WO2006118110A1 - 磁気共鳴イメージング装置および方法 - Google Patents
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- G01R33/56383—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging involving motion of the sample as a whole, e.g. multistation MR or MR with continuous table motion
Definitions
- the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter abbreviated as an MRI apparatus) that obtains a tomographic image of an examination site of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon, and particularly a table (bed) on which the subject is placed.
- an MRI apparatus that obtains a tomographic image of an examination site of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon, and particularly a table (bed) on which the subject is placed.
- This relates to an MRI system that realizes moving bed imaging that captures images while moving.
- Patent Document 1 discloses a technique for imaging a wide range in a relatively short time by setting the imaging cross section to be horizontal with respect to the table moving direction and taking the reading direction as the table moving direction.
- Patent Document 1 Special Table 2004-537301
- Patent Document 1 has a force that the imaging time is shortened compared to the conventional table moving imaging, and further reduction of the imaging time is desired. At that time, it is important not to deteriorate the image.
- an object of the present invention is to provide an MRI apparatus and method capable of shortening an imaging time by minimizing image quality degradation in moving a table.
- the MRI method and apparatus of the present invention change the data acquisition condition (data read condition) in the read gradient magnetic field direction according to the phase encoding amount applied at the time of echo signal acquisition. This is intended to shorten the imaging time. That is, in the MRI method of the present invention, the moving means moves the subject so that a wide imaging range of the subject passes through the magnetostatic field space, and imaging by nuclear magnetic resonance is performed.
- the repetition step is controlled to be different from the reading condition of the echo data of at least one phase encoding and the reading condition of the echo data of at least one phase encoding. It is characterized by that.
- the MRI apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in a space where a subject is placed, a magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field in the space, and a read gradient magnetic field.
- a receiving means for receiving a nuclear magnetic resonance signal generated from the applied subject; signal processing means for performing an image reconstruction operation using the nuclear magnetic resonance signal; and placing the subject on the space
- a control means for controlling the operation of the magnetic field generating means, receiving means, signal processing means and moving means, and the control means moves the moving means to widen the subject.
- the control means includes a read condition control means for controlling the echo data read conditions so as to correspond to the phase encoding.
- the change of the data reading condition includes, for example, a change of the imaging visual field size in the reading direction and a change of the sampling time.
- the echo data readout condition in accordance with the phase encoding for example, the data acquisition frequency of any component of the measurement space data can be reduced, and the overall imaging time can be shortened. Moreover, since the imaging conditions in the readout direction are changed, there is no restriction due to the necessity of preventing aliasing. Furthermore, by performing control corresponding to phase encoding, it is possible to minimize image quality degradation.
- FIG. 1 is a diagram showing an overall outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
- This MRI machine Lays the static magnetic field generation system 2, the gradient magnetic field generation system 3, the transmission system 5, the reception system 6, the signal processing system 7, the sequencer 4, the central processing unit (CPU) 8, and the subject 1 And a table 30 for the purpose.
- the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the direction of the body axis or in the direction perpendicular to the body axis.
- the permanent magnet system, the normal conduction system, or the superconducting system A conductive magnetic field generating means is used.
- the table 30 is controlled by the table drive mechanism 31 and moves in the static magnetic field space formed by the static magnetic field generation system 2 while the subject 1 is laid down.
- the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in three directions of X, ⁇ , and Z, and a gradient magnetic field power source 10 that drives each gradient magnetic field coil.
- Gradient magnetic fields Gs, Gp, Gr in a desired direction are generated in the static magnetic field space by driving the gradient power supply 10 of each gradient coil.
- the imaging cross section (slice plane) of the subject 1 is selected, and position information (phase encoding, frequency encoding, etc.) is added to the nuclear magnetic resonance signal (echo signal) generated by the subject 1. Can be granted.
- the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8, and in order to repeatedly apply a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) and a gradient magnetic field pulse according to a predetermined noise sequence, the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3 and the reception system Control 6
- RF pulse high-frequency magnetic field pulse
- a gradient magnetic field pulse according to a predetermined noise sequence
- the transmission system 5 irradiates an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1.
- the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at the timing specified by the sequence 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and placed close to the subject 1
- the object 1 is irradiated with an RF pulse, which is an electromagnetic wave, by supplying the high frequency coil 14a.
- the receiving system 6 detects an echo signal emitted by nuclear magnetic resonance of the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and is in quadrature with the high-frequency coil 14b and the amplifier 15 on the receiving side. It consists of a detector 16 and an A / D converter 17. Irradiated from high frequency coil 14a on transmitting side The electromagnetic wave (NMR signal) of the response of the subject induced by the generated electromagnetic wave is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1, amplified by the amplifier 15, and then the command from the sequencer 4 At the timing, the signal is divided into two orthogonal signals by the quadrature detector 16, converted into digital quantities by the A / D converter 17, and sent to the signal processing system 7.
- NMR signal nuclear magnetic resonance of the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject
- the signal processing system 7 includes an external storage device such as a magnetic disk 18 and an optical disk 19 and a display made up of a CRT or the like.
- an external storage device such as a magnetic disk 18 and an optical disk 19 and a display made up of a CRT or the like.
- the CPU 8 performs signal processing. Then, processing such as image reconstruction is executed, and the resulting tomographic image of the subject 1 is displayed on the display and recorded on the magnetic disk 18 of the external storage device.
- the CPU 8 constitutes a part of the signal processing system 7 and functions as a control unit that controls the entire apparatus.
- the CPU 8 controls the imaging via the sequencer 4 and the table via the table driving mechanism 31. Control the table movement speed so that it matches the imaging speed controlled by the sequencer 4.
- the operation unit 25 is used to input various control information of the apparatus and information necessary for processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball, a mouse 23, a keyboard 24, and the like.
- the operation unit 25 is arranged close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the apparatus through the operation unit 25 while looking at the display 20.
- FIG. 2 is a diagram showing an embodiment of continuous table imaging performed by the MRI apparatus of the present invention.
- an imaging section is set horizontally with respect to the table 30 and the table 30 is attached to the subject 1.
- the image is taken while moving in the body axis direction (HF direction).
- (a) and (b) show the relationship between the moving direction of the table and the imaging section, and (c) and (d) show the data after the Fourier transform of the measured echo signal in the readout direction. It shows the arrangement.
- the imaging section is fixed with respect to the apparatus coordinates, and imaging is continuously performed while moving the table relative to the apparatus.
- the imaging sections 201-1 and 201-2 move in the direction opposite to the moving direction of the table, and finally a wide field of view data is obtained.
- the pulse sequence for imaging is not particularly limited, and a known high-speed pulse sequence can be employed.
- Figure 3 shows a 2D gradient echo pulse sequence as an example.
- RF, Gs, Gp, and Gr are RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, and frequency encoding gradient magnetic field application timing, and ADZEcho is the echo signal and its sampling time.
- an RF pulse 301 of a frequency that excites the subject's nuclear spin is applied together with a selective gradient magnetic field 302 that selects an imaging section, then a gradient magnetic field 303 in the phase encoding direction is applied, and then a readout gradient Excitation RF pulse 301 applied force while applying magnetic field 304! ]
- the echo signal 306 is measured within the sampling time 305.
- the slice direction (z direction) is a direction orthogonal to the moving direction of the table
- the phase encoding direction ( y direction) is the left-right direction of the subject
- the reading direction (X direction) is the table moving direction.
- phase encoding is determined by the product of the intensity of the phase encoding gradient magnetic field 303 and the application time, and generally only the intensity is changed.
- a readout gradient magnetic field is applied to each echo in the direction of table movement (readout direction), as shown in Fig. 2 (c).
- the data 202-1 to 202-8 obtained by Fourier transforming the echo in the readout direction is shifted in the X direction.
- the data reading condition is changed in response to changing the phase encoding code, and the imaging time is shortened.
- the data reading conditions include the strength of the reading gradient magnetic field, the sampling time, and the sampling band, and these conditions are changed so that the frequency of data measurement is reduced depending on the phase encoding amount.
- the measurement is divided into a plurality of blocks according to the applied amount (phase encoding amount) of the phase-encoding gradient magnetic field pulse to be applied, and the readout gradient is read for each block. Change the field of view in the magnetic field direction.
- FIG. 4 is a diagram showing a control procedure of the CPU (control unit) 8 according to the first embodiment.
- Figure 4a shows an overview of the procedure and Figure 4b shows the details of the procedure.
- table continuous movement imaging is first selected, and when a pulse sequence for imaging and its parameters (number of phase encoding, echo time, repetition time) are set, as shown in the figure.
- the measurement conditions are set.
- the user sets parameters for controlling the reading conditions (step 401), setting the field of view for imaging according to the phase encoding amount, setting the echo acquisition order, and the table moving speed.
- the imaging time are calculated (steps 402 and 403). The setting of the parameter will be described in detail later.
- the setting of the field of view (FOV) according to the phase encoding amount is as follows. For example, as shown in FIG. 5 (a), a plurality of (three in the figure) measurement spaces (k spaces) are set according to the phase encoding amount. Divided into blocks 501-1, 501-2, and 501-3, the image field size (FOV) 502-2 in the readout direction of block 501-2, which is the low spatial frequency region, is used in the high spatial frequency region. For certain blocks 501-1 and 501-3, the imaging field sizes 502-1 and 502-3 in the readout direction are set larger than the reference, for example, twice. Changing the visual field size in the readout direction can be realized by changing the gradient magnetic field strength in the readout direction.
