JPH0938062A

JPH0938062A - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH0938062A
Application number: JP7210249A
Authority: JP
Inventors: Shigeru Watabe; 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-07-27
Filing date: 1995-07-27
Publication date: 1997-02-10
Anticipated expiration: 2015-07-27
Also published as: JP3516421B2; US5798642A

Abstract

(57)【要約】【目的】被検体内の運動組織や運動臓器の動きを高時間
分解能の一連の画像により観察できるようにする。【構成】被検体のスライス位置からの信号計測を、Ｙ方
向へ位相エンコードするシーケンスと、Ｘ方向へ位相エ
ンコードするシーケンスとで行う。各シーケンスはとも
に、低エンコード領域の所定数のステップについて行う
ものとし、それらのシーケンスをブロック単位で、交互
に又は巡回的に行う。そして、各シーケンスでのエコー
信号の計測は非対称計測を行う。また、各シーケンスの
ブロック完了毎に画像再構成を行う。【効果】画像は少ないプロジェクションのデータ計測毎
に得られるとともに、非対称計測とも相まって、一連の
画像の時間分解能が高められ、生体の動態計測が可能な
画像が得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ装置（以下、ＭＲＩ装置と記す。）に係り、特に１枚
の画像形成に要する時間の短縮と高Ｓ／Ｎが確保できる
イメージング法と、このイメージング法を応用して、時
間分解能と空間分解が高くかつ高Ｓ／Ｎの動態計測が可
能なイメージング法を実施できるＭＲＩ装置に関するも
のである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は核磁気共鳴現象を利用して
被検体内を画像化するもので、被検体の断面画像が得ら
れる他に、被検体内の血管の映像も鮮明に得られるよう
になったことに加え、各種の高速計測法が開発されたこ
とも相まって、医療用画像診断機器としての有用性が認
知されている。

【０００３】ＭＲＩ装置が今日のような普及をもたらす
礎は、二次元フーリエ変換イメージング法が案出された
ことにある。二次元フーリエ変換イメージング法の最も
代表的なものは、スピンエコー法と称されているもので
ある。このスピンエコー法は、被検体の検査断面部位の
核スピンを９０°−１８０°のＲＦパルスで励起・反転
するとともに、励起された核スピンへ位相情報と周波数
情報を与えて、ＮＭＲ信号を計測し、この一連の操作を
位相情報の付与を変えつつ複数回実行することにより１
枚の画像を得る。典型的には、パルスシーケンスを２５
６回実行して１枚の画像を得るが、これに要する時間は
約４分程度必要であった。画像診断では、１枚の画像の
みでの診断は希で、通常は複数の画像が同一被検体に対
して撮像されるため、パルスシーケンスの高速化が診断
能率の向上に対して必須の課題となり、各種の高速化手
法が提案された。

【０００４】即ち、上記スピンエコー法の計測時間を１
／１６〜１／６４に短縮できる高速スピンエコー法（特
開昭61−62851 号公報参照）、前記高速スピンエコー法
へグラジェントエコー法を組み合わせ、高速スピンエコ
ー法の１／３程度の計測時間を達成する方法（同じく、
特開昭61−62851 号公報参照）、更には、１回の励起と
傾斜磁場の反転とのみにより数十ミリ秒乃至数百ミリ秒
で１画像分のデータ計測を完了できるエコープラナ法
（Echo Planar Imaging 法：以下ＥＰＩ法と記す。）等
が開発されている。また、上記の如きパルスシーケンス
自体の提案の他に、ＮＭＲ信号の計測を時間的に非対称
に行う方法やＮＭＲ信号の計測を通常の場合の約半数の
位相エンコードステップ数だけ行う方法等も、ＭＲイメ
ージングの高速化手法として開発されている。

