JP3708135B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特に、３次元フーリエ変換法を用いて画像再構成がなされる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置は、いわゆる核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下、単にスピンと称する）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから該被検体の任意の断面を画像表示するものである。
【０００３】
そして、このような磁気共鳴イメージング装置において、近年では、いわゆる３次元フーリエ変換法を用いて画像再構成がなされるものが知られるようになった。
【０００４】
ここで、３次元フーリエ変換法とは、充分厚い領域を励起し、位相エンコード方向の他にスライス方向にもエンコーディングを行なうことによって、厚いスライスの情報をこの方向のフーリエ変換によって分解し、薄いスライスの画像を得るものである。
【０００５】
そして、この場合、スライス方向のエンコード数は、この方向の離散フーリエ変換を行なう際に最も都合の良いように、たとえば、８、１６、３２、６４、１２８というように、２のべき乗数に設定されたものであった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このように構成された磁気共鳴イメージング装置において行なわれる３次元フーリエ変換法は、上述のように、そのスライスエンコード数を２のべき乗数となるように設定していたために、スライスエンコード数の増加にともなって撮像時間および撮像領域（高周波磁場で励起される領域で、スラブ厚と称される）が大幅に増大してしまうという問題点が残されていた。
【０００７】
たとえば、ＴＲ：５０ｍｓ、位相エンコード数：２５６、加算回数１回の３次元フーリエ変換法を用いた三次元計測において、６４スライスエンコード数で領域が不足の場合、次の２のべき乗数である１２８スライスエンコードを選択することになるが、この場合、スライスエンコード数を６４から１２８に増大させなければならなくなり、
ΔＴｓ（秒）＝０.０５×２５６×（１２８−６４）＝８１９.２
の式から明らかなように、実に１３分以上の撮像時間の延長を招いてしまうことになっていた。
【０００８】
また、特に血流描画にこのような三次元計測を適用させた場合に、遅い流速の血流描出能が大幅に低下してしまうという問題点が残されていた。
【０００９】
たとえば、スライス厚：１ｍｍ、スライスエンコード：３２で計測して得られる撮像領域は３２ｍｍとなり、この場合において、関心領域をカバーすることができず、スライスエンコード数を６４（スラブ厚：６４ｍｍ）にして撮像領域を広げると、流入効果が充分に得られなくなり抹消の血流描出能が大幅に低下してしてしまっていた。
【００１０】
本発明はこのような事情に基づいてなされたものであり、その目的とするところのものは、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行ない得る磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１１】
また、本発明の他の目的は、血流描画に適用させた場合、遅い流速の血流描出能を劣化させることのない磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１２】
【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、被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体の所定スラブからＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換法により画像再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブから所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場強度とスライスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる値の記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケンスの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかったスライス方向の記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さい画像を取得する手段とを備えたことを特徴としている。
また本発明の上記他の目的を達成するために本発明は、被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を血流計測用の所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体内を流れる血流からＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することより得た複数の画像を投影処理することにより前記血流を描出する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブを所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場とスラ イスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケンスの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかった記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さくスライス画像同士がオーバーラップした画像を取得する手段とを備えたことを特徴としている。
【００１３】
【作用】
このように構成された磁気共鳴イメージング装置では、エンコード数設定手段がスライス方向のエンコード数を所定の整数に設定することにより、計測時に印加されるスライスエンコードの傾斜磁場の１ステップ分の強度は、スライス厚を決定するのに必要な最大強度をスライスエンコード数／２で除した値に設定されることになる。
【００１４】
そして、このように１ステップ分の強度が設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しながら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スライスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、この計測によって得られるエコー信号データを記憶手段の記憶領域に格納することになる。