- the gradient magnetic field is The range of data in the readout direction that can be acquired within the same gradient magnetic field intensity range as the intensity 304-a, that is, the visual field size 603 is expanded. Therefore, in the measurement of the blocks 501-1 and 501-3 in the high spatial frequency domain, the readout gradient magnetic field is controlled as shown in FIG.
- the field size is twice the image field size of block 501-2.
- FIG. 7 shows the relationship between the field of view size and the data acquisition order.
- the figure shows hybrid space data obtained by Fourier transforming the data in the X direction.
- the part enclosed by a square represents one piece of data, and the black circle at the center is the magnetic field center
- FIG. 7 (a) shows a case of normal table continuous moving imaging.
- the data of each phase encode is periodically measured at regular intervals. If there is no data addition, the table moving speed is set so that the table moving time in the X-direction width of the visual field range matches the measurement time for all phase encoding.
- the visual field size of the high spatial frequency component (blocks 501-1 and 501-3) is set to twice the visual field size (reference) of the low spatial frequency component (block 501-2).
- the measurement order is controlled so that the block 501-2 is measured twice while the blocks 501-1 and 501-3 are measured once.
- the moving speed of the table in this case is the time force required for the table to move the field of view in the readout direction of the block with the largest field of view size. It is set to be slower than the force that matches the time (step 403). As a result, low spatial frequency components that would cause data to be lost can be measured with high frequency.
- phase encoding Basically, the measurement order is such that the region with the smallest visual field size is set to high frequency, and the frequency decreases as the set visual field size increases. This can be set automatically in step 402 because it can be uniquely determined once the number of regions divided and the field of view size are determined.
- the measurement space area is divided into two areas, the low spatial frequency area (area 1) and the high spatial frequency area (area 2), and different field sizes are used for each.
- area 1 the low spatial frequency area
- area 2 the high spatial frequency area
- the acquisition ratio (%) of area 1 to the data size in the phase encoding direction is R (0 ⁇ R ⁇ 100), and the field size increase rate is R (1 ⁇ R).
- V is the te when the area is not divided 2
- region 1 is half the data size in the phase encoding direction (R
- the table movement speed limit may differ between the two areas.
- Step 102, Step 404 data measurement is started based on the set conditions.
- the measurement of data is based on the pulse sequence shown in FIG. 3, and the above-mentioned conditions are added to this, and the measurement of the echo signal is repeated while moving the table (step 405).
- measurement is repeated while changing the phase encoding in the phase encoding area under the same readout condition, that is, the same imaging field within the set same phase encoding area, and the phase encoding area changes.
- the reading condition is changed and the measurement is repeated (step 406).
- FIG. 8 (a) to 8 (c) are diagrams for explaining the processing for the data after the Fourier transform
- FIGS. 8 (d) to (e) are diagrams for explaining the processing for the measurement space data.
- FIG. 8 (a) shows a signal intensity profile after one-dimensional Fourier transform of a row of data acquired in the basic imaging field of view, which is slightly wider than the subject region 801-1. Data in the data range 802-1 has been obtained.
- Figure 8 (b) shows the basic field of view for (a).
- the data range 802-1 is the same force as in the case of the basic visual field size shown in (a) because the subject area 801-2 is relatively reduced because only the visual field size is changed.
- the process of aligning the matrix size is a process of enlarging the reduced data shown in (b) as shown in (c), and it is possible to use a known method such as spline interpolation or interpolation using the Sine function. it can.
- the data range 802-1 extending only from the subject region 801-2 simultaneously expands to become the data range 802-2.
- the data becomes a wider range.
- FIG. 8 (d) is a data string in the measurement space obtained by performing inverse Fourier transform on the data shown in (b), and black dots in the figure represent data points measured.
- the outside of the data range 802-1 is filled with 0 data and the data range is widened as shown in (d).
- the expanded data string similar to (c) is obtained by performing inverse Fourier transform on the data 802-2.
- Data for which processing for aligning the matrix size has been completed is placed in the data space for image reconstruction.
- step 404 The above-described data measurement (step 404) to data reconstruction (step 407) are repeated until the final position of the range to be imaged (step 104).
- step 104 After the entire range of data has been collected, for example, an image of the entire imaging object is obtained by performing a Fourier transform in the y direction on the data placed in the ky-x space (hybrid space) (steps 105 and 408).
- the image reconstruction step may be performed after data for the entire imaging range has been acquired, but image reconstruction is performed when all phase-encoded data is available for each imaging field of view. Then, the images in the respective imaging fields may be synthesized.
- the measurement frequency acquisition frequency of echo data
- the measurement frequency can be lowered to minimize image quality degradation and shorten the imaging time.
- the information for low spatial frequency necessary to obtain the shape of the subject is deteriorated compared to the image for morphological diagnosis that is generally acquired by MRI.
- the image can be displayed without increasing the image distortion when the image field FOV is increased.
- the imaging field size when acquiring the high spatial frequency component is set to twice the imaging field size when acquiring the low spatial frequency component has been described. 7
- the size of the field of view that can be changed even if the imaging field size when acquiring high spatial frequency components is set to 3 times is arbitrarily set in consideration of the image quality. It is out.
- imaging is divided into three blocks according to the phase encoding amount (measurement space is divided into two regions) and different imaging visual field sizes are set.
- the number of divisions is arbitrary.
- the imaging field size 503 can be continuously changed in accordance with the change in the phase encoding amount.
- phase encoding amount is continuously changed.
- phase encoding so that the effect of the present invention can be most exerted.
- the imaging field of view also moves in the direction opposite to the table moving direction, so the data acquisition order is restricted by the table moving speed. Therefore, in order to keep the table moving speed constant, it is necessary to change the application sequence of phase encoding described above, change the visual field size according to table movement, or add data that overlaps the readout direction. There is a case.
- FIG. 9 shows an example of changing the visual field size or adding data in accordance with the table movement.
- phase encoding step 6 is shown, and the data read conditions are sequentially changed.
- the magnetic field center position in the subject coordinates moves as indicated by the black circle in the figure while measuring the data from the phase encoding steps 1 to 6.
- the measurement of phase encoding steps 2 to 5 is repeated until the data of phase encoding step 1 is measured again.
- the table movement amount during this period is constant and the imaging field of view may be constant.
- the same phase encoding measurement interval (the interval between them) The amount that the bull moves is not constant. Therefore, to prevent the data from overlapping, it is necessary to change the imaging field of view size cyclically at each measurement repetition.
- the field of view size is fixed with respect to the phase encoding, data of the same phase encoding is obtained by overlapping as shown by the diagonal lines in the figure. In this case, the overlapped data part is added.
- the force is the same as in the first embodiment in that the imaging is divided into three blocks 1001-1, 1001-2, and 1001-3.
- the block size of blocks 1001-1 and 1 001-3 is used as the standard
- the block size of the low spatial frequency block is set to 3 times the standard. Therefore, the measurement order is set so that the measurement frequency of the low spatial frequency block is one third of the measurement frequency of the high spatial frequency blocks 1001-1 and 1001-3, as shown in the figure.
- This measurement order is different from the first embodiment in that the phase encoding is continuously changed in the same block, but the continuity is not always maintained between the blocks.
- MRA angiography
- which frequency component readout condition in the measurement space is changed that is, which frequency component is used to increase or decrease the measurement frequency is arbitrarily set according to the target imaging. be able to.
- the frequency component that sets the measurement frequency high is
- the structure to be diagnosed should be selected according to the approximate proportion of the reconstructed image. For example, when diagnosing a minute structural change, it is better to update the high-frequency components frequently. On the contrary, if it is only necessary to determine the overall structure to some extent, the low-frequency components should be updated frequently. good.
- the parameter setting screen is displayed on the display 20 for the user to set the reading conditions when controlling the reading conditions according to the phase encoding amount.
- Figures 11 (a) and (b) show examples of parameter setting screens.
- the parameter setting screen shown in FIG. 11 (a) is a parameter input unit 1101, 1106 for receiving input of parameters such as the number of divisions of the measurement space, the data ratio of each divided block, and the FOV ratio. -1 and 1106-2, and a result display unit 1102 for displaying the result of parameter setting as a measurement space.
- the user first sets the number of divisions of the measurement space using the parameter input unit 1101. As a result, the measurement space divided into the set number of divisions is displayed on the result display unit 1102. In addition, set the data ratio (1 to 100%) of the measurement space and the ratio of FOV for each area 1 to 3 in the parameter input sections 1106-1 and 110 6-2.
- the measurement space is divided into three areas (5 blocks), and the ratio of the data of area 2 and area 3 and the ratio of FOV are set with area 1 as a reference.
- the result is reflected in the measurement space of the result display unit 1102. This allows the user to visually check the setting results and re-enter as necessary.
- the shooting time is immediately calculated by reflecting the parameter setting and displayed on the shooting time display unit 1109.
- the parameter setting screen of the present invention shown in FIG. 11 (b) is a setting screen for continuously changing the FOV ratio.
- This parameter setting screen is also provided with a parameter input unit 1111, a result display unit 1102, a shooting time display unit 1109, and the like, as in FIG. 11 (a).
- the user sets the data ratio and the FOV ratio in the parameter input unit 1111 with respect to the area 1 for the area 2 in which the FOV ratio is continuously changed.
- the shape of the measurement space after setting is displayed in the result display section 1102.
- the FOV ratio for each echo signal (phase-encoded signal) and echo signal acquired in area 2 is the input data. Calculated automatically based on the ratio and FOV ratio.
- the shooting time is calculated and displayed on the shooting time display unit 1109.