【０００５】上記の如く撮像時間を短縮する方法は種々
提案されているが、心臓のように動く臓器を高い時間分
解能で撮像し得るものは、ＥＰＩ法であるが、ＥＰＩ法
を有効に実行するには、非常に静磁場の均一度の高い装
置が必要であるとともに、傾斜磁場電源に対しても非常
に短かい時間周期で大電流を傾斜磁場コイルへ供給でき
ることが要求される。また、ＥＰＩ法では短かい周期で
傾斜磁場コイルへパルス状に大電流を供給・遮断を繰り
返して行うので、それにより傾斜磁場コイルの導電体へ
電磁力が作用することによる振動・騒音の問題が残され
ている。このため、ＥＰＩ法は実用的レベルには到って
いない。

【０００６】そこで、ＥＰＩ法によらずに高い時間分解
能が得られるイメージング法が提案されている。この方
法は、キーホール・イメージング法（Keyhole imaging
法）と呼ばれ、ＳＭＲＭ１１th Annual Meeting Abstr
act ４２３６，１９９２に記載されている。キーホール
・イメージング法は、最初に１枚分の画像データ、例え
ば２５６プロジェクションのデータを計測して第１画像
を得て、続く第２画像以降は第１画像の再構成に用いた
ｋ空間のデータのｋｘとｋｙとの双方の高域データ、ま
たはｋｙ方向の高域データと、新たに計測した前記高域
データ以外の低域データとを合成して画像再構成し、第
２画像を得る。以後、これを繰り返して、第３画像，
…，第Ｎ画像を得る。これによって、例えば、低域デー
タのプロジェクション数を１６〜６４とすれば、２５６
プロジェクションを各画像毎に計測する従来法と比較
し、時間分解能は１６倍〜４倍向上できるというもので
ある。

【０００７】尚、時間分解能の向上を目的としたもので
はなく単一画像のＳ／Ｎの向上を目的として、ｋ空間の
走査方向を直交する二方向とし、低域部分を重複して計
測加算することで、Ｓ／Ｎを約１.３倍に向上できる方
法がRadiology，Vol．１９３，２７６〜２７９頁，１９
９４年に提案されている。この方法はクリスクロス・イ
メージング法（Crisscross imaging法）と称され、例え
ば、ｋ空間のｋｙ方向とｋｘ方向とに対し、それぞれの
方向の低域部について十字形にクロスするように１２８
プロジェクションずつのデータ計測を行い、ｋ空間上で
ｋｙ，ｋｘ両方向において低域部分でデータを重複計測
と加算平均とを行い、画像のＳ／Ｎを向上するものであ
る。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】前述のように、時間分
解能の高いＭＲイメージング法として最も早くから知ら
れていたＥＰＩ法は、１枚の画像の撮像時間が数十ミリ
秒〜数百ミリ秒と非常に速く、インターバルを含めても
１秒以下の時間分解能が得られ、動態計測も可能であ
る。しかしながら、ＥＰＩ法を実施するには、傾斜磁場
発生系に、極く短時間に傾斜磁場コイルへ大電流を流し
強い傾斜磁場を発生し得る性能が求められ、かつ、その
大電流をコイルへパルス状に流しても、静磁場中に置か
れたコイルに作用する電磁力によってコイルが振動・騒
音を発しないことが臨床上求められるが、現状では後者
を達成する技術手法は開発過程にある。したがって、Ｅ
ＰＩ法は臨床的には未完成である。

【０００９】また、キーホール・イメージング法は、最
初に計測したエコー信号の高域データへその後計測した
低域データを嵌め込んで画像を生成するため、時間分解
能が高められているとは言っても、イメージ・コントラ
ストの時間分解能が高いと言うべきもので、造影剤を用
いた検査での造影剤の流れの経時変化を映像化するには
好適であるが、被検体の臓器や組織の運動状態を空間分
解能と時間分解能との双方が高い画像を提供し得るもの
とはなっていない。