【００１５】
このとき、記憶領域設定手段が、記憶手段のスライス方向の記憶領域をスライス方向エンコード数より大きい再構成スライス枚数分として設定する構成となっているので、スライス方向の記憶領域にはエコー信号データが格納されていない領域ができることとなる。
このようにして格納された記憶領域のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変換に必要な点数となるように、スライス方向のフーリエ変換を実行する手段により、記憶領域の前記エコー信号データが格納されていない領域に“０”データが格納され、その後フーリエ変換によって画像再構成が行なわれる。
【００１６】
したがって、このようなことから、スライスエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定することがなくなることから、撮像時間および撮像領域を増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。
【００１７】
また、上述した画像再構成を血流描画に適用させた場合、撮像領域を増大させることがないことから、末梢の血流描出能が低下するようなことはなくなる。すなわち、撮像領域に数回の励起が与えられて信号が低下している状態で、該撮像領域を通過する移動体（血流）は、該撮像領域の面積が小さい程励起回数が少なく、したがって、この部分の信号が大きくとれるからである。
【００１８】
【実施例】
図２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概略ブロック図である。
【００１９】
まず、同図において、この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成されている。
【００２０】
静磁場発生磁石２は、被検体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、該被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式、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。
【００２１】
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とからなっている。後述のシーケンサ７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、Ｇｙ、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。
【００２２】
シーケンサ７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４、磁場勾配発生系３および受信系５にそれぞれ送るようになっている。
【００２３】
送信系４は、上記シーケンサ７から送り出される高周波パルスにより被検体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、高周波発振器１１、変調器１２、および高周波増幅器１３、高周波コイル１４ａとからなっている。上記高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７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。
【００２４】
受信系５は、被検体１の生体組織の原子核の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、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とからなっている。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および直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７からの命令によるタイミングで直行位相検波器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６に送られるようになっている。
【００２５】
信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８および磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレィ２０とからなっている。ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行ない、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なって得られた分布を画像化してディスプレィ２０に断層像として表示するようになっている。
【００２６】
そして、図３は、前記シーケンサ７に組み込まれたパルスシーケンスの一実施例を示す説明図で、このパルスシーケンスに沿った動作で３次元フーリエ変換法を用いた画像再構成がなされるようになっている。
【００２７】
同図において、（ａ）は、高周波磁場の信号の照射タイミングおよび被検体のスライス位置を選択的に励起するためのエンベロープを示している。（ｂ）は、スライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングおよびその振幅を変えて計測することを示している。（ｃ）は、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミングおよびその振幅を変えて計測することを示している。（ｄ）は、周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミングを示している。（ｅ）は、計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示している。
【００２８】
９０°パルス印加と同時に傾斜磁場Ｇｚを印加すると、この傾斜磁場Ｇｚの強度に応じた検査部位（断面）において、いわゆる巨視的磁化が９０°倒れ、引き続きその回転位相がバラバラに乱れ始める。Ｔｅ／２時間後に傾斜磁場Ｇｚの印加と同時に１８０°パルスを印加すると該巨視的磁化は１８０°回転し、Ｔｅ時間後に互に収束することになってエコー信号が発生することになる。
【００２９】
このパルスシーケンスは、周知のスピンエコー法からなるもので、傾斜磁場Ｇｚの振幅を図示Ａのように変えて計測することに特徴を有し、これにより厚いスライスの情報を得ることができるようになっている。