- Fig. 11 it is also possible to set both methods on the same screen that shows the setting screen when changing the FOV ratio step by step and the setting screen when changing the FOV ratio separately. is there. For example, by selecting a specific numerical value or character in the parameter input section 1101 (number of area divisions) on the parameter setting screen shown in Fig. 11 (a), it is possible to select a method for continuously changing the FOV ratio.
- the parameter input unit 1106 may have the same function as the parameter input unit 1111 of (b).
- the setting screen shown in (b) may be displayed.
- the configuration of the screen for setting the meter is not limited to the above-described embodiment, and various changes and additions are possible.
- the parameter input unit shown in Fig. 11 (a) may be composed of a single parameter input unit 1106, and the area may be sequentially selected and the data ratio and FOV ratio may be set.
- an input unit may be provided to input the degree of overlap (upper limit value) when FOVs overlap in the bed movement direction.
- the shooting procedure of this embodiment is shown in FIG. Of the imaging procedure shown in FIG. 12, the procedure from Step 411 to Step 415 is the same as Step 401 to Step 405 shown in FIG. 4 (b).
- the imaging field size in the readout direction is changed according to the output amount of the phase encoding gradient magnetic field during data measurement. In this embodiment, however, the imaging field size is changed.
- the sampling time 305 is also changed. As a result, data with the same spatial resolution is acquired even if the field of view size is different.
- the pixel pitch P of data is obtained from the field size FOV and the matrix size Mat by the following equation (2).
- the pixel pitch (spatial resolution) can be kept constant by changing the sampling time AD (number of sampling points) in proportion to the visual field size FOV.
- the intensity of the readout gradient magnetic field is set low, for example, the image field size in the readout direction is set to twice that of the block 501-2 for measuring low spatial frequency components.
- the sampling times 504-1 to 504-3 are also doubled as the measurement of low spatial frequency components, and the number of sampling points is doubled.
- the pixel pitch P is equalized between the blocks 501-1 and 501-3 and the block 501-2, and therefore, in the data reconstruction step 103, only the one-dimensional Fourier transform is performed on the acquired data.
- both the imaging field size in the readout direction and the number of sampling points are changed according to the phase encoding amount, so that the imaging time can be shortened without reducing the spatial resolution.
- the repetition time of the sequence may be extended. Since the unit of the sampling time is on the order of several tens of ms, the repetition time of the sequence is long. Is negligible, and the merit of applying this embodiment is great.
- the imaging field size and sampling time are changed for each measurement block.
- the imaging field size is set to the same phase.
- the sampling time 505 is also changed continuously according to the change in the visual field size.
- the imaging field size in the readout direction is changed corresponding to the phase encoding amount, and the table position is changed according to the imaging position.
- Figure 13 shows the imaging procedure. This embodiment is different from the embodiment of FIG. 4a in that a table position changing step 110 is added.
- the table moving speed is constant so that the time for the table to move the visual field width in the reading direction coincides with the time for measuring the data of all phase encoding. Is set.
- the field of view size is changed according to the phase encoding amount at such a table moving speed, if data measurement is performed with the center of the imaging field of view coincident with the center of the magnetic field, data measurement will be continuous in time. If the phase encoding amount is not continuous, it takes time to move the table to match the center of the imaging field of view with the center of the magnetic field during the next data measurement.
- sections 701-1, 701-2, 702-1, 702-2, and 702-3 are table movement times until the next measurement.
- the section 701 is longer than the sequence execution time. For this reason, in the section 701, after the data measurement, the measurement is resumed after waiting for the table position to move.
- the next data measurement position is calculated in the table position changing step 110, and the table is postponed before starting the next data measurement.
- Force measurement The distance to which the table should be moved forward is the length of the section where phase encoding is automatically discontinuous when the field-of-view size, measurement order, and table movement speed for each block are set in measurement condition setting step 101. This length force can be determined.
- the data measurement step 102 only the visual field size in the readout direction may be changed, as in the first embodiment, and the visual field size and sampling time may be changed as in the third embodiment. May be changed together.
- the data reconstruction step 103 processing for aligning the number of data points between data having different visual field sizes is performed. Repeat from the table position change step 110 to the data reconstruction step 103 until the final position of the range to be imaged (step 104). After all the range data is collected, for example, in the ky-x space (hybrid space) An image of the entire imaging target is obtained by Fourier transforming the arranged data in the y direction (step 105).
- the image reconstruction step 105 may be performed after acquiring the data of the entire imaging range, or at the time when the data of all the phase encoding is prepared for each imaging visual field. Reconstruct the image and combine the images from each field of view.
- FIG. 14 is a diagram showing table positions (a) and (b) and data acquisition timing (c) in the case of multi-station imaging.
- the table (table) is sequentially moved to a plurality of stations A, B, and C, and the table position is fixed at each station.
- the reading direction is the table moving direction.
- data is measured with all imaging 901-1, 901-2, and 901-3, and the high spatial frequency component 501-1, 5001 is measured.
- the data is measured in the imaging field of view twice that when imaging the low spatial frequency component 501-2.
- high spatial frequency components are measured at a frequency of 1/2.
- the imaging time is shortened as the measurement frequency of high spatial frequency components decreases.
- the data reconstruction process is performed in the same manner as in the first embodiment, so that the imaging time can be shortened without reducing the spatial resolution as in the first embodiment. it can.
- each embodiment of the present invention has been described by taking the case of two-dimensional imaging as an example.
- the present invention can also be applied to three-dimensional imaging using multi-slice imaging or slice encoding. It is.
- multi-slice imaging data of other cross sections parallel to the cross section 201 is acquired while acquiring each data 202-1, 202-2, 202-3 ... of the cross section position 201 shown in FIG. It is done.
- 3D imaging the data 202-1, 202-2, 202-3,... Are the same as those in FIG.
- the present invention is not limited to the gradient echo pulse sequence shown in FIG. A sequence can be employed.
- FIG. 1 is a diagram showing an overall outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
- FIG. 4a is a flowchart showing the procedure of the first embodiment of the present invention.
- FIG. 4 b is a flowchart showing the detailed procedure of the first embodiment of the present invention.
- FIG. 6 is a diagram for explaining changes in data read conditions in the present invention.
- FIG. 7 Diagram showing the acquisition order and hybrid space layout of acquired data in table continuous moving imaging, where (a) is a constant field of view size in the readout direction, and (b) and (c) are phase encoding amounts. Shows the case where the visual field size is changed.
- FIG. 8 is a diagram for explaining data reconstruction processing in the first embodiment.
- FIG. 9 is a diagram showing a modification of the first embodiment.
- FIG. 10 is a diagram showing a measurement order in the second embodiment.
- FIG. 11 is a diagram showing an example of a parameter setting screen in the MRI apparatus of the present invention.
- FIG. 12 is a flowchart showing the procedure of the third embodiment of the present invention.
- FIG. 13 is a flowchart showing the procedure of the fourth embodiment of the present invention.
- FIG. 14 is a diagram showing another embodiment of the table moving imaging method (multi-station imaging) to which the present invention is applied and an embodiment of changing the visual field size in that case.