【００１０】本発明は上記に鑑みて成されたもので、そ
の第１の目的は、空間分解能が高い画像が高時間分解能
で得られ、被検体内で運動する臓器や組織の動態計測を
可能なＭＲＩ装置を提供することにある。そして本発明
の第２の目的は、上記した運動する臓器の動態計測を可
能とするために、１枚の画像を生成する時間が短かくで
き、かつＳ／Ｎの良い画像が得られるＭＲＩ装置を提供
することにある。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、静磁場内へ位置して被検体へスライス方向
傾斜磁場ＧｚとＲＦパルスとを印加し、引き続いて前記
スライス方向と直交する方向へ位相エンコード傾斜磁場
Ｇｙとリードアウト傾斜磁場Ｇｘとを印加してエコー信
号をサンプリング時間内に非対称に発生させる第１のパ
ルスシーケンスを、前記Ｇｙの低エンコード領域のみに
ついて順次実行する第１のシーケンスブロックと、前記
第１のシーケンスブロックにおけるＧｙとＧｘを入れ替
えて、入れ替え後のＧｘの低エンコード領域の所定ステ
ップのみについて順次実行する第２のシーケンスブロッ
クとを併せて実行するとともに、前記第１のシーケンス
ブロックと第２のシーケンスブロックとを実行して得ら
れたＮＭＲ信号を用いて画像を再構成する手段をＭＲＩ
装置へ設けたものである（請求項１）。

【００１２】また、本発明は、上記目的を達成するため
に上記構成へ、第１のシーケンスブロックと第２のシー
ケンスブロックとをブロック単位で巡回的に実行し、一
つのシーケンスブロックの実行完了毎に、１つ前のシー
ケンスブロックの計測データと実行完了したてのシーケ
ンスブロックの計測データとを用いて画像を再構成する
手段を備えている（請求項２）。

【００１３】さらに、本発明は、上記目的を達成するた
めに、静磁場内に位置した被検体へスライス方向傾斜磁
場ＧｚとＲＦパルスとを印加し、引き続いて前記スライ
ス方向と各々直交する方向へ位相エンコード傾斜磁場Ｇ
ｙとリードアウト傾斜磁場Ｇｘとを印加して、エコー信
号をｋ空間のｋｘ方向へ非対称に計測するとともに、前
記動作をｋｙ方向の低エンコード領域の所定ステップの
みについて行う第３のシーケンスブロックと、この第３
のシーケンスブロックにおいてＧｙとＧｘとの入れ替え
をし、ｋ空間でのデータ書込みがｋｙ方向とｋｘ方向と
を所定方向回りに行われるようにした第４，第５，第６
のシーケンスブロックとに基づき、第３乃至第６のシー
ケンスブロックをブロック単位で巡回的に実行するとと
もに、前記４つのシーケンスブロックの計測データを用
いて順次画像を再構成する手段を備えたものである（請
求項３）。

【００１４】フーリエ変換法によって画像再構成される
ＭＲ画像の特性として、コントラスト（濃度）分解能は
計測データのｋ空間上の低域データに、空間分解能は計
測データのｋ空間上の高域データに依存する。そして、
このことはｋ空間上でｋｘ方向とｋｙ方向の双方につい
て言える。つまり、ｋ空間上のｋｘ方向とｋｙ方向の双
方について、高域と低域の双方のデータを有しているこ
とが、良好なＭＲ画像を得る条件となり、ｋｘ又はｋｙ
のいずれか一方に、高域又は低域のデータが欠落しては
良好な画像は得られない。また、ＭＲイメージングの時
間分解能は、データの計測時間に依存する。したがっ
て、時間分解能を上げるにはデータの計測時間を短縮す
るしかない。