【００３０】
ここで、図３のＡに示す該傾斜磁場Ｇｚにおける傾斜磁場強度に対するスライス厚（スライス方向分解能）、撮像領域（スラブ厚）、スライス位置の変化分（スライスピッチ）の関係を図４（ａ）を用いて示す。
【００３１】
まず、スライス厚（スライス方向分解能）Δｄは、次式（１）で示され、スライスエンコード傾斜磁場強度の最大値Ｇｓｅによって決定され、スライスエンコード数Ｎｓｅに依存しないことが判る。
【００３２】
【数１】
Δｄ＝π／（γ・Ｇｓｅ・Δｔ） ……（１）
ここで、スライスエンコード傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の増分をΔＧｓｅとすると、
【００３３】
【数２】
ΔＧｓｅ＝２・Ｇｓｅ／Ｎｓｅ ……（２）
となる。そして、この計測によって得られる撮像領域（スラブ厚）Ｄは、
【００３４】
【数３】
Ｄ＝２π／（γ・ΔＧｓｅ・Δｔ） ……（３）
で表せる。
【００３５】
したがって、上式（１）ないし（３）より、
【００３６】
【数４】
Δｄ＝Ｄ／Ｎｓｅ ……（４）
となり、スライス厚はスラブ厚をスライスエンコード数で除した値となる。
【００３７】
一方、スライス位置の変化分（スライスピッチ）ΔPは、フーリエ変換の点数をＮｆｔとすると、
【００３８】
【数５】
ΔＰ＝Ｄ／Ｎｆｔ ……（５）
となる。
【００３９】
さらに、上式の関係を図４（ｂ）および（ｃ）を用いて具体的に説明する。
【００４０】
まず、２のべき乗以外のスライスエンコード数としてたとえば４８スライスエンコードを選定した場合を考える。
【００４１】
ここで、離散フーリエ変換を効率良く行なうためには、フーリエ変換の点数は２のべき乗とするのがよいことから、４８以上の２のべき乗の数として６４が選定される。
【００４２】
スライスエンコード：６４、スライス厚：１ｍｍの撮像を行なう場合のスライスエンコードの最大傾斜磁場強度をＧ64とすると、上式（１）よりＧｓｅの値が等しければ、スライス厚も等しいことから、
【００４３】
【数６】
Ｇ48＝Ｇ64 ……（６）
となるようなＧ48をかけることによって６４スライスエンコード時と同じスライス厚１ｍｍの画像が得られることになる。
【００４４】
また、Ｇｓｅは等しくてもＮｓｅは異なるため、上式（２）から傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の増分ΔＧ48は、
【００４５】
【数７】
ΔＧ48＝ ６４／４８・ΔＧ64 ……（７）
となる。
【００４６】
また、上式（３）から、撮像領域（スラブ厚）ＤはΔＧｓｅによって決定されるためスライスエンコード６４の撮像領域に対して４８／６４だけ狭くなってしまう。
【００４７】
したがって、スライス厚一定のままスライスエンコード数を任意に設定することにより、任意に撮像領域を設定することができるようになる。
【００４８】
また、スラブ厚は４８／６４に減少するが、スライス厚とスライス枚数は等しいことから、図５（ｂ）のように、スライスピッチは、
【００４９】
【数８】
ΔＰ48＝４８／６４・ΔＰ64 ……（８）
で求められる。なお、図５（ａ）は、本実施例を適用していない６４スライスエンコードの場合を示した説明図である。
【００５０】
このことから、スライスエンコード：６４でフーリエ変換の点数が６４点であるならば、スライス厚が１ｍｍのとき、スライスピッチΔＰ64は１ｍｍとなるが、ΔＰ48は０.７５ｍｍとなる。
【００５１】
ここで、４８スライスエンコードの場合は４８スライスエンコード分のデータしかないため、図１（ｃ）に示すように、計測空間上の高周波領域には”０”をつめることによつて、６４スライスエンコード分のデータを構成し、これにより、フーリエ変換の点数を２のべき乗数としてフーリエ変換を行なう。
【００５２】
なお、図１（ａ）は、本実施例を適用していない６４スライスエンコードの場合を示した説明図で、また、図１（ｂ）は、第１スライスエンコードステップ分の計測データを示す説明図である。
【００５３】
上述した実施例のように構成した磁気共鳴イメージング装置によれば、スライスエンコード数を２のべき乗数以外の整数とし、この場合において、計測時に印加されるスライスエンコードの傾斜磁場の１ステップ分の強度は、スライス厚を決定するのに必要な最大強度をスライスエンコード数／２で除した値に設定されることになる。
【００５４】
そして、このように１ステップ分の強度が設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しながら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スライスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、この計測によって得られるエコー信号データを計測空間に格納することになる。
【００５５】
さらに、このようにして格納された計測空間上のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変換に必要な点数となるように、前記計測空間上の前記エコー信号データが格納されていない高周波域の領域に”０”データが格納されるようになり、その後フーリエ変換によって画像再構成が行なわれるようになる。
【００５６】
したがって、このようなことから、スライスエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定することがなくなることから、撮像時間および撮像領域を増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。
【００５７】
そして、上述した構成を、特に、血流描画に適用させることによって、遅い流速の血流描出能を劣化させることがなくなる。この理由は、撮像領域に数回の励起が与えられて信号が低下している状態で、該撮像領域を通過する移動体（血流）は、該撮像領域の面積が小さい程励起回数が少なく、したがって、この部分の信号を大きくとれるからである。
【００５８】
なお、本発明が適用される血流描画の方法としては、たとえば次に示すように、Ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ法、Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法、あるいはＰｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法等のようなものが知られている。
【００５９】
Ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ法