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Abstract
テーブル移動撮像に際し、画質劣化を最小限にして撮像時間を短縮するMRI装置および方法を提供する。被検体を載せたテーブルを移動させながら、被検体の広い範囲について撮像を行う際に、位相エンコード方向の傾斜磁場強度を変化させながら撮像を繰り返すとともに、位相エンコード量に応じてデータ読み出しの際の読み出し傾斜磁場強度を変えて読み出し方向の撮像視野サイズFOVを変更する。撮像視野が拡大した部分ではデータ取得頻度が低くなり、結果として全撮像時間が短縮する。FOVの変更とともにデータサンプリング時間を変更させてもよく、読み出し方向のマトリクスサイズを揃える処理を不要とし空間分解能を維持することができる。
Description
明 細 書
磁気共鳴イメージング装置および方法
技術分野
[0001] 本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気 共鳴イメージング装置 (以下、 MRI装置と略す)に関し、特に被検体を載せたテープ ル (ベッド)を移動しながら撮像するムービングベッド撮像を実現する MRI装置に関 する。
背景技術
[0002] MRI装置では、歪みやコントラストの低下のな 、高画質の画像を得るために、撮影 空間は、磁石が発生する静磁場空間のうち静磁場均一度の高い領域に限られる。こ のような制約下でも被検体が載置されたテーブルを撮影中に移動させることによって 、均一な静磁場空間より大きな領域、例えば全身の画像を取得する方法が提案され ている(例えば、特許文献 1)。特許文献 1には、テーブルの移動方向に対し撮像断 面を水平に設定し、読み出し方向をテーブル移動方向にとることにより広い範囲を比 較的短時間で撮像する手法が開示されている。
特許文献 1:特表 2004— 537301号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0003] 特許文献 1に記載された技術は、従来のテーブル移動撮像に比べ撮像時間が短 縮されてはいる力 さらなる撮像時間の短縮が望まれている。また、その際、画像を 劣化させな 、ことが重要である。
[0004] そこで本発明は、テーブル移動撮像に際し、画質劣化を最小限にして撮像時間を 短縮することが可能な MRI装置および方法を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0005] 上記目的を達成するため、本発明の MRI方法および装置は、エコー信号取得時 に印加する位相エンコード量に応じて読み出し傾斜磁場方向のデータ取得条件 (デ ータ読み出し条件)を変更し、撮像時間の短縮ィ匕を図るものである。
[0006] すなわち本発明の MRI方法は、移動手段により被検体の広い撮像範囲が、静磁 場空間中を通過するように、前記被検体を移動させるステップと、核磁気共鳴による 撮像を行い、 1以上の位相エンコードに対応するエコーデータを取得するステップと、 前記移動ステップと前記エコーデータ取得ステップとを繰り返すステップと、前記繰り 返しステップで取得された複数のエコーデータを用いて前記広 、撮像範囲の画像を 再構成するステップとを有する MRI方法において、前記繰り返しステップでは、少な くとも一つの位相エンコードのエコーデータの読み出し条件力 他の位相エンコード のエコーデータの読み出し条件と異なるように制御されることを特徴とする。
[0007] また本発明の MRI装置は、被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発 生手段と、前記空間に傾斜磁場と高周波磁場を発生する磁場発生手段と、読み出し 傾斜磁場が印加された前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手 段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被 検体を載置して前記空間へ移動させる移動手段と、前記磁場発生手段、受信手段、 信号処理手段および移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、前記制御手段 は、前記移動手段を移動させて前記被検体の広 、撮像範囲の画像を取得する MRI 装置において、前記制御手段は、位相エンコードに対応して、エコーデータの読み 出し条件が異なるように制御する読み出し条件制御手段を備えたことを特徴とする。
[0008] データの読み出し条件の変更は、例えば、読み出し方向の撮像視野サイズの変更 、サンプリング時間の変更を含む。
発明の効果
[0009] 位相エンコードに応じてエコーデータの読み出し条件を変化させることにより、例え ば、計測空間データのうち任意の成分についてデータ取得頻度を少なくし、全体とし ての撮像時間を短縮することができる。また読み出し方向の撮像条件を変更するの で、折り返しを防止する必要性による制限がない。さらに位相エンコードに対応した 制御を行うことにより、画質の劣化を最小限にすることができる。
発明を実施するための最良の形態
[0010] 以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図 1は、本発明が適用される MRI装置の全体概要を示す図である。この MRI装置
は、静磁場発生系 2と、傾斜磁場発生系 3と、送信系 5と、受信系 6と、信号処理系 7と 、シーケンサ 4と、中央処理装置(CPU) 8と、被検体 1を寝かせるためのテーブル 30 とを備えている。
[0011] 静磁場発生系 2は、被検体 1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する 方向に均一な静磁場を発生させるもので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電 導方式の磁場発生手段が用いられる。
テーブル 30は、テーブル駆動機構 31によって制御され、被検体 1を寝かせた状態 で静磁場発生系 2によって形成される静磁場空間内を移動させる。
[0012] 傾斜磁場発生系 3は、 X, Υ, Zの 3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル 9と、各傾斜 磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源 10とからなり、シーケンサ 4からの命令に従って それぞれの傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源 10を駆動することにより所望の方向の傾 斜磁場 Gs、 Gp、 Grを静磁場空間に発生させる。これら傾斜磁場の印加の仕方により 被検体 1の撮像断面 (スライス面)を選択するとともに、被検体 1が発生する核磁気共 鳴信号 (エコー信号)に位置情報 (位相エンコード、周波数エンコード等)を付与する ことができる。
[0013] シーケンサ 4は、 CPU8の制御で動作し、高周波磁場パルス (RFパルス)と傾斜磁 場パルスを所定のノ ルスシーケンスに従い繰り返し印加するために送信系 5、傾斜 磁場発生系 3及び受信系 6を制御する。
[0014] 送信系 5は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を 起こさせるために RFパルスを照射するもので、高周波発振器 11と変調器 12と高周波 増幅器 13と送信側の高周波コイル 14aと力もなる。高周波発振器 11から出力された高 周波パルスをシーケンス 4からの指令によるタイミングで変調器 12により振幅変調し、 この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器 13で増幅した後に被検体 1に近 接して配置された高周波コイル 14aに供給することにより、電磁波である RFパルスが 被検体 1に照射される。
[0015] 受信系 6は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンの核磁気共鳴に より放出されるエコー信号を検出するもので、受信側の高周波コイル 14bと増幅器 15 と直交位相検波器 16と A/D変換器 17とからなる。送信側の高周波コイル 14aから照射
された電磁波によって誘起される被検体の応答の電磁波 (NMR信号)が被検体 1に 近接して配置された高周波コイル 14bで検出され、増幅器 15で増幅された後、シーケ ンサ 4からの指令によるタイミングで直交位相検波器 16により直交する二系統の信号 に分割され、それぞれが A/D変換器 17でディジタル量に変換されて信号処理系 7に 送られる。
[0016] 信号処理系 7は、磁気ディスク 18、光ディスク 19等の外部記憶装置と、 CRT等から なるディスプレイとを有し、受信系 6からのデータが CPU8に入力されると、 CPU8が 信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体 1の断層画像をデ イスプレイに表示すると共に外部記憶装置の磁気ディスク 18等に記録する。
[0017] CPU8は、信号処理系 7の一部を構成すると共に、装置全体を制御する制御部とし て機能し、上述したシーケンサ 4を介した撮像の制御と、テーブル駆動機構 31を介し たテーブルの移動 '停止の制御を行 、、シーケンサ 4によって制御される撮像速度と 整合するようにテーブル移動速度を制御する。
操作部 25は、装置の各種制御情報や信号処理系 7で行う処理に必要な情報を入 力するもので、トラックボールやマウス 23、キーボード 24などを備えている。操作部 25 はディスプレイ 20に近接して配置され、操作者がディスプレイ 20を見ながら操作部 25 を通してインタラクティブに装置の各種処理を制御する。
[0018] 次にこのような構成の MRI装置で実行されるテーブル移動撮像について説明する 。図 2は、本発明の MRI装置が実行するテーブル連続移動撮像の一実施の形態を 示す図で、この実施の形態ではテーブル 30に対し水平に撮像断面を設定し、テープ ル 30を被検体 1の体軸方向(H— F方向)に移動させながら撮像を行う。図中、(a)及 び (b)はテーブルの移動方向と撮像断面との関係を示す図、(c)及び (d)は計測され たエコー信号を読み出し方向にフーリエ変換した後のデータの配置を示すものであ る。
[0019] この実施の形態では、撮像断面は装置座標に対して固定した状態で、装置に対し テーブルを移動しながら連続して撮像を行う。これにより被検体 1座標カゝら見た場合、 撮像断面 201-1、 201-2はテーブルの移動方向と逆方向に移動し、最終的に広い視 野のデータが得られる。
[0020] 撮像のためのパルスシーケンスとしては、特に限定されず、公知の高速パルスシー ケンスが採用できる。図 3に一例として 2Dグラディエントエコー系のパルスシーケンス を示す。図中 RF、 Gs、 Gp、 Grは RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜 磁場、周波数エンコード傾斜磁場の印加タイミング、 ADZEchoはエコー信号とその サンプリング時間を示す。このグラディエントエコーパルスシーケンスでは、撮像断面 を選択する選択傾斜磁場 302とともに被検体の核スピンを励起する周波数の RFパル ス 301を印加し、次いで位相エンコード方向の傾斜磁場 303を印加し、さらに読み出し 傾斜磁場 304を印加しながら、励起 RFパルス 301印力!]からエコー時間 307経過後に、 サンプリング時間 305内でエコー信号 306を計測する。図 2に示す実施の形態では、 C OR面を撮像面としているので、スライス方向(z方向)をテーブルの移動方向に直交 する方向とし、位相エンコード方向(y方向)を被検体の左右方向、読み出し方向(X 方向)をテーブルの移動方向とする。