【００１５】本発明は上記の２つの点に鑑み、目的達成
のために、ｋ空間上でｋｙ方向の低域の所定ステップ数
のみのデータをｋｘ方向へ非対称に計測し、次いでｋｘ
方向の低域の所定ステップ数のみのデータを非対称に計
測することで、ｋｘ方向とｋｙ方向へ高域と低域の双方
のデータを計測してｋ空間を埋める。ここで、ｋｙ方向
とｋｘ方向の合計計測ステップ数（プロジェクション
数）は、通常計測以下とすることで、非対称計測とも相
まって、計測時間は短かくても、コントラスト分解能と
空間分解能の良い画像が得られる。そして、ｋｙ方向へ
の所定数のプロジェクションの計測と、ｋｘ方向への所
定数のプロジェクションの計測を順次行い、各方向への
計測終了毎に画像を再構成する。これにより、画像の時
間分解能を向上する。計測は、ｋｘとｋｙの２方向と
し、それらを交互に行う方法と、ｋｘとｋｙの正，負の
４方向とし、それらを巡回的に行う態様がある。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を添付図面
に基づいて詳細に説明する。図７は本発明による磁気共
鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図であ
る。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図
７に示すように、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系
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とを備えて成
る。上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその体
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、上記被検体１の周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導
方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系
３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル
９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、後述のシーケンサ４からの命令に従
ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動するこ
とにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇ
ｙ，Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この
傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を
設定することができる。シーケンサ４は、上記被検体１
の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こ
させる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンス
で繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、
被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、
送信系５及び磁場勾配発生系３並びに受信系６に送るよ
うになっている。送信系５は、上記シーケンサ４から送
り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高
周波磁場を照射するもので、シンセサイザ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
とから成り、上記シンセサイザ１１から出力された高周
波パルスをシーケンサ４の命令にしたがって変調器１２
で振幅変調し、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
が上記被検体１に照射されるようになっている。受信系
６は、被検体１の生体組織の原子核の核磁気共鳴により
放出されるエコー信号（ＮＭＲ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とから成り、上記送
信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波による
被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体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及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１
７に入力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ
４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１６に
よりサンプリングされた二系列の収集データとされ、そ
の信号が信号処理系７に送られるようになっている。こ
の信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び
磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレ
イ２０とから成り、上記ＣＰＵ８でフーリエ変換，補正
係数計算，像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強
度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られ
た分布を画像化してディスプレイ２０に断層像として表
示するようになっている。なお、図７において、送信側
及び受信側の高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コ
イル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発
生磁石２の磁場空間内に設置されている。

【００１７】次に、本発明のＭＲＩ装置で行うイメージ
ング方法について説明する。先ず、本発明の基本をなす
イメージング法を図３と図４により説明する。図３はグ
ラジェント・エコー法を用いてエコー信号をｋ空間のｋ
ｘ方向に対し、低域部分と高域部分の一方とを計測する
パルスシーケンスを示し、図４は同じくグラジェント・
エコー法を用いてエコー信号をｋ空間のｋｙ方向に対
し、低域部分と高域部分の一方とを計測するパルスシー
ケンスを示している。初めに図３のパルスシーケンスを
説明する。被検体１を図示を省略した寝台に横たえ、検
査部位を静磁場発生磁石２の均一静磁場空間へ移動さ
せ、撮像のための位置決めを行う。この撮像の位置決め
は、従来から行われている公知の方法で良い。

【００１８】位置決めが終了した時点で図３のパルスシ
ーケンスが起動される。時刻ｔ₁に、スライス方向傾斜
磁場Ｇｚ２０１が印加され、これとともに、被検体１内
の核スピンを励起するＲＦパルス１０１を照射する。Ｒ
Ｆパルス１０１は均一静磁場Ｂｏと傾斜磁場Ｇｚとの加
算された勾配磁場（Ｂｏ＋Ｇｚ）に関連して撮像部位に
対応した周波数とされている。ＲＦパルス１０１の照射
が終了すると、被検体１の撮像部位の核スピンのみが励
起される。そして、励起された核スピンはＲＦパルス１
０１の印加量に応じた励起角度だけ倒れる。ＲＦパルス
１０１の印加終了とともに、Ｇｚを極性反転して印加し
て、励起された核スピンのスライス方向（Ｚ方向）での
スピンの位相合わせを行う。このために印加するＧｚ２
０２である。Ｇｚ２０２はＧｚ２０１の印加量のほぼ１
／２だけ印加される。そして、励起された核スピンに
は、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ３０１とリードア
ウト方向傾斜磁場Ｇｘ４０１が印加される。