同一の領域に対して、高周波磁場による励起をたとえば１０ｍｓの短時間で連続的に行なった場合、該領域の組織に含まれるスピンは飽和状態となり、得られる信号は低いものになる。これに対して、血流に含まれるスピンは随時該領域から流出し、新たに未飽和のスピンが流入してくるため、相対的に他の組織により高い信号を得ることができる。この流入効果を利用して、複数枚のスライスについて撮像を行ない、得られた画像を重ねあわせ投影処理を行なうことによって血流の描画が得られることになる。
【００６０】
Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法
たとえば時刻ｔ1においてＸ0の位置に２個のスピンＳ1、Ｓ2が存在し、一方のスピンＳ1は静止しており、他方のスピンＳ2は速度ｖでｘ方向に移動しているとした場合、図６に示すように、時刻ｔ1からｔ2までの周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇｘの印加により、それぞれ次式（９）、（１０）に示す位相変化Φｓ、Φｆを受けることになる。
【００６１】
【数９】
【００６２】
【数１０】
【００６３】
この式（９）と式（１０）とから、
【００６４】
【数１１】
【００６５】
となる。そして、この式（１１）から、静止スピンＳ1と移動スピンＳ2との位相差は、移動速度ｖに比例していることがわかる。
【００６６】
このため、図７（ａ）ないし（ｅ）に示す標準的スピンエコーシーケンスにおいては、エコー信号Ｅの計測の際に、同図（ｅ）に示すように、静止スピン（破線カーブ）と移動スピン（実線カーブ）との位相が揃わないこととなる。そこで、図８（ａ）ないし（ｅ）に示すように負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することにより、同図（ｅ）に示すようにエコー信号Ｅのピークに一致して静止スピンと移動スピンとの位相が揃うことになる。
【００６７】
ここで、前者のパルスシーケンスは位相感応型シーケンスと称され、また後者のパルスシーケンスは位相不感型シーケンスと称されている。
【００６８】
位相不感型シーケンスでは、静止部分については位相感応型シーケンスで得られる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化の存在部位では位相拡散による信号の欠損を抑え、位相感応型シーケンスより高い信号が得られる。従って、図９に示すように、位相感応型シーケンスで計測した位相感応画像Ｉ1と位相不感型シーケンスで計測した位相不感画像Ｉ2との差をとって差分画像Ｉ3を得ることにより、たとえば血管２１内の血流のような移動部分のみを画像化することができる。
【００６９】
Ｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法
傾斜磁場の印加により血流内のスピンは位相回転を受けることから、図１０にしめすような正負一対の傾斜磁場パルスを印加した場合、その印加順序によって、血流内のスピンは、流速に応じた位相回転Φｆ（−）、Φｆ（＋）を受けることになる。この正負一対の傾斜磁場パルスはフローエンコードパルスと称され、このフローエンコードパルスの極性を反転（＋−の順序を逆転）すれば、位相回転の極性も反転するため、これらを交互に印加し得られる信号の複素差分を取れば、位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信号のみ検出されることになる。
【００７０】
【発明の効果】
以上説明したことから明らかなように、本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。また、血流描画に適用させた場合、遅い流速の血流描出能を劣化させることがなくなる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（ｃ）は本発明によるＮＭＲイメージング装置の原理を示す説明図、（ａ）、（ｂ）は従来の原理を示す原理図である。
【図２】本発明によるＮＭＲイメージング装置の概略全体構成図である。
【図３】本発明によるＮＭＲイメージング装置に適用されるパルスシーケンスの一実施例を示す説明図である。
【図４】（ａ）は傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図、（ｂ）は従来の方法における傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図、（ｃ）は本発明の方法における傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図である。
【図５】（ａ）は従来におけるスライスピッチを示す説明図、（ｂ）は本発明におけるスライスピッチを示す説明図である。
【図６】血流描画原理を示すための説明図である。
【図７】血流描画原理を示すための説明図である。
【図８】血流描画を行なうためのパルスシーケンスである。
【図９】血流のみを描画する説明図である。
【図１０】血流描画原理を示すための説明図である。
【符号の説明】
Ａ 傾斜磁場
７ シーケンサ
【産業上の利用分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特に、３次元フーリエ変換法を用いて画像再構成がなされる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置は、いわゆる核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下、単にスピンと称する）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから該被検体の任意の断面を画像表示するものである。
【０００３】
そして、このような磁気共鳴イメージング装置において、近年では、いわゆる３次元フーリエ変換法を用いて画像再構成がなされるものが知られるようになった。
【０００４】
ここで、３次元フーリエ変換法とは、充分厚い領域を励起し、位相エンコード方向の他にスライス方向にもエンコーディングを行なうことによって、厚いスライスの情報をこの方向のフーリエ変換によって分解し、薄いスライスの画像を得るものである。
【０００５】
そして、この場合、スライス方向のエンコード数は、この方向の離散フーリエ変換を行なう際に最も都合の良いように、たとえば、８、１６、３２、６４、１２８というように、２のべき乗数に設定されたものであった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このように構成された磁気共鳴イメージング装置において行なわれる３次元フーリエ変換法は、上述のように、そのスライスエンコード数を２のべき乗数となるように設定していたために、スライスエンコード数の増加にともなって撮像時間および撮像領域（高周波磁場で励起される領域で、スラブ厚と称される）が大幅に増大してしまうという問題点が残されていた。