[0021] このようなシーケンスを、位相エンコードを変化させながら所定の繰り返し時間 308 で繰り返す。位相エンコードは、位相エンコード傾斜磁場 303の強度と印加時間の積 で決まり、一般には強度のみを変化させる。テーブルを移動しない撮像の場合には、 全ての位相エンコードのデータを取得した時点で、図 3 (b)に示すように 1枚の画像 再構成に必要な k空間データ 310となるが、テーブルを移動しながら撮像するムービ ングベッド撮像の場合には、各エコー毎にテーブルの移動方向(読み出し方向)にず れて読み出し傾斜磁場が印加されることになるので、図 2 (c)に示すように、エコーを 読み出し方向にフーリエ変換したデータ 202-1〜202-8は X方向にずれたものになる 。し力しデータ 202-8を計測後、データ 202-1と同じ位相エンコード量に戻り、位相ェ ンコードを変化させながらデータ 202-9〜202-16を取得するというように、位相ェンコ ードを再帰的に変化させていくことにより、一つの位相エンコードについてデータは 連続することになり、結果として、図 2 (d)に示すように X方向に連続したデータ 203-1 〜203-8が得られる。このデータをさらに位相エンコード方向にフーリエ変換すること により広範囲の、例えば全身の再構成画像を得ることができる。
[0022] 本発明の MRI装置では、このようなテーブル移動撮像を実行するに際し、位相ェン コードを変化させるのに対応してデータの読み出し条件を変更し、撮像時間を短縮
する。データの読み出し条件には、具体的には、読み出し傾斜磁場の強度、サンプリ ング時間、サンプリング帯域が含まれ、位相エンコード量によってデータ計測頻度が 少なくなるようにこれらの条件を変更する。
[0023] 以下、このような位相エンコードに応じた読み出し条件制御の第 1の実施の形態を 説明する。
第 1の実施の形態では、テーブル連続移動撮像において、印加する位相ェンコ一 ド傾斜磁場パルスの印加量 (位相エンコード量)に応じて、計測を複数のブロック〖こ 分割し、ブロック毎に読み出し傾斜磁場方向の撮影視野の大きさを変更する。
[0024] 図 4は第 1の実施の形態による CPU (制御部) 8の制御手順を示す図である。図 4a は手順の概要を、図 4bは手順の詳細を示している。第 1の実施の形態では、まずテ 一ブル連続移動撮像が選択され、撮像のためのパルスシーケンス及びそのパラメ一 タ (位相エンコード数、エコー時間、繰り返し時間)が設定されると、図示するように、 ステップ 101で計測条件が設定される。計測条件の設定では、ユーザーにより読み出 し条件制御のためのパラメータの設定が行われ (ステップ 401)、位相エンコード量に 応じた撮像視野の設定と、エコー取得順序の設定と、テーブルの移動速度や撮像時 間の算出が実行される (ステップ 402、 403)。ノ ラメータの設定については後に詳述 する。
[0025] 位相エンコード量に応じた撮像視野 (FOV)の設定は、例えば図 5 (a)に示すように 、計測空間(k空間)を位相エンコード量に応じて複数(図では 3つ)のブロック 501-1、 501-2, 501-3に分け、低空間周波数領域であるブロック 501-2の読み出し方向の撮 像視野サイズ (FOV)502-2を基準としたとき、高空間周波数領域であるブロック 501-1 、 501-3は読み出し方向の撮像視野サイズ 502-1、 502-3を基準より大きぐ例えば 2 倍に設定する。読み出し方向の視野サイズの変更は、読み出し方向の傾斜磁場強 度を変えることにより実現できる。
[0026] 即ち、撮像視野サイズ FOVと傾斜磁場強度 Grとは次式(1)の関係があるので、
Gr=BW/( y -FOV) (1)
(BWはサンプリング帯域、 γは磁気回転比)
サンプリング帯域が一定であれば読み出し方向の傾斜磁場強度 Grは FOVと反比例
し、傾斜磁場強度 Grを例えば 2分の 1にすることにより FOVを 2倍にすることができる。 この様子を図 6に示す。図 6 (a)、(b)は図 3に示すパルスシーケンスの読み出し傾斜 磁場 304、サンプリング時間 305、エコー信号 306のみを示したものであり、(a)を基準 としたとき、(b)では読み出し傾斜磁場 Grの強度が 1/2になっている。(c)に示すよう に、被検体が存在する範囲 601を視野とするような傾斜磁場強度 304-aに対し、傾斜 磁場強度を 1/2にした時 (304-b)には、傾斜磁場強度 304-aと同じ傾斜磁場強度の範 囲で取得できる読み出し方向のデータの範囲、すなわち視野サイズ 603が広がる。従 つて、高空間周波数領域のブロック 501-1、 501-3の計測において、読み出し傾斜磁 場を図 6 (b)に示すように制御することにより、これらブロック 501-1、 501-3の撮像視野 サイズは、ブロック 501- 2の撮像視野サイズの 2倍になる。
[0027] 位相エンコード量によって読み出し方向の撮像視野サイズを変更するのに伴ない、 エコー信号の位相エンコード量によって計測の頻度が異なることになるので、エコー 信号の計測順序を設定する (ステップ 402)。図 7に視野サイズとデータ取得順序との 関係を示す。図はデータを X方向にフーリエ変換したハイブリッド空間データを示し、 図中、四角で囲った部分が一つのデータを表し、その中心の黒丸が磁場中心である
[0028] 図 7 (a)は通常のテーブル連続移動撮像の場合であり、この場合には、視野サイズ は一定であるので、各位相エンコードのデータが一定間隔で周期的に計測される。 テーブルの移動速度は、データの加算がないとすると、視野範囲の X方向幅のテー ブル移動時間が全位相エンコード分の計測時間に一致するように設定される。
[0029] これに対し、例えば、高空間周波数成分 (ブロック 501-1、 501-3)の視野サイズを低 空間周波数成分 (ブロック 501- 2)の視野サイズ (基準)の 2倍にした場合には、図 7 (b )に示すように、ブロック 501-1、 501-3を 1回計測する間に、ブロック 501-2を 2回計測 するように計測順序が制御される。この場合のテーブルの移動速度は、最も視野サイ ズが大きいブロックの読み出し方向の視野幅をテーブルが移動する時間力 高空間 周波数成分の 1回の計測と低空間周波数成分の 2回の計測に要する時間と一致す る力、それより遅くなるように設定される (ステップ 403)。これによりデータが欠落するこ となぐ低空間周波数成分を高頻度で計測することができる。また、位相エンコードの
計測順序は、基本的には設定した視野サイズが最も小さな領域を高頻度とし、設定 した視野サイズが大きくなるにつれて頻度が少なくなるようにする。これは、領域の分 割数と視野サイズが決まれば、一意に決めることができるので、ステップ 402において 自動で設定可能である。
[0030] 以下、視野サイズを変更してデータを取得する場合の最適なテーブル移動速度の 求め方を説明する。ここでは計測空間の領域を図 7 (b)に示したように、低空間周波 数領域 (領域 1)と高空間周波数領域 (領域 2)の 2つに分割し、それぞれで異なる視 野サイズを設定した場合を考える。
[0031] 通常のテーブル連続移動撮像では、シーケンスの繰り返し時間を TR、取得する位 相エンコード数を N、読み出し方向のデータ点数を Xとした場合、テーブルの移動速 度 Vは、
[数 1] v≤- x
TR x N を満足する必要がある。これに対し、位相エンコード方向のデータサイズに対する領 域 1の取得比率(%)を R (0≤R≤ 100)、視野サイズの増加率を R (1≤R )とした
N N
場合、それぞれの領域のテーブル移動速度 V
1、 Vは、領域を分割しない場合のテ 2
一ブル移動速度 Vに対して、
[数 2]
200
[0032] 例えば、領域 1を位相エンコード方向のデータサイズの半分 (R
領域 2の視野サイズを 2倍 (R = 2)に設定した場合、
[数 3]
200
V' < V:
150
200
v2≤v:
150 となる。この場合、視野サイズを変更しないときと比較して 1. 33倍に高速ィ匕できる。ま た R、 Rの設定によっては、 2つの領域でテーブル移動速度の制限が異なる場合が
N
あるが、テーブルを連続的に移動するには、 V、 Vの小さいほうの速度に設定すると
1 2
よい。
[0033] このように位相エンコード量に応じた視野サイズの設定とデータ計測順序及びテー ブル移動速度を含む計測条件の設定を行ったならば、設定された条件に基きデータ の計測を開始する(図 4 :ステップ 102、ステップ 404)。データの計測は、例えば、図 3 に示すパルスシーケンスを基本として、これに上述した条件を付カ卩して、テーブルを 移動しながらエコー信号の計測を繰り返す (ステップ 405)。本実施の形態では、設定 された同一位相エンコード領域内では同一の読み出し条件、すなわち同一の撮像視 野で当該位相エンコード領域内の位相エンコードを変更しながら計測を繰り返し、位 相エンコード領域が変わると読み出し条件を変更し、計測を繰り返す (ステップ 406)。
[0034] 被検体の測定対象となる全ての撮像領域の計測が終了したならば、或いは画像再 構成するのに必要なェコ一信号が揃つたならば、取得したェコ一信号を用 、て画像 を再構成する (ステップ 408)。ただし、この場合、位相エンコード量によって視野サイ ズが異なるので、まずマトリックスサイズを揃えるための処理を行う(ステップ 103、 407)
[0035] 以下、マトリックスサイズを揃えるための処理について図 8を参照して説明する。この 処理は、データの空間分解能を同一にする処理であり、フーリエ変換前の計測空間 データに対して行うことも、フーリエ変換後のデータに対して行うことも可能である。図 8 (a)〜(c)は、フーリエ変換後のデータに対する処理を、 (d)〜(e)は、計測空間デ ータに対する処理を説明する図である。
[0036] 図 8 (a)は、基本となる撮像視野で取得したデータの一列を一次元フーリエ変換し た後の信号強度プロファイルとして示したものであり、被検体領域 801-1より若干広 ヽ データ範囲 802-1のデータが得られている。図 8 (b)は、(a)に対し撮像視野を基本の
2倍にした場合であり、視野サイズだけを変更したのでデータ範囲 802-1は(a)に示す 基本視野サイズの場合と同じである力 相対的に被検体領域 801-2が縮小して 、る。 マトリックスサイズを揃える処理は、この(b)に示す縮小したデータを (c)に示すように 拡大する処理であり、スプライン補間や Sine関数を用いた補間等、公知の手法を利 用することができる。このように拡大すると、被検体領域 801-2だけでなぐデータ範囲 802-1も同時に広がりデータ範囲 802-2となる。これにより被検体領域が X方向に繋が つている場合には、より広い範囲のデータとなる。
[0037] 図 8 (d)は、(b)に示すデータを逆フーリエ変換した計測空間のデータ列であり、図 中黒丸が測定したデータ点を表す。このような計測空間データの補間は、データ範 囲 802-1の外側を 0データで埋め、(d)で示すようにデータ範囲を広くすればよい。そ の後、データ 802-2を逆フーリエ変換することにより(c)と同様の拡大後のデータ列を 得る。
マトリックスサイズを揃える処理が終了したデータは、画像再構成のためにデータ空 間に配置される。
[0038] 上述したデータ計測 (ステップ 404)からデータ再構築 (ステップ 407)までを撮像対 象である範囲の最終位置まで繰り返す (ステップ 104)。最終的に全範囲のデータが 収集された後、例えば、 ky-x空間(ハイブリッド空間)に配置されたデータを y方向に フーリエ変換することにより撮像対象全体の画像を得る (ステップ 105、 408)。なお画 像の再構成ステップは、図 4に示したように、撮像全範囲のデータを取得した後に行 つても良いが、撮像視野ごとに全位相エンコードのデータが揃った時点で画像再構 成し、各撮像視野の画像を合成するようにしてもよい。
[0039] 以上、説明したように本実施の形態によれば、位相エンコード量に応じて撮像を数 ブロック〖こ分け、それぞれ異なる読み出し方向の撮像視野サイズで撮像することによ り、低空間周波数成分では計測頻度 (エコーデータの取得頻度)を高ぐ高空間周波 数成分では計測頻度を低くして、画質の劣化を最小限にして撮像時間を短縮するこ とがでさる。
このように撮影することで、 MRIで一般的に取得する形態診断用の画像にぉ ヽて、 被検体の形状を得るのに必要な低空間周波数の情報を劣化 (空間分解能低下や撮
像視野 FOVを大きくした場合の画像歪みの増加等)させること無く画像ィ匕できる。
[0040] なお上記実施の形態では、高空間周波数成分を取得する際の撮像視野サイズを、 低空間周波数成分を取得する際の撮像視野サイズの 2倍にした場合を説明したが、 例えば、図 7 (c)に示すように、高空間周波数成分を取得する際の撮像視野サイズを 3倍に設定してもよぐ変更するサイズの大きさは、画質を考慮して任意に設定するこ とがでさる。
