JP3901448B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置(MRI)に関し、特に、磁気共鳴イメージング装置おけるダイナミック磁気共鳴アンジオグラフィ撮像に好適な計測方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
MRI（磁気共鳴イメージング装置）は、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被検体の任意の断面を画像表示するものである。
【０００３】
また、このような磁気共鳴イメージング装置を利用して血流画像を得る技術は、MRA（磁気共鳴アンジオグラフィ）と呼ばれる。このMRAは、造影剤を使用しない手法と造影剤を使用する手法に大別することができる。
【０００４】
造影剤を使用しないMRAの手法としては、スライス面への流入効果を利用してて血流画像を抽出するタイムオブフライト（Time-Of-Flight; TOF）法、血流による位相拡散の有無を利用して血流画像を抽出する差分処理を施すフェイズセンシティブ法（Phase-Sensitive：PS法）、血流による位相拡散の極性を反転し血流画像を抽出する差分処理を施すフェイズコントラスト法（Phase-Contrast：PC法）などが知られている。
【０００５】
なお、これらの手法については、"Magnetic Resonance Imaging; Stark DD et al. edited, The C.V.Mosby Company, pp108-137, 1988"、"Cerebral MR Angio-imaging(脳血管時期共鳴画像法）の研究-第1報-、福井啓二 他、CT研究、10(2) 1988年、133頁-142頁"、"Magnetic resonance angiography, Dumoulin CL, et al, Radiology 161:717-720, 1986"、"Simultaneous acquisition of Phase-contrast angiograms and stationary-tissue images with Hadamard encoding of flow-induced phase shifts, Dumoulin CL, et al. J. Magnetic Resonance Imaging 1:399-404, 1991"、"Encoding strategies for three-direcrion Phase-contrast MR imaging, Dumoulin CL, et al. J. Magnetic Resonance Imaging 1:405-413, 1991"等に詳しい。
【０００６】
一方、造影剤を用いるMRAの手法としては、Gd-DTPA等のT1短縮型の造影剤とグラジエントエコー系のTRの短いパルスシーケンスを組み合わせる手法が一般的である。この手法では、数ms〜数10msの短時間間隔の高周波磁場による同一領域の励起の繰り返しによって、血流以外の部分のピンを飽和させ、造影剤を含むためにT1が短縮し、スピンの飽和が生じにくい血流部分からのみ高信号を得ることにより血流画像を抽出する。または、さらに、造影前後の画像差分をとるDSA; Digital Subtraction Angiographyによって、より血流部分のコントラストを上げた画像を得る。ここで、このような造影剤を用いるMRAの手法では、通常肘静脈から造影剤を注入する。注入された造影剤は、心臓、動脈系、毛細血管、静脈系と順に循環する。そこで、ダイナミックMRAと呼ばれる技術では、造影剤の循環の各段階において繰り返し計測を行い、各部の血流の時系列画像が得られるようにしている。なお、このような造影剤を用いるMRAの手法やダイナミックMRAについては、"3D Contrast MR Angiography 2nd edition. Prince MR, Grist TM and Debatin JF, Springer, pp3-39,1988"に詳しい。なお、ダイナミックMRAについては特に本書のpp16-19に詳しい。
【０００７】
さて、このようなダイナミックMRAにおける１回の撮像時間は、２次元計測の場合は繰り返し時間TRと位相エンコードステップ数を乗じた時間となり、３次元計測の場合は繰り返し時間TRと位相エンコードステップ数にスライスエンコードステップ数を乗じた時間となる。したがって、空間分解能を向上するためには位相エンコードステップ数やスライスエンコードステップ数を大きくとることが望ましい一方、そのようにすると時間分解能は低下する。すなわち基本的に空間分解能と時間分解能はトレードオフの関係にある。
【０００８】
そこで、このような問題を解決するために、米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号では、次のような計測方法を提案している。
すなわち、これらの技術では、一度の計測でk空間全てを計測するのではなく、k空間をky方向に複数の領域に分割し、分割した領域を単位として、k空間の中心領域（低周波数領域）がより高い頻度で計測されるように、各回で計測するk空間の部分を制御する。そして、今回計測しなかったk空間の部分については、他の回に計測した計測結果を流用する。または、他の回に計測した複数の計測結果から補間によって生成する。
【０００９】
この技術によれば、各回の計測において位相エンコードステップの全てを実行しないために、各回の計測時間を短縮化し時間分解能を向上することができると共に、比較的、診断に重要なコントラストを決定するk空間の中心領域（低周波領域）については経時的変化を確実に捉えることができる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、前記米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号の技術では、高周波数領域の時間分解能の犠牲が著しく大きかった。また、k空間の分割の仕方がky方向のみと一次元方向のみであるために、計測結果に方向依存性が生じ、これによって生成される画像の品質を劣化する場合があった。
【００１１】
そこで、本発明は、MRIにおいて繰り返し撮像を行う際に、高周波数領域の時間分解能を大きく劣化させることなく、各回の計測時間を短縮化する計測方法を提供することを課題とする。また、このような計測方法において、さらに、計測結果の方向依存性を排除することを課題とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を達成するために本発明のMRI装置は、画像の再構成に必要な３次元のｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記ｋ空間データから前記画像を再構成する信号処理手段とを備え、前記計測制御手段は、前記ｋ空間をその低周波領域を含む必須計測領域と複数の周辺計測領域とに分割すると共に該分割を２つのエンコード方向に行い、前記必須計測領域と１以上の前記周辺計測領域のデータ取得を、該１以上の周辺計測領域の内の少なくとも１つを変えて繰り返し、前記信号処理手段は、前記繰り返し毎に、前記取得された必須計測領域と周辺計測領域のデータを含んで前記画像を再構成するものである。