【０００７】
たとえば、ＴＲ：５０ｍｓ、位相エンコード数：２５６、加算回数１回の３次元フーリエ変換法を用いた三次元計測において、６４スライスエンコード数で領域が不足の場合、次の２のべき乗数である１２８スライスエンコードを選択することになるが、この場合、スライスエンコード数を６４から１２８に増大させなければならなくなり、
ΔＴｓ（秒）＝０.０５×２５６×（１２８−６４）＝８１９.２
の式から明らかなように、実に１３分以上の撮像時間の延長を招いてしまうことになっていた。
【０００８】
また、特に血流描画にこのような三次元計測を適用させた場合に、遅い流速の血流描出能が大幅に低下してしまうという問題点が残されていた。
【０００９】
たとえば、スライス厚：１ｍｍ、スライスエンコード：３２で計測して得られる撮像領域は３２ｍｍとなり、この場合において、関心領域をカバーすることができず、スライスエンコード数を６４（スラブ厚：６４ｍｍ）にして撮像領域を広げると、流入効果が充分に得られなくなり抹消の血流描出能が大幅に低下してしてしまっていた。
【００１０】
本発明はこのような事情に基づいてなされたものであり、その目的とするところのものは、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行ない得る磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１１】
また、本発明の他の目的は、血流描画に適用させた場合、遅い流速の血流描出能を劣化させることのない磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１２】
【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、被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体の所定スラブからＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換法により画像再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブから所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場強度とスライスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる値の記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケンスの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかったスライス方向の記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さい画像を取得する手段とを備えたことを特徴としている。
また本発明の上記他の目的を達成するために本発明は、被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を血流計測用の所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体内を流れる血流からＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することより得た複数の画像を投影処理することにより前記血流を描出する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブを所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場とスラ イスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケンスの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかった記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さくスライス画像同士がオーバーラップした画像を取得する手段とを備えたことを特徴としている。
【００１３】
【作用】
このように構成された磁気共鳴イメージング装置では、エンコード数設定手段がスライス方向のエンコード数を所定の整数に設定することにより、計測時に印加されるスライスエンコードの傾斜磁場の１ステップ分の強度は、スライス厚を決定するのに必要な最大強度をスライスエンコード数／２で除した値に設定されることになる。
【００１４】
そして、このように１ステップ分の強度が設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しながら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スライスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、この計測によって得られるエコー信号データを記憶手段の記憶領域に格納することになる。
【００１５】
このとき、記憶領域設定手段が、記憶手段のスライス方向の記憶領域をスライス方向エンコード数より大きい再構成スライス枚数分として設定する構成となっているので、スライス方向の記憶領域にはエコー信号データが格納されていない領域ができることとなる。
このようにして格納された記憶領域のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変換に必要な点数となるように、スライス方向のフーリエ変換を実行する手段により、記憶領域の前記エコー信号データが格納されていない領域に“０”データが格納され、その後フーリエ変換によって画像再構成が行なわれる。
【００１６】
したがって、このようなことから、スライスエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定することがなくなることから、撮像時間および撮像領域を増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。
【００１７】
また、上述した画像再構成を血流描画に適用させた場合、撮像領域を増大させることがないことから、末梢の血流描出能が低下するようなことはなくなる。すなわち、撮像領域に数回の励起が与えられて信号が低下している状態で、該撮像領域を通過する移動体（血流）は、該撮像領域の面積が小さい程励起回数が少なく、したがって、この部分の信号が大きくとれるからである。
【００１８】
【実施例】
図２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概略ブロック図である。