[0041] また上記実施の形態では、位相エンコード量に応じて撮像を 3つのブロックに分け て (計測空間を 2つの領域に分割して)、それぞれ異なる撮像視野サイズを設定した 場合を説明したが、分割数は任意である。また図 5 (b)に示すように、位相エンコード 量の変化に応じて撮像視野サイズ 503を連続的に変更することも可能である。
[0042] さらに上記実施の形態では、位相エンコード量を連続的に変化させる場合を説明し たが、本発明の適用において位相エンコードの印加順序に制限はなぐ本発明の効 果が最も発揮できるように、任意の順序やステップ的に変更することが可能である。
[0043] テーブル連続移動撮像にお!ヽては、テーブルの移動方向と逆方向に撮像視野も 移動するので、データの取得順序はテーブルの移動速度の制約を受ける。したがつ てテーブルの移動速度を一定にする場合には、上述した位相エンコードの印加順序 の変更や、テーブル移動に合わせた視野サイズの変更或いは読み出し方向に重な るデータの加算処理が必要となる場合がある。
[0044] 以下、第 1の実施の形態の変更例として、テーブル移動に合わせた視野サイズの 変更或いはデータ加算を行なう例を図 9に示す。図 9では、簡単のために位相ェンコ 一ドステップ 6とし、データ読み出し条件を順次変更した場合を示している。図示する ように、テーブルの移動速度を一定にした場合、位相エンコードステップ 1〜6までの データを計測する間に、被検体座標における磁場中心位置は図中黒丸で示したよう に移動する。位相エンコードステップ 6のデータを計測した後、再度、位相エンコード ステップ 1のデータを計測するまでに、位相エンコードステップ 2〜5の計測が繰り返 される。ここで両端の位相エンコードステップ 1、 6では同じ間隔で計測が繰り返される ため、この間のテーブル移動量は一定であり、撮像視野も一定でよい。しかし、位相 エンコードステップ 2〜5では同一位相エンコードの計測を行なう間隔(その間にテー
ブルが移動する量)は一定にはならない。したがってデータが重ならないようにする には、撮像視野サイズを計測の繰り返し毎にサイクリックに変更する必要がある。一 方、位相エンコードに対し視野サイズを固定した場合には、図中、斜線で示したよう に同一位相エンコードのデータがオーバーラップして取得される。この場合には、ォ 一バーラップしたデータ部分を加算処理する。
このような変更を加えることにより、上記実施の形態と同様に画質の劣化を最小限 にして撮像時間を短縮すると ヽぅ効果が得られる。
[0045] 次に、本発明における読み出し条件制御の第 2の実施の形態として、低空間周波 数成分では計測頻度を低ぐ高空間周波数成分では計測頻度を高くする場合の実 施の形態を、図 10を参照して説明する。
[0046] 本実施の形態でも、撮像を 3つのブロック 1001- 1、 1001-2、 1001-3の 3つに分割す る点は第 1の実施の形態と同じである力 ここでは高空間周波数のブロック 1001-1、 1 001-3の視野サイズを基準としたとき、低空間周波数のブロックの視野サイズを基準 の 3倍に設定している。従って計測順序は、図示するように、低空間周波数のブロッ クの計測頻度は、高空間周波数のブロック 1001-1、 1001-3の計測頻度の 3分の 1とな るように設定される。この計測順序は、同一ブロック内では位相エンコードが連続的 に変更されるが、ブロックとブロックとの間は必ずしも連続性が保たれない点も、第 1の 実施の形態とは異なって 、る。
[0047] 本実施の形態においても低空間周波数領域の視野サイズを大きく設定したことによ り、第 1の実施の形態と同様に撮像時間を短縮できる。具体的には、例えば高空間周 波数のブロックの割合がデータの 50%、計測頻度が 3分の 1である場合、テーブル速 度が一定であれば 1. 33倍の速度向上(75%の時間短縮効果)が得られ、テーブル 速度を可変にすれば約 66% (= (50+50/3) ÷ 100)の時間短縮効果が得られる。 本実施の形態は、高空間周波数領域の更新頻度が高いので、例えばアンギオダラ フィ (MRA)のように血管構造などを対象とする撮像に効果がある。
[0048] このように本発明においては、計測空間のどの周波数成分の読み出し条件を変更 するか、すなわちどの周波数成分で計測頻度を高く或いは低くするかは目的とする 撮像に応じて任意に設定することができる。計測頻度を高く設定する周波数成分は、
診断対象とする構造が再構成画像の中に占める大まかな割合に応じて選択すると良 い。例えば、微細な構造の変化を診断する場合は、高周波数成分を高頻度で更新 するのが良ぐ逆に全体の構造をある程度判断できれば良い場合は、低周波数成分 を高頻度で更新するのが良い。
[0049] 次に上記実施の形態を実行するためのパラメータ設定画面の実施の形態を説明 する。パラメータ設定画面は、位相エンコード量に応じた読み出し条件を制御するに 際し、ユーザーが読み出し条件を設定するためにディスプレイ 20に表示される。図 1 1 (a)、 (b)にそれぞれパラメータ設定画面の一例を示す。
[0050] 図 11 (a)に示すパラメータ設定画面は、計測空間の領域分割数や分割された各ブ ロックのデータ比率および FOV比率などパラメータの入力を受け付けるためのパラメ ータ入力部 1101、 1106-1、 1106-2や、パラメータ設定の結果を計測空間として表示 する結果表示部 1102などが設けられている。ユーザーは、まずパラメータ入力部 110 1で計測空間の分割数を設定する。これにより、結果表示部 1102には設定された分 割数に領域分けされた計測空間が表示される。さらにパラメータ入力部 1106-1、 110 6-2 · · ·で、各領域 1〜3の、計測空間のデータ比率(1〜100%)と FOVの比率を設 定する。図示する例では、計測空間は 3つの領域(5つブロック)に分割されており、 領域 1を基準として、領域 2及び領域 3のデータ比率と FOVの比率を設定するように なっている。これらパラメータが入力されると、その結果は、結果表示部 1102の計測 空間上に反映される。これによりユーザーは設定結果を目視で確認でき、必要に応 じて、再入力することができる。また好適には、パラメータ設定を反映して撮影時間が 即座に計算されて撮影時間表示部 1109に表示されると良い。
[0051] 図 11 (b)に示す本発明のパラメータ設定画面は、 FOV比率を連続的に変更する 場合の設定画面である。このパラメータ設定画面も、パラメータ入力部 1111、結果表 示部 1102、撮影時間表示部 1109などが設けられていることは、図 11 (a)の場合と同 様である。ユーザーは、パラメータ入力部 1111で、 FOV比率を連続的に変更する領 域 2について、領域 1を基準として、データ比率と FOV比率を設定する。設定後の計 測空間の形状は、結果表示部 1102に表示される。この場合、領域 2の取得するェコ 一信号 (各位相エンコードの信号)とエコー信号毎の FOV比率は、入力したデータ
比率と FOV比率を基にして、自動で算出される。同時に撮影時間も算出され、撮影 時間表示部 1109に表示される。
[0052] 図 11では、 FOV比率を段階的に変更する場合の設定画面と、連続的に変更する 場合の設定画面を別個に示した力 同一の画面で両方の方式を設定することも可能 である。例えば、図 11 (a)に示すパラメータ設定画面のパラメータ入力部 1101 (領域 分割数)で特定の数値或いは文字を選択することにより、 FOV比率を連続的に変更 する方式を選択可能にし、この方式が選択された場合には、パラメータ入力部 1106 に、(b)のパラメータ入力部 1111と同等の機能を持たせればよい。或いは連続的に 変更する方式が選択された場合は、 (b)に示す設定画面が表示されるようにしてもよ い。
[0053] ノ メータを設定するための画面の構成は、上述した実施の形態に限定されず、種 々の変更や追カ卩が可能である。例えば図 11 (a)のパラメータ入力部を単一のパラメ ータ入力部 1106で構成し、そこで領域を順次選択し、それぞれデータ比率と FOVの 比率を設定するなどの方式に変更してもよ 、。また FOVをベッド移動方向に重複す る場合のオーバーラップ度 (上限値)などを入力するための入力部などを設けてもよ い。
[0054] 次に本発明による読み出し条件制御の第 3の実施の形態を説明する。
本実施の形態の撮影手順を図 12に示す。図 12に示す撮影手順のうち、ステップ 4 11〜ステップ 415までの手順は図 4 (b)に示したステップ 401〜ステップ 405と同様であ る。上述した第 1および第 2の実施の形態では、データ計測時に位相エンコード傾斜 磁場の出力量に応じて読み出し方向の撮像視野サイズを変更したが、本実施の形 態では撮像視野サイズの変更に併せてサンプリング時間 305も変更する。これにより 視野サイズが異なっても空間分解能が同じデータを取得する。
[0055] 一般にデータの画素ピッチ Pは、視野サイズ FOVとマトリクスサイズ Matから次式(2 )で求まる。
P = FOV÷Mat (2)
[0056] 一方、サンプリング時間 ADとマトリクスサイズは、式(3)に示すように、サンプリング帯 域 BWが一定であれば比例する関係にある。
AD = Mat÷BW (3)
従って視野サイズ FOVに比例してサンプリング時間 AD (サンプリング点数)を変更す ることにより、画素ピッチ (空間分解能)を一定に保つことができる。
[0057] 計測空間を 3つのブロックに分割した場合を例にとると、データ計測ステップ 415に おいて、図 5 (a)に示したように、位相エンコード量の高いデータを計測するブロック 5 01-1、 501-3では、読み出し傾斜磁場強度を低く設定し、例えば、読み出し方向の撮 像視野サイズを低空間周波数成分を計測するブロック 501-2の 2倍にして計測する。 この際、サンプリング時間 504-1〜504-3も図 5 (c)に示すように低空間周波数成分の 計測の 2倍にしてサンプリング点数を 2倍にする。これによりブロック 501-1、 501-3とブ ロック 501-2とで、画素ピッチ Pが揃うことになるので、データ再構築ステップ 103では、 取得したデータを 1次元フーリエ変換するのみでよ 、。
[0058] このように本実施の形態によれば、位相エンコード量に応じて読み出し方向の撮像 視野サイズとサンプリング点数を共に変更するので、空間分解能を低下させることな く撮像時間を短縮できる。なおサンプリング点数を増やした場合、シーケンスの繰り 返し時間が延長される場合がある力 サンプリング時間の単位は数十 msのオーダー であるのでシーケンスの繰り返し時間が長 、場合には、サンプリング時間延長の影響 は無視できる程度であり、本実施の形態を適用するメリットが大きい。
[0059] また以上の説明では、撮像視野サイズ及びサンプリング時間を計測ブロック毎に変 更する場合を示したが、図 5 (b)、(d)に示すように、撮像視野サイズを位相ェンコ一 ド量の変化に合わせて連続的に変更する場合には、サンプリング時間 505も視野サイ ズの変更に合わせて連続的に変更する。さらに本実施の形態においても、同一位相 エンコード量の計測にぉ 、て計測毎に視野サイズを変更したり、データが一部ォー バーラップするように視野サイズを設定するなどの変更が可能である。さらに第 2の実 施の形態と同様に、計測空間の低空間周波数領域で視野サイズを大きぐ高空間周 波数領域で視野サイズを小さくするように読み出し条件を制御することも可能である。
[0060] 次に本発明の第 4の実施の形態を説明する。
本実施の形態では、位相エンコード量に対応して読み出し方向の撮像視野サイズ を変更するとともに、撮像位置に応じてテーブル位置を変更する。本実施の形態の
撮像手順を図 13に示す。本実施の形態が、図 4aの実施の形態と異なる点は、テー ブル位置変更ステップ 110が追加されていることである。
[0061] 読み出し方向の視野サイズが一定の場合には、テーブル移動速度は、テーブルが 読み出し方向の視野幅を移動する時間が全位相エンコードのデータを計測する時 間と一致するように、一定に設定される。このようなテーブル移動速度で位相ェンコ ード量に応じて視野サイズを変更した場合に、撮像視野の中心を磁場中心に一致さ せてデータ計測を行なうとすると、時間的に連続するデータ計測にお!、て位相ェンコ ード量が連続しないところでは次のデータ計測時に撮像視野の中心を磁場中心に一 致させるためにテーブルを移動させる時間が必要となる。また撮像時間の短縮に対 応してテーブル移動速度を速くした場合には、撮像が間に合わずデータが欠落する 可能性がある。例えば、図 7 (c)に示したデータ計測では、区間 701-1、 701-2、 702-1 、 702-2、 702-3が次の計測までのテーブル移動時間である。この例では、区間 701が シーケンス実行時間よりも長い場合を示している。このため、区間 701ではデータ計 測後、テーブル位置が移動するのを待って計測を再開することになる。