【００１９】位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ３０１
は、Ｇｚ２０１とＲＦパルス１０１の印加によって励起
された核スピンをある所定の方向に位置に応じて位相差
を与え、各位置の核スピンを識別可能ならしめる。一
方、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘは、前記励起された
核スピンへ、位相エンコード方向と直交した方向へ位置
情報を与えるものであるが、Ｇｘ４０１は励起された核
スピンがエコー信号を発生させるための準備として、リ
ードアウト方向での核スピンの位相ずらしを目的として
印加される。Ｇｙ３０１とＧｘ４０１の印加後、Ｇｘ４
０２が印加される。Ｇｘ４０２が印加されている期間内
に受信系６でエコー信号５０１の検出、サンプリングが
行われる。以上説明したことは、通常のグラジェント・
エコー法パルスシーケンスであるが、以下の点で本発明
はそれと異なる。

【００２０】Ｇｘ４０１とＧｘ４０２は通常のグラジェ
ント・エコー法では、Ｇｘ４０１はＧｘ４０２の１／２
の印加量で、エコー信号のピークはＧｘ４０２の印加開
始後、Ｇｘ４０１の印加量に等しくなった時点に生ず
る。つまり、エコー信号はピーク値に対し時間的に対称
に生ずるようになっている。しかし、本発明では、エコ
ー信号５０１は図２に示すように、ｋ空間がｋｘ方向に
２５６のデータを配置可能な場合に、低域部について１
６〜６４点、高域部の一方について６４〜１２０点のサ
ンプリングデータを配置する。したがって、Ｇｘ４０１
とＧｘ４０２の関係では、Ｇｘ４０２を印加開始後、エ
コー信号がピークとなる間に、前記低域部のデータ（１
６／２〜１２８／２）個、即ち８〜３２点のデータサン
プリングを、そして、エコー信号のピーク後に１２０〜
９６点のデータサンプリングを行えるように、Ｇｘ４０
１とＧｘ４０２の印加量を設定する。このような計測法
を非対称計測法という。

【００２１】更に本発明では、上記のデータサンプリン
グを位相エンコードの低域についてのみ行う。これは、
図２に示すように、ｋ空間のｋｙ方向について、低域部
の１６〜６４プロジェクションだけデータサンプリング
する。したがって、Ｇｙは０ステップとその上下の合計
１６〜６４ステップについて図３のパルスシーケンスを
実行する。これにより、通常の２５６ステップのＧｙを
実行する場合の１／１６〜１／４のエンコード数で計測
ができる。図２に示すｋ空間に配置された計測データ５
００と計測データ５００による推定値（２）５１０とｋ
空間のデータのないその他部分へ０を挿入して、２次元
フーリエ変換法を実施すれば、再構成画像は得られる
が、ｋｙ方向の高域データが欠落しているので、ｋｙ方
向にはコントラスト分解能は良いが、空間分解能は劣っ
た画像となる。そこで本発明は図３のパルスシーケンス
に引き続いて図４のパルスシーケンスを実行し、ｋｘ，
ｋｙの双方向でコントラスト分解能と空間分解能の向上
を計っている。

【００２２】図４のパルスシーケンスは図３のパルスシ
ーケンス中のＧｙをリードアウト方向傾斜磁場とし、Ｇ
ｘを位相エンコード方向傾斜磁場としたものであり、本
実施例では、図４のパルスシーケンスは、図３のパルス
シーケンス（第１のシーケンスブロック）の終了ととも
に開始される。すなわち、図３のパルスシーケンスの低
域として設定された位相エンコードの最後のステップの
信号サンプリングが終了したら、図３のパルスシーケン
スの実行時と同一の被検体撮像部位の核スピンをＧｚ２
０１とＲＦパルス１０１の印加により励起する。その
後、Ｇｚ２０２を印加して、スライス方向にて核スピン
の位相合わせを行う。励起された核スピンの位相エンコ
ードのためにＧｘ４１０が印加されるとともに、エコー
信号発生に備えたＧｙ３１０が印加される。次いで、信
号読み出しのためにＧｙ３１１が印加され、エコー信号
６０１は図３の場合と同様に非対称計測される。また、
この図４のパルスシーケンスでも、位相エンコードは０
ステップを含むその上下の合計１６〜６４ステップにつ
いて実行される。