【００１９】
まず、同図において、この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成されている。
【００２０】
静磁場発生磁石２は、被検体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、該被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式、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。
【００２１】
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とからなっている。後述のシーケンサ７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、Ｇｙ、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。
【００２２】
シーケンサ７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４、磁場勾配発生系３および受信系５にそれぞれ送るようになっている。
【００２３】
送信系４は、上記シーケンサ７から送り出される高周波パルスにより被検体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、高周波発振器１１、変調器１２、および高周波増幅器１３、高周波コイル１４ａとからなっている。上記高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７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。
【００２４】
受信系５は、被検体１の生体組織の原子核の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、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とからなっている。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および直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７からの命令によるタイミングで直行位相検波器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６に送られるようになっている。
【００２５】
信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８および磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレィ２０とからなっている。ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行ない、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なって得られた分布を画像化してディスプレィ２０に断層像として表示するようになっている。
【００２６】
そして、図３は、前記シーケンサ７に組み込まれたパルスシーケンスの一実施例を示す説明図で、このパルスシーケンスに沿った動作で３次元フーリエ変換法を用いた画像再構成がなされるようになっている。
【００２７】
同図において、（ａ）は、高周波磁場の信号の照射タイミングおよび被検体のスライス位置を選択的に励起するためのエンベロープを示している。（ｂ）は、スライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングおよびその振幅を変えて計測することを示している。（ｃ）は、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミングおよびその振幅を変えて計測することを示している。（ｄ）は、周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミングを示している。（ｅ）は、計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示している。
【００２８】
９０°パルス印加と同時に傾斜磁場Ｇｚを印加すると、この傾斜磁場Ｇｚの強度に応じた検査部位（断面）において、いわゆる巨視的磁化が９０°倒れ、引き続きその回転位相がバラバラに乱れ始める。Ｔｅ／２時間後に傾斜磁場Ｇｚの印加と同時に１８０°パルスを印加すると該巨視的磁化は１８０°回転し、Ｔｅ時間後に互に収束することになってエコー信号が発生することになる。
【００２９】
このパルスシーケンスは、周知のスピンエコー法からなるもので、傾斜磁場Ｇｚの振幅を図示Ａのように変えて計測することに特徴を有し、これにより厚いスライスの情報を得ることができるようになっている。
【００３０】
ここで、図３のＡに示す該傾斜磁場Ｇｚにおける傾斜磁場強度に対するスライス厚（スライス方向分解能）、撮像領域（スラブ厚）、スライス位置の変化分（スライスピッチ）の関係を図４（ａ）を用いて示す。
【００３１】
まず、スライス厚（スライス方向分解能）Δｄは、次式（１）で示され、スライスエンコード傾斜磁場強度の最大値Ｇｓｅによって決定され、スライスエンコード数Ｎｓｅに依存しないことが判る。
【００３２】
【数１】
Δｄ＝π／（γ・Ｇｓｅ・Δｔ） ……（１）
ここで、スライスエンコード傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の増分をΔＧｓｅとすると、
【００３３】
【数２】
ΔＧｓｅ＝２・Ｇｓｅ／Ｎｓｅ ……（２）
となる。そして、この計測によって得られる撮像領域（スラブ厚）Ｄは、
【００３４】
【数３】
Ｄ＝２π／（γ・ΔＧｓｅ・Δｔ） ……（３）
で表せる。
【００３５】
したがって、上式（１）ないし（３）より、
【００３６】
【数４】
Δｄ＝Ｄ／Ｎｓｅ ……（４）
となり、スライス厚はスラブ厚をスライスエンコード数で除した値となる。
【００３７】
一方、スライス位置の変化分（スライスピッチ）ΔPは、フーリエ変換の点数をＮｆｔとすると、
【００３８】
【数５】
ΔＰ＝Ｄ／Ｎｆｔ ……（５）
となる。
【００３９】
さらに、上式の関係を図４（ｂ）および（ｃ）を用いて具体的に説明する。
【００４０】
まず、２のべき乗以外のスライスエンコード数としてたとえば４８スライスエンコードを選定した場合を考える。
【００４１】
ここで、離散フーリエ変換を効率良く行なうためには、フーリエ変換の点数は２のべき乗とするのがよいことから、４８以上の２のべき乗の数として６４が選定される。