[0062] 本実施の形態では、このような待ち時間による撮像時間の延長を防ぐために、テー ブル位置変更ステップ 110において次のデータ計測位置を算出し、次のデータ計測 開始前にテーブルを先送りして力 計測を行なう。テーブルを先送りすべき距離は、 計測条件の設定ステップ 101で、ブロック毎の視野サイズと計測順序及びテーブル移 動速度が設定されると、自動的に位相エンコードが不連続となる区間の長さが決まる ので、この長さ力ら求めることができる。
[0063] データ計測ステップ 102では、第 1の実施の形態と同様に、読み出し方向の視野サ ィズのみを変更してもよいし、第 3の実施の形態と同様に、視野サイズとサンプリング 時間を共に変更してもよい。読み出し方向の視野サイズのみを変更した場合には、 データ再構築ステップ 103では、視野サイズの異なるデータ間でデータ点数を揃える ための処理を行なう。テーブル位置変更ステップ 110からデータ再構築ステップ 103ま でを撮像対象である範囲の最終位置まで繰り返し (ステップ 104)、全範囲のデータが 収集された後、例えば、 ky-x空間(ハイブリッド空間)に配置されたデータを y方向に フーリエ変換することにより撮像対象全体の画像を得る (ステップ 105)。本実施の形
態においても、画像の再構成ステップ 105は、図 13に示したように、撮像全範囲のデ ータを取得した後に行っても良いし、撮像視野ごとに全位相エンコードのデータが揃 つた時点で画像再構成し、各撮像視野の画像を合成するようにしてもょ 、。
[0064] 本実施の形態によれば、テーブル移動のために計測を中断することなく連続して撮 像を行なえるので、最小時間で広視野撮像を行なうことができる。
[0065] 次に第 5の実施の形態を説明する。本実施の形態は、テーブルを複数のステーショ ン (撮像ブロック)間で移動させて各ステーション毎に撮像を行う手法 (マルチステー シヨン撮像)に本発明を適用したものである。図 14はマルチステーション撮像の場合 のテーブル位置 (a)、 (b)及びデータ取得タイミング (c)を示す図である。
[0066] マルチステーション撮像では、図 14 (a)、 (b)に示すように、テーブル (テーブル)を 複数のステーション A、 B、 Cに順次移動し、各ステーションではテーブル位置を固定 した状態で撮像 901-1、 901-2、 901-3を行なう。読み出し方向は、テーブル移動方向 とする。この際、位相エンコード量の小さい低空間周波数成分 501-2については、全 ての撮像 901-1、 901-2、 901-3でデータの計測を行い、高空間周波数成分 501-1、 5 01-3については、例えば (c)に示すように、低空間周波数成分 501-2を撮像する場合 の 2倍の撮像視野でデータの計測を行なう。即ち、高空間周波数成分については、 1 /2の頻度で計測を行なう。これにより高空間周波数成分の計測頻度の減少に応じて 撮像時間が短縮される。
[0067] この場合には、第 1の実施の形態と同様にデータの再構築処理することで、第 1の 実施の形態と同様に空間分解能を低下させることなく撮像時間の短縮を図ることがで きる。
[0068] 以上、本発明の各実施の形態を、 2次元撮像の場合を例にして説明したが、本発 明はマルチスライス撮像やスライスエンコードを用いた 3次元撮像に適用することも可 能である。マルチスライス撮像の場合には、図 2に示す断面位置 201の各データ 202- 1、 202-2、 202-3 · · ·を取得する間に、断面 201と平行な他の断面のデータが取得さ れる。また 3次元撮像の場合は各データ 202-1、 202-2、 202-3 · · ·がスライスェンコ一 ド方向の情報を持つデータとなるほかは図 2と同様である。さらに本発明においては 、図 3に示すグラディエントエコー系のパルスシーケンスに限定されず種々のパルス
シーケンスを採用することができる。
図面の簡単な説明
[0069] [図 1]本発明が適用される MRI装置の全体概要を示す図
[図 2]ムービングベッド撮像とそれによる取得データを説明する図
[図 3]ムービングベッド撮像で採用されるパルスシーケンスの一例を示す図
[図 4a]本発明の第 1の実施の形態の手順を示すフロー図
[図 4b]本発明の第 1の実施の形態の詳細な手順を示すフロー図
[図 5]位相エンコード量に対応した視野サイズおよびサンプリング時間の変更の例を 示す図
[図 6]本発明におけるデータ読み出し条件の変更を説明する図
[図 7]テーブル連続移動撮像における取得データの取得順序とハイブリッド空間配置 を示す図で、(a)は読み出し方向の撮像視野サイズが一定の場合、(b)及び (c)は位 相エンコード量によって視野サイズが変更された場合を示す。
[図 8]第 1の実施の形態におけるデータ再構築処理を説明する図。
[図 9]第 1の実施の形態の変更例を示す図。
[図 10]第 2の実施の形態における計測順序を示す図。
[図 11]本発明の MRI装置におけるパラメータ設定画面の例を示す図。
[図 12]本発明の第 3の実施の形態の手順を示すフロー図
[図 13]本発明の第 4の実施の形態の手順を示すフロー図。
[図 14]本発明が適用される別のテーブル移動撮像方法 (マルチステーション撮像)と 、その場合の視野サイズの変更の実施の形態を示す図。
符号の説明
[0070] 1 · · '被検体、 2· · '静磁場発生系、 3 · · '傾斜磁場発生系、 4· · 'シーケンサ、 5 · · '送 信系、 6 · · ·受信系、 7· · ·信号処理系、 8 · · -CPU, 30· "テーブル、 31 · "テープ ル駆動機構。
Claims
[1] 移動手段により被検体の広い撮像範囲が、静磁場空間中を通過するように、前記 被検体を移動させるステップと、
核磁気共鳴による撮像を行い、 1以上の位相エンコードに対応するエコーデータを 取得するステップと、
前記移動ステップと前記エコーデータ取得ステップとを繰り返すステップと、 前記繰り返しステップで取得された複数のエコーデータを用いて前記広 、撮像範 囲の画像を再構成するステップと、
を有する磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、少なくとも一つの位相エンコードのエコーデータの読み 出し条件力 他の位相エンコードのエコーデータの読み出し条件と異なるように制御 されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[2] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、前記読み出し条件として、読み出し方向の撮像視野サ ィズが異なるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[3] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、前記読み出し条件として、読み出し方向のサンプリング 時間が異なるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[4] 請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対応す るエコーデータの取得のための撮像視野サイズ力 低空間周波数領域の位相ェンコ ードに対応するエコーデータの取得のための撮像視野サイズよりも大きくされることを 特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[5] 請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対応す るエコーデータの取得のための撮像視野サイズ力 低空間周波数領域の位相ェンコ ードに対応するエコーデータの取得のための撮像視野サイズよりも小さくされることを 特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[6] 請求項 4に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対応す るエコーデータの取得頻度力 S、低空間周波数領域の位相エンコードに対応するェコ 一データの取得頻度よりも少なくされることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[7] 請求項 5に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対応す るエコーデータの取得頻度力 S、低空間周波数領域の位相エンコードに対応するェコ 一データの取得頻度よりも多くされることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[8] 請求項 4乃至 7の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、 位相エンコードに対応した読み出し条件の変更は、再構成画像における検査対象 構造の画像全体に対する割合に応じて設定されることを特徴とする磁気共鳴ィメー ジング方法。
[9] 請求項 4乃至 8の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、 前記繰り返しステップでは、撮像視野サイズの大小に対応して、サンプリング時間 がそれぞれ長短されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[10] 請求項 9記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記繰り返しステップでは、前記読み出し条件の異なるエコーデータ間で、読み出 し方向の空間分解能が略同一になるようにサンプリング時間が制御されることを特徴 とする磁気共鳴イメージング方法。
[11] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記繰り返しステップでは、同一位相エンコードのエコーデータの読み出し条件が 周期的に変化するように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[12] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記画像再構成ステップでは、前記読み出し条件が異なるエコーデータ間で、読 み出し方向のマトリクスサイズが同一にされることを特徴とする磁気共鳴イメージング 方法。
[13] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記移動ステップでは、前記読み出し条件の変更に対応して、前記移動手段の移
動速度が位相エンコード毎の撮像視野の中心が磁場中心と略一致するように制御さ れることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[14] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
前記移動ステップの前に、前記読み出し条件を設定するステップを有することを特 徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[15] 被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜 磁場と高周波磁場を発生する磁場発生手段と、読み出し傾斜磁場が印加された前 記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信 号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体を載置して前記空 間へ移動させる移動手段と、前記磁場発生手段、受信手段、信号処理手段および 移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、
前記制御手段は、前記移動手段を移動させて前記被検体の広!ヽ撮像範囲の画像 を取得する磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、
前記制御手段は、位相エンコードに対応して、エコーデータの読み出し条件が異 なるように制御する読み出し条件制御手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴ィメー ジング装置。
[16] 請求項 15記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記読み出し条件制御手段は、前記読み出し条件として、少なくとも読み出し方向 の撮像視野サイズが異なるように、前記読み出し傾斜磁場の印加を制御することを特 徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[17] 請求項 16に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記読み出し条件制御手段は、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対 応するエコーデータの取得のための撮像視野サイズを、低空間周波数領域の位相 エンコードに対応するエコーデータの取得のための撮像視野サイズよりも大きくする ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[18] 請求項 17に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記読み出し条件制御手段は、 k空間の高空間周波数領域の位相エンコードに対 応するエコーデータの取得頻度を、低空間周波数領域の位相エンコードに対応する
エコーデータの取得頻度よりも少なくすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
[19] 請求項 15記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記移動手段により被検体を連続的に移動させながら、移動方 向を前記読み出し傾斜磁場の印加方向として前記被検体の広!ヽ撮像範囲の画像を 取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[20] 請求項 15記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、
前記制御手段は、前記移動手段による被検体の撮像領域の移動と、前記被検体を 停止させて、移動方向を読み出し傾斜磁場の印加方向として前記移動された撮像領 域の画像を取得する撮像とを繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[21] 請求項 15記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記読み出し条件を設定する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。
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Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009153598A (ja) * | 2007-12-25 | 2009-07-16 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2010110510A (ja) * | 2008-11-07 | 2010-05-20 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
CN101843486A (zh) * | 2009-03-25 | 2010-09-29 | 西门子公司 | 利用卧榻连续移动的磁共振投影血管造影 |
US20100260403A1 (en) * | 2007-12-25 | 2010-10-14 | Masahiro Takizawa | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US9797973B2 (en) | 2008-07-04 | 2017-10-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MR imaging with extended field of view |
Families Citing this family (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4610611B2 (ja) * | 2005-04-28 | 2011-01-12 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置 |
WO2006132104A1 (ja) * | 2005-06-09 | 2006-12-14 | Hitachi Medical Corporation | 磁気共鳴イメージング方法および装置 |
WO2009151041A1 (ja) * | 2008-06-09 | 2009-12-17 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および撮影パラメータ設定支援方法 |
DE102009014054B4 (de) * | 2009-03-19 | 2011-06-09 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines Ablaufs einer MR-Messung bei einer Magnetresonanzanlage |
JP5598956B2 (ja) * | 2010-03-09 | 2014-10-01 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Pet/mri装置 |
JP5944650B2 (ja) * | 2011-11-11 | 2016-07-05 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
US10338261B2 (en) | 2015-09-16 | 2019-07-02 | Raytheon Company | Measurement of magnetic field gradients |
US10378900B2 (en) * | 2015-09-16 | 2019-08-13 | Raytheon Company | Magnetic field gradient navigation aid |
US10908240B2 (en) * | 2018-06-22 | 2021-02-02 | Weinberg Medical Physics, Inc. | Method for acquiring an image and manipulating objects with magnetic gradients produced by one or more electropermanent magnet arrays |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3276669B2 (ja) * | 1992-05-29 | 2002-04-22 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP3247476B2 (ja) * | 1993-03-03 | 2002-01-15 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP4122452B2 (ja) * | 2001-10-15 | 2008-07-23 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮像装置 |
US7123008B1 (en) * | 2002-04-19 | 2006-10-17 | Fonar Corporation | Positional magnetic resonance imaging |
US6806709B2 (en) * | 2002-12-11 | 2004-10-19 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Flow imaging using balanced phase contrast steady state free precession magnetic resonance imaging |
US7514927B2 (en) * | 2005-02-03 | 2009-04-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MR multi-slice steady state free precession imaging |
-
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Non-Patent Citations (4)
Title |
---|
BRITTAIN J.H. ET AL.: "Whole-Body Imaging with a Continuously Moving Patient Table", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 10, May 2002 (2002-05-01), pages 2336, XP002279012 * |
HU H.H. ET AL.: "Application of Variable FOV to Continuously Moving Table MRI", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 11, May 2003 (2003-05-01), pages 1073, XP002350947 * |
KRUGER D.G. ET AL.: "A dual-velocity acquisition method for continuously-moving-table contrast-enhanced MRA", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 12, May 2004 (2004-05-01), pages 233, XP002382825 * |
MADHURANTHAKAM A.J. ET AL.: "Time-Resolved Contrast Enhanced MRA for Extended FOV Moving Table Imaging", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 11, May 2003 (2003-05-01), pages 256, XP002290065 * |
Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009153598A (ja) * | 2007-12-25 | 2009-07-16 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
US20100260403A1 (en) * | 2007-12-25 | 2010-10-14 | Masahiro Takizawa | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US9081075B2 (en) * | 2007-12-25 | 2015-07-14 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US9797973B2 (en) | 2008-07-04 | 2017-10-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MR imaging with extended field of view |
JP2010110510A (ja) * | 2008-11-07 | 2010-05-20 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
CN101843486A (zh) * | 2009-03-25 | 2010-09-29 | 西门子公司 | 利用卧榻连续移动的磁共振投影血管造影 |
CN101843486B (zh) * | 2009-03-25 | 2014-09-03 | 西门子公司 | 利用卧榻连续移动的磁共振投影血管造影 |
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