【００２３】以上の図３と図４のパルスシーケンスを実
行して計測したデータのｋ空間上の配置を図２に示す。
図２にて、５００は図３のパルスシーケンス、即ちＧｙ
を位相エンコード方向としＧｘをリードアウト方向とし
た計測データであって、ｋｙ方向の低域に配置されてい
る。一方、６００は図４のパルスシーケンス、即ちＧｘ
を位相エンコード方向としＧｙをリードアウト方向とし
た計測データであって、ｋｘ方向の低域に配置されてい
る。図２からも見て取れるように、計測データ５００と
６００とはｋｘ，ｋｙ双方の低域部（ｋ空間中央部）に
て重複して書き込まれる部分が生ずる。この重複部分の
データの取扱いには種々の方法が採り得る。先ず、第１
の方法として、重複部分のデータ同志を加算平均して書
き込むことができる。この方法によれば、低域部分、言
い換えれば、コントラスト分解能に関したＳ／Ｎの向上
が計れる。他の方法として、先に書き込まれている計測
データ５００と後からの計測データ６００との一方のみ
をｋ空間に書き残す方法がある。この一番簡易な方法と
して、計測データ５００の中央部を計測データ６００で
置換する方法がある。

【００２４】上記のいずれかの方法でＬ字状にｋ空間を
埋めるとともに、計測データ５００と６００の反対側の
推定値５１０，６１０を求め、次いで計測データのない
部分に０を詰めて、ｋ空間の内容を２次元フーリエ変換
することで、被検体２の断層像が得られる。本実施例に
よれば、少ないプロジェクション数と短かいサンプリン
グ時間とで、ｋｘ，ｋｙの両方向へ低域から高域まで含
んだ計測データを高速で得ることができる。即ちイメー
ジングの高速化が計れる。次に、本発明の第二の実施例
を説明する。この第二の実施例は第一の実施例の高速イ
メージング法を応用したもので、被検体内の運動する臓
器や組織の動態観察を可能ならしめるものである。以
下、図１を参照して説明する。図１は第二の実施例のパ
ルスシーケンスを示している。この実施域は、所定の時
間内に２つのシーケンスブロックを交互に行う例であ
る。すなわち、図１に示したものは、２つのシーケンス
ブロックとして、第一の実施例で示した図３のシーケン
スブロックを第Ｉのシーケンスブロック、図４のシーケ
ンスブロックを第IIのシーケンスブロックとして、第Ｉ
のシーケンスブロックと第IIのシーケンスブロックとを
交互に実施して、前後のシーケンスブロックの計測デー
タ同志で１つの画像を順次得るようにしている。

【００２５】この実施例を更に詳しく説明する。先ず、
第Ｉのシーケンスブロックを実施すると、図２に符号５
００で示した計測データが得られ、ｋ空間に書き込まれ
る。次いで、第IIのシーケンスブロックを実施すると、
図２に符号６００で示した計測データが得られ、前述の
ように計測データの重複部分の処理と推定値演算と０デ
ータ詰めにより、第１画像の再構成を行う。尚、図１に
て、Ｄは信号計測のサンプリング期間を、またＩは得ら
れる画像を示している。引き続いて、再度第Ｉのシーケ
ンスブロックの実行に移る。ここで注意しておくこと
は、第Ｉのシーケンスブロックの第１番目のシーケンス
における信号サンプリング開始時迄に、前記第１画像の
データをｋ空間から読み出して画像再構成処理へ移行し
ていることが必要である。この点に関しては、現状の画
像再構成時間は市販のＭＲＩ装置においても、数１０ms
オーダーのレベルの装置があるので、それを用いれば、
本実施例を実行するに当たり特別な構成を必要としない
と考えられる。尚、再構成時間が長い装置では、ｋ空間
用メモリの前段にバッファメモリを設けることで対応が
できる。