【００４２】
スライスエンコード：６４、スライス厚：１ｍｍの撮像を行なう場合のスライスエンコードの最大傾斜磁場強度をＧ64とすると、上式（１）よりＧｓｅの値が等しければ、スライス厚も等しいことから、
【００４３】
【数６】
Ｇ48＝Ｇ64 ……（６）
となるようなＧ48をかけることによって６４スライスエンコード時と同じスライス厚１ｍｍの画像が得られることになる。
【００４４】
また、Ｇｓｅは等しくてもＮｓｅは異なるため、上式（２）から傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の増分ΔＧ48は、
【００４５】
【数７】
ΔＧ48＝ ６４／４８・ΔＧ64 ……（７）
となる。
【００４６】
また、上式（３）から、撮像領域（スラブ厚）ＤはΔＧｓｅによって決定されるためスライスエンコード６４の撮像領域に対して４８／６４だけ狭くなってしまう。
【００４７】
したがって、スライス厚一定のままスライスエンコード数を任意に設定することにより、任意に撮像領域を設定することができるようになる。
【００４８】
また、スラブ厚は４８／６４に減少するが、スライス厚とスライス枚数は等しいことから、図５（ｂ）のように、スライスピッチは、
【００４９】
【数８】
ΔＰ48＝４８／６４・ΔＰ64 ……（８）
で求められる。なお、図５（ａ）は、本実施例を適用していない６４スライスエンコードの場合を示した説明図である。
【００５０】
このことから、スライスエンコード：６４でフーリエ変換の点数が６４点であるならば、スライス厚が１ｍｍのとき、スライスピッチΔＰ64は１ｍｍとなるが、ΔＰ48は０.７５ｍｍとなる。
【００５１】
ここで、４８スライスエンコードの場合は４８スライスエンコード分のデータしかないため、図１（ｃ）に示すように、計測空間上の高周波領域には”０”をつめることによつて、６４スライスエンコード分のデータを構成し、これにより、フーリエ変換の点数を２のべき乗数としてフーリエ変換を行なう。
【００５２】
なお、図１（ａ）は、本実施例を適用していない６４スライスエンコードの場合を示した説明図で、また、図１（ｂ）は、第１スライスエンコードステップ分の計測データを示す説明図である。
【００５３】
上述した実施例のように構成した磁気共鳴イメージング装置によれば、スライスエンコード数を２のべき乗数以外の整数とし、この場合において、計測時に印加されるスライスエンコードの傾斜磁場の１ステップ分の強度は、スライス厚を決定するのに必要な最大強度をスライスエンコード数／２で除した値に設定されることになる。
【００５４】
そして、このように１ステップ分の強度が設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しながら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スライスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、この計測によって得られるエコー信号データを計測空間に格納することになる。
【００５５】
さらに、このようにして格納された計測空間上のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変換に必要な点数となるように、前記計測空間上の前記エコー信号データが格納されていない高周波域の領域に”０”データが格納されるようになり、その後フーリエ変換によって画像再構成が行なわれるようになる。
【００５６】
したがって、このようなことから、スライスエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定することがなくなることから、撮像時間および撮像領域を増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。
【００５７】
そして、上述した構成を、特に、血流描画に適用させることによって、遅い流速の血流描出能を劣化させることがなくなる。この理由は、撮像領域に数回の励起が与えられて信号が低下している状態で、該撮像領域を通過する移動体（血流）は、該撮像領域の面積が小さい程励起回数が少なく、したがって、この部分の信号を大きくとれるからである。
【００５８】
なお、本発明が適用される血流描画の方法としては、たとえば次に示すように、Ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ法、Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法、あるいはＰｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法等のようなものが知られている。
【００５９】
Ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ法
同一の領域に対して、高周波磁場による励起をたとえば１０ｍｓの短時間で連続的に行なった場合、該領域の組織に含まれるスピンは飽和状態となり、得られる信号は低いものになる。これに対して、血流に含まれるスピンは随時該領域から流出し、新たに未飽和のスピンが流入してくるため、相対的に他の組織により高い信号を得ることができる。この流入効果を利用して、複数枚のスライスについて撮像を行ない、得られた画像を重ねあわせ投影処理を行なうことによって血流の描画が得られることになる。
【００６０】
Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法
たとえば時刻ｔ1においてＸ0の位置に２個のスピンＳ1、Ｓ2が存在し、一方のスピンＳ1は静止しており、他方のスピンＳ2は速度ｖでｘ方向に移動しているとした場合、図６に示すように、時刻ｔ1からｔ2までの周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇｘの印加により、それぞれ次式（９）、（１０）に示す位相変化Φｓ、Φｆを受けることになる。
【００６１】
【数９】
【数１０】
この式（９）と式（１０）とから、
【００６４】
【数１１】
となる。そして、この式（１１）から、静止スピンＳ1と移動スピンＳ2との位相差は、移動速度ｖに比例していることがわかる。
【００６６】
このため、図７（ａ）ないし（ｅ）に示す標準的スピンエコーシーケンスにおいては、エコー信号Ｅの計測の際に、同図（ｅ）に示すように、静止スピン（破線カーブ）と移動スピン（実線カーブ）との位相が揃わないこととなる。そこで、図８（ａ）ないし（ｅ）に示すように負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することにより、同図（ｅ）に示すようにエコー信号Ｅのピークに一致して静止スピンと移動スピンとの位相が揃うことになる。
