 heart rate detection unit 130 gradient drive unit 140 RF drive unit 150 data collection unit 160 control unit 170 data processing unit 180 display unit 190 operation unit 300 imaging target 500 cradle

Claims (25)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 周期的な運動を行う撮影対象につき予め
定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴信
号を収集するにあたり、 磁気共鳴信号をｋスペースに収集する順序を前記運動位
相に応じて変更する、ことを特徴とする磁気共鳴信号収
集方法。When collecting a magnetic resonance signal for capturing an image at a predetermined motion phase for an imaging target performing a periodic motion, an order in which the magnetic resonance signals are collected in k-space is determined according to the motion phase. A magnetic resonance signal collecting method. 【請求項２】 前記運動位相が前記周期におけるデータ
収集期間の前半部分に属するときはｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集
する、ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴信号
収集方法。2. A magnetic resonance signal is first collected in a partial region including a coordinate origin of k-space when the motion phase belongs to a first half of a data collection period in the cycle. Item 7. The magnetic resonance signal collecting method according to Item 1. 【請求項３】 前記運動位相が前記周期におけるデータ
収集期間の後半部分に属するときはｋスペースの座標原
点を含む部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集
する、ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴信号
収集方法。3. The magnetic resonance signal is finally collected in a partial region including the coordinate origin of k-space when the motion phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle. Item 7. The magnetic resonance signal collecting method according to Item 1. 【請求項４】 前記運動位相が前記周期におけるデータ
収集期間の中央部分に属するときはｋスペースの一端側
から他端側まで順番に磁気共鳴信号を収集する、ことを
特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴信号収集方法。4. A magnetic resonance signal is sequentially collected from one end to the other end of the k-space when the motion phase belongs to a central portion of a data collection period in the cycle. The method for collecting magnetic resonance signals according to the above. 【請求項５】 前記運動位相は心拍の位相である、こと
を特徴とする請求項１ないし請求項４のうちのいずれか
１つに記載の磁気共鳴信号収集方法。5. The magnetic resonance signal acquisition method according to claim 1, wherein the movement phase is a phase of a heartbeat. 【請求項６】 周期的な運動を行う撮影対象につき予め
定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴信
号を収集する信号収集手段と、 前記信号収集手段で磁気共鳴信号をｋスペースに収集す
る順序を前記運動位相に応じて変更する制御手段と、を
具備することを特徴とする磁気共鳴信号収集装置。6. A signal collecting means for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an imaging target performing a periodic motion, and collecting the magnetic resonance signal in k-space by the signal collecting means. And a control means for changing the order of execution in accordance with the motion phase. 【請求項７】 前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の前半部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む部分
的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させる、こと
を特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴信号収集装置。7. The control means, when the movement phase belongs to a first half of a data collection period in the cycle,
7. The magnetic resonance signal collecting apparatus according to claim 6, wherein the signal collecting means first collects a magnetic resonance signal for a partial area including a coordinate origin of k-space. 【請求項８】 前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の後半部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む部分
的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させる、こと
を特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴信号収集装置。8. The control means, when the movement phase belongs to a latter half of a data collection period in the cycle,
7. The magnetic resonance signal collecting apparatus according to claim 6, wherein the signal collecting means causes the magnetic resonance signal to be finally collected for a partial area including the coordinate origin of the k-space. 【請求項９】 前記制御手段は、前記運動位相が前記周
期におけるデータ収集期間の中央部分に属するときは、
前記信号収集手段に、ｋスペースの一端側から他端側ま
で順番に磁気共鳴信号を収集させる、ことを特徴とする
請求項６に記載の磁気共鳴信号収集装置。9. The control means, when the motion phase belongs to a central portion of a data collection period in the cycle,
7. The magnetic resonance signal collecting apparatus according to claim 6, wherein the signal collecting means causes the magnetic resonance signals to be collected sequentially from one end to the other end of the k-space. 【請求項１０】 前記運動位相は心拍の位相である、こ
とを特徴とする請求項６ないし請求項９のうちのいずれ
か１つに記載の磁気共鳴信号収集装置。10. The magnetic resonance signal collecting apparatus according to claim 6, wherein the movement phase is a phase of a heartbeat. 【請求項１１】 周期的な運動を行う撮影対象につき予
め定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴
信号を収集する信号収集手段と、 前記信号収集手段で磁気共鳴信号をｋスペースに収集す
る順序を前記運動位相に応じて変更する制御手段と、 前記収集した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画
像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮
影装置。11. A signal collecting means for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an imaging target performing a periodic motion, and collecting the magnetic resonance signal in k-space by the signal collecting means. A magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a control unit that changes an order of performing the operation according to the motion phase; and an image generation unit that generates an image based on the collected magnetic resonance signals. 【請求項１２】 前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴撮影装
置。12. The control means, when the movement phase belongs to the first half of the data collection period in the cycle, first causes the signal collection means to perform magnetic control on a partial area including the coordinate origin of k-space. To collect resonance signals,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein: 【請求項１３】 前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴撮影装