【００２６】２回目の第Ｉのシーケンスブロックが順次
実行されると、その計測データはｋ空間の計測データ５
００があった部分に配置され、この第Ｉのシーケンスブ
ロックの実行が完了すると、その計測データとその値か
らの新たな推定値と、前回の第IIのシーケンスブロック
の計測データとその推定値と、０データにより、第２画
像の再構成を行う。以下、図４に示すように２つのシー
ケンスブロックを交互に実施し、１つのシーケンスブロ
ックが完了する毎に画像を得る。本実施例によれば、第
１画像は第一の実施例と同一の速さで画像が得られると
ともに、その後の第２画像，第３画像，…，第ｎ画像
は、１つのシーケンスブロックに要する時間の時間分解
能を有して得られる。そして、この第二の実施例で得ら
れる一連の画像は、従来の１枚ずつの画像が全て時間的
に独立した画像データによって得られるのに対し、１枚
ずつの画像が時間的に１枚前の画像と部分的に重複した
画像となる。したがって、被検体内の運動する臓器や組
織の動態観察に好適な画像が得られる。

【００２７】次に、第二の実施例を変形した第三の実施
例を説明する。この第三の実施例は、図５に示すように
４つのシーケンスブロックを実行して画像を得る。これ
らのシーケンスブロックの各々は、次のようになってい
る。第１ブロックは図３と同じもの、第２ブロックは図
４と同じもの、第３ブロックは図３のもので得られる計
測データのｋ空間上での符号の反対の計測データを得る
もの、第４ブロックは図２のもので得られる計測データ
のｋ空間上での符号の反対の計測データを得るものであ
る。これらの４つのブロックで得られた各計測データ
は、ｋ空間で示すと図６のようになる。すなわち、図６
において、第１ブロックは５００を、第２ブロックは６
００を、第３ブロックは７００を、第４ブロックは８０
０を計測したことを示している。第１ブロックに対する
第３ブロックと、第２ブロックに対する第４ブロック
は、計測データの符号反転のため、図５に示すように互
いにリードアウト方向傾斜磁場の極性が反対に与えられ
る。

【００２８】最初の画像は上記４つのブロックの実行が
完了し、ｋ空間の計測データのない部分へ０データを詰
めて、画像再構成することで得られる。各ブロックのプ
ロジェクション数を１６〜６４とすると、第１画像のた
めのプロジェクション数は６４〜２５６となる。サンプ
リング時間の短縮を考慮に入れると、従来の２６５プロ
ジェクションのフルスキャン計測よりも、本実施例の第
１画像は速く抽出される。その後の第２画像，第３画
像，…，第（ｎ−３）画像は、図示の如く４つのブロッ
クを巡回的に実行して、１つのブロックが完了する毎に
前の３つのブロックの計測データとともに順次抽出され
る。本実施例でも画像は第二の実施例と同様に、時間的
に連続したデータで抽出され、かつ時間分解能も１ブロ
ックの実行に要した時間となる。以上、本発明の好適な
実施例を説明したが、本発明は上記実施例に限定される
ものではなく、種々の変形が可能である。例えば、上記
実施例は、基本のパルスシーケンスをグラジェント・エ
コー法としているが、この基本パルスシーケンスはエコ
ー信号をｋ空間上で非対称計測ができるものであれば良
く、スピン・エコー法やＥＰＩ法等も当然に用いること
ができる。また、図６に矢印で示す信号の計測順序は、
矢印とは逆の反時計回りでも良い。また、上記実施例で
はＮＭＲ信号を位相エンコード方向とリードアウト方向
とで２５６×２５６のデータサンプリングを行う場合を
説明したが、リードアウト方向に５１２のデータサンプ
リングを行い、折返しアーチファクトを防止するように
した装置に対しても本発明は適用できる。そしてこの場
合は、非対称計測による計測時間短縮の効果がいっそう
明らかになる。