【００６７】
ここで、前者のパルスシーケンスは位相感応型シーケンスと称され、また後者のパルスシーケンスは位相不感型シーケンスと称されている。
【００６８】
位相不感型シーケンスでは、静止部分については位相感応型シーケンスで得られる信号強度と等強度の信号が得られ、移動磁化の存在部位では位相拡散による信号の欠損を抑え、位相感応型シーケンスより高い信号が得られる。従って、図９に示すように、位相感応型シーケンスで計測した位相感応画像Ｉ1と位相不感型シーケンスで計測した位相不感画像Ｉ2との差をとって差分画像Ｉ3を得ることにより、たとえば血管２１内の血流のような移動部分のみを画像化することができる。
【００６９】
Ｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法
傾斜磁場の印加により血流内のスピンは位相回転を受けることから、図１０にしめすような正負一対の傾斜磁場パルスを印加した場合、その印加順序によって、血流内のスピンは、流速に応じた位相回転Φｆ（−）、Φｆ（＋）を受けることになる。この正負一対の傾斜磁場パルスはフローエンコードパルスと称され、このフローエンコードパルスの極性を反転（＋−の順序を逆転）すれば、位相回転の極性も反転するため、これらを交互に印加し得られる信号の複素差分を取れば、位相回転を受けない静止部分の信号は除去され、血流信号のみ検出されることになる。
【００７０】
【発明の効果】
以上説明したことから明らかなように、本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができる。また、血流描画に適用させた場合、遅い流速の血流描出能を劣化させることがなくなる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（ｃ）は本発明によるＮＭＲイメージング装置の原理を示す説明図、（ａ）、（ｂ）は従来の原理を示す原理図である。
【図２】本発明によるＮＭＲイメージング装置の概略全体構成図である。
【図３】本発明によるＮＭＲイメージング装置に適用されるパルスシーケンスの一実施例を示す説明図である。
【図４】（ａ）は傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図、（ｂ）は従来の方法における傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図、（ｃ）は本発明の方法における傾斜磁場に対するスライス厚等の関係を示す説明図である。
【図５】（ａ）は従来におけるスライスピッチを示す説明図、（ｂ）は本発明におけるスライスピッチを示す説明図である。
【図６】血流描画原理を示すための説明図である。
【図７】血流描画原理を示すための説明図である。
【図８】血流描画を行なうためのパルスシーケンスである。
【図９】血流のみを描画する説明図である。
【図１０】血流描画原理を示すための説明図である。
【符号の説明】
Ａ 傾斜磁場
７ シーケンサ
Claims (2)
- 被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体の所定スラブからＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換法により画像再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブから所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場強度とスライスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる値の記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケンスの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかったスライス方向の記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さい画像を取得する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 被検体へ RF パルスとスライス方向傾斜磁場を印加して被検体の所定スラブを励起し、スライスエンコード傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を血流計測用の所定パルスシーケンスに則って印加し、前記前記被検体内を流れる血流からＮＭＲ信号を 3 次元計測し、この計測された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することより得た複数の画像を投影処理することにより前記血流を描出する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スラブを所定のスライス厚を有した２のべき乗以外の整数のスライス画像を得るために前記パルスシーケンスのスライスエンコード方向最大傾斜磁場とスライスエンコード数とを設定する手段と、前記スライスエンコード方向に対応する記憶領域が前記スライスエンコード数より大きい 2 のべき乗からなる記憶領域を有し、前記計測された NMR 信号を一時記憶する記憶手段と、前記パルスシーケン スの実行によって計測された各 NMR 信号をスライスエンコード方向、位相エンコード方向及びリードアウト方向に対応する前記記憶手段の各所定アドレスへ格納するとともに NMR 信号が計測されなかった記憶領域にはゼロデータを格納する手段と、前記記憶手段に格納された NMR 信号を 3 次元フーリエ変換することによりスライス方向において隣接するスライス画像同士のスライスピッチがスライス厚よりも小さくスライス画像同士の一部がオーバーラップした画像を取得する手段とを備え、遅い血流の描出能を向上させたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
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| JP16906492A JP3708135B2 (ja) | 1992-06-26 | 1992-06-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| JP16906492A JP3708135B2 (ja) | 1992-06-26 | 1992-06-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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