置。13. The control means, when the movement phase belongs to the latter half of the data collection period in the cycle, gives the signal collection means a magnetic field last for a partial area including the coordinate origin of k-space. To collect resonance signals,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein: 【請求項１４】 前記制御手段は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集手段に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させる、ことを特徴と
する請求項１１に記載の磁気共鳴撮影装置。14. The control means, when the movement phase belongs to a central part of a data collection period in the cycle, sends the magnetic resonance signals to the signal collection means in order from one end to the other end of the k space. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is collected. 【請求項１５】 前記運動位相は心拍の位相である、こ
とを特徴とする請求項１１ないし請求項１４のうちのい
ずれか１つに記載の磁気共鳴撮影装置。15. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11, wherein the motion phase is a heartbeat phase. 【請求項１６】 周期的な運動を行う撮影対象につき予
め定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴
信号を収集する信号収集機能と、 前記信号収集機能で磁気共鳴信号をｋスペースに収集す
る順序を前記運動位相に応じて変更する制御機能と、を
コンピュータに実現させるプログラムをコンピュータで
読み取り可能なように記録したことを特徴とする記録媒
体。16. A signal collecting function for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an image capturing object performing a periodic motion, and a magnetic resonance signal is collected in k-space by the signal collecting function. And a control function of changing the order of execution in accordance with the movement phase, and a program for causing a computer to realize the control function. 【請求項１７】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項１６に記載の記録媒体。17. The control function may include: when the motion phase belongs to a first half of a data acquisition period in the cycle, the signal acquisition function first applies a magnetic field to a partial region including a coordinate origin of k-space. To collect resonance signals,
17. The recording medium according to claim 16, wherein: 【請求項１８】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項１６に記載の記録媒体。18. The control function may include: when the motion phase belongs to the second half of the data acquisition period in the cycle, the signal acquisition function may end up with a magnetic field for a partial area including the coordinate origin of k-space. To collect resonance signals,
17. The recording medium according to claim 16, wherein: 【請求項１９】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させる、ことを特徴と
する請求項１６に記載の記録媒体。19. The control function, when the movement phase belongs to a central portion of a data acquisition period in the cycle, sends a magnetic resonance signal to the signal acquisition function in order from one end to the other end of the k space. 17. The recording medium according to claim 16, wherein the recording medium is collected. 【請求項２０】 前記運動位相は心拍の位相である、こ
とを特徴とする請求項１６ないし請求項１９のうちのい
ずれか１つに記載の記録媒体。20. The recording medium according to claim 16, wherein the movement phase is a heartbeat phase. 【請求項２１】 周期的な運動を行う撮影対象につき予
め定めた運動位相における像を撮影するための磁気共鳴
信号を収集する信号収集機能と、 前記信号収集機能で磁気共鳴信号をｋスペースに収集す
る順序を前記運動位相に応じて変更する制御機能と、 前記収集した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画
像生成機能と、をコンピュータに実現させるプログラム
をコンピュータで読み取り可能なように記録したことを
特徴とする記録媒体。21. A signal collection function for collecting a magnetic resonance signal for capturing an image in a predetermined motion phase with respect to an imaging target that performs a periodic motion, and a magnetic resonance signal is collected in k-space by the signal collection function. And a computer-readable program for realizing a control function of changing an order to be performed according to the motion phase, and an image generation function of generating an image based on the collected magnetic resonance signals. Recording medium characterized by the above-mentioned. 【請求項２２】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の前半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最初に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項２１に記載の記録媒体。22. The control function may include: when the motion phase belongs to a first half of a data acquisition period in the cycle, the signal acquisition function firstly applies a magnetic field to a partial region including a coordinate origin of k-space. To collect resonance signals,
22. The recording medium according to claim 21, wherein: 【請求項２３】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の後半部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの座標原点を含む
部分的領域に対して最後に磁気共鳴信号を収集させる、
ことを特徴とする請求項２１に記載の記録媒体。23. The control function may include: when the motion phase belongs to the second half of the data acquisition period in the cycle, the signal acquisition function may include: To collect resonance signals,
22. The recording medium according to claim 21, wherein: 【請求項２４】 前記制御機能は、前記運動位相が前記
周期におけるデータ収集期間の中央部分に属するとき
は、前記信号収集機能に、ｋスペースの一端側から他端
側まで順番に磁気共鳴信号を収集させる、ことを特徴と
する請求項２１に記載の記録媒体。24. The control function, when the movement phase belongs to a central portion of a data acquisition period in the cycle, the magnetic resonance signal is sequentially sent to the signal acquisition function from one end of the k-space to the other end. 22. The recording medium according to claim 21, wherein the recording medium is collected. 【請求項２５】 前記運動位相は心拍の位相である、こ
とを特徴とする請求項２１ないし請求項２４のうちのい
ずれか１つに記載の記録媒体。25. The recording medium according to claim 21, wherein the movement phase is a phase of a heartbeat.