【００２９】

【発明の効果】以上述べた如く本発明によれば、ｋ空間
上のｋｘ方向，ｋｙ方向への数少い計測とエコー信号の
非対称計測とを実行して画像が得られるのでイメージン
グの高速化が計れる。また、その応用として、ｋｙ方向
の低域部を計測するシーケンスブロックと、ｋｘ方向の
低域部を計測するシーケンスブロックとをブロック単位
で交互に又は巡回的に計測を実行することで、時間分解
能の高い一連の画像が得られ、生体内の運動組織や運動
臓器の動的観察が行い易くなる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例のパルスシーケンスを示す
図。

【図２】図１のパルスシーケンスで得た計測データのｋ
空間上での配置図。

【図３】本発明の基礎となっているパルスシーケンスの
一方を示す図。

【図４】本発明の基礎となっているパルスシーケンスの
もう一方を示す図。

【図５】本発明のその他の実施例のパルスシーケンスを
示す図。

【図６】図５のパルスシーケンスで得た計測データのｋ
空間上での配置図。

【図７】ＭＲＩ装置の概略構成図。

【符号の説明】

ＲＦＲＦパルスＧｚスライス方向傾斜磁場Ｇｙ位相エンコード方向又はリードアウト方向傾斜磁
場Ｇｘリードアウト方向又は位相エンコード方向傾斜磁
場Ｓエコー信号Ｄ信号サンプリング期間Ｉ画像

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場内に位置した被検体へスライス方向
傾斜磁場ＧｚとＲＦパルスとを印加し、引き続いて前記
スライス方向と各々直交する方向へ位相エンコード傾斜
磁場Ｇｙとリードアウト傾斜磁場Ｇｘとを印加してエコ
ー信号をサンプリング時間内に非対称に発生させる第１
のパルスシーケンスを、前記Ｇｙの低エンコード領域の
所定ステップのみについて順次実行する第１のシーケン
スブロックと、前記第１のパルスシーケンスにおけるＧ
ｙとＧｘとを入れ替えて、入れ替え後のＧｘの低エンコ
ード領域の所定ステップのみについて順次実行する第２
のシーケンスブロックとを併せて実行するとともに、前
記第１のシーケンスブロックと第２のシーケンスブロッ
クとを実行して得られたＮＭＲ信号を用いて画像を再構
成する手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】第１のシーケンスブロックと第２のシーケ
ンスブロックとをブロック単位で巡回的に実行し、一つ
のシーケンスブロックの実行完了毎に、１つ前のシーケ
ンスブロックの計測データと実行完了したてのシーケン
スブロックの計測データとを用いて画像を再構成する手
段を備えたことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装
置。
【請求項３】静磁場内に位置した被検体へスライス方向
傾斜磁場ＧｚとＲＦパルスとを印加し、引き続いて前記
スライス方向と各々直交する方向へ位相エンコード傾斜
磁場Ｇｙとリードアウト傾斜磁場Ｇｘとを印加して、エ
コー信号をｋ空間のｋｘ方向へ非対称に計測するととも
に、前記動作をｋｙ方向の低エンコード領域の所定ステ
ップのみについて行う第３のシーケンスブロックと、こ
の第３のシーケンスブロックにおいてＧｙとＧｘとの入
れ替えをし、ｋ空間でのデータ書込みがｋｙ方向とｋｘ
方向とを所定方向回りに行われるようにした第４，第
５，第６のシーケンスブロックとに基づき、第３乃至第
６のシーケンスブロックをブロック単位で巡回的に実行
するとともに、前記４つのシーケンスブロックの計測デ
ータを用いて順次画像を再構成する手段を備えたことを
特徴とするＭＲＩ装置。