このようにすれば、 k 空間を ky 方向のみに分割する前記従来の米国特許 5,713,358 号、米国特許 5,830,143 号に比べ、計測結果に生じる方向依存性を低減し、これによって生成される画像品質の低下を軽減することができる。
好ましくは、前記周辺計測領域は、前記k空間における前記必須計測領域以外の高周波領域の少なくとも一部とする。
【００１３】
このような計測方法によれば、各回の計測ステップにおける測定ステップで測定されるデータに、必ず一つの周辺計測領域分の高周波領域の成分が含まれることになるため、前記従来の米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号に比べ、高周波数領域の時間分解能の劣化は小さく、したがって、生成画質の劣化も小さい。
【００１５】
また、k空間の全領域を計測するのではなく、その一部を非計測とすることができる。例えば、前記必須計測領域および前記複数の周辺計測領域の和集合空間に外接する直方体状のk空間は、前記和集合空間と重複しない、非計測領域を有するものとすることができる。このように、直方体状のk空間のうちの、計測目的上重要でない空間周波数部分を非計測領域とすることにより、計測目的への適合度を大きく損なうことなく、時間分解能を向上することができる。この場合、前記非計測領域にはゼロを埋めて前記再構成を行っても良い。
【００１６】
さらに、前記繰り返しの際に、前記分割を変更しても良い。例えば、前記繰り返しの間に、前記複数の周辺計測領域、または、前記必須計測領域および前記複数の周辺計測領域の設定を変更してもよい。このようにすれば、時間経過に伴い、空間分解能と時間分解能の重要性の程度が変化していくような場合でも、それに対応した計測を行うことができるようになる。例えば、造影剤が注入された被検体の撮像の場合に、前記造影剤が撮像領域に滞在する期間では前記周辺計測領域を狭くし、前記造影剤が撮像領域に滞在していない期間で前記周辺計測領域を広くして良い。
【００１７】
さらに、、データ取得されなかった前記周辺計測領域のデータとして、同じ領域において最近の過去に取得されたデータを用いてもよい。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態について、ダイナミックMRAへの適用を例にとり説明する。
【００１９】
図１に、本実施形態に係るMRI装置の構成を示す。
図示するように、本MRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石2と、傾斜磁場発生系3と、シーケンサ4と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、中央処理装置(CPU)8とを備えて成る。
【００２０】
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、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。
【００２１】
傾斜磁場発生系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,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の特定のスライス又はスラブを選択的に励起することができ、また計測空間（k空間）における計測点（サンプリング点）の位置、計測順序を規定することができる。
【００２２】
シーケンサ4は、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、傾斜磁場発生系3、送信系5及び受信系6に送るようになっている。シーケンサ4が制御する傾斜磁場発生系3、送信系5及び受信系6の動作タイミングはパルスシーケンスと呼ばれ、ここではパルスシーケンスの一つとして三次元血流撮像のためのシーケンスが採用される。シーケンサ4の制御については後に詳述する。
【００２３】
送信系5は、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、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とから成る。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、電磁波が被検体1に照射されるようになっている。
【００２４】
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とから成る。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で検出される。検出されたエコー信号は、増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D変換器17に入力されディ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、信号処理系7に送られる。
【００２５】
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、CPU8で３次元フーリエ変換、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１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。
【００２６】
次に、このようなMRI装置における、ダイナミックMRA撮像動作について説明する。
まず、計測に用いるパルスシーケンスについて説明する。
【００２７】
シーケンサ4は、所定のパルスシーケンス、ここでは３次元MRAシーケンスに従い傾斜磁場発生系3、送信系5及び受信系6の動作タイミングを制御する。このパルスシーケンスはCPU8に備えられたメモリに予めプログラムとして組み込まれており、他のパルスシーケンスと同様、使用者が撮影の目的に応じて適宜選択することにより実行することができる。即ち、CPU8の入力装置を介して造影剤を用いたMRAが選択されると、シーケンス4はCPU8によって制御され、３次元MRAシーケンスを実行する。
【００２８】
このパルスシーケンスは、例えば図２に示すように、グラディエントエコー法を基本とするシーケンスで、３次元MRAシーケンスに一般的なものである。ただし、Gradient Moment Nulling 等のフローコンペンセーションなどが付加される場合もある。
【００２９】
図示した例では、高周波磁場パルスRFを印加して目的血管を含む領域（スラブ）を励起した後、Z方向の位相エンコード傾斜磁場GzおよびY方向の位相エンコード傾斜磁場Gyを印加し、次いで読み出し/周波数エンコード傾斜磁場Gx印加するとともにその極性を反転させてエコー信号を計測している。３次元イメージングでは、このようなパルスシーケンスを、Z方向の位相エンコード傾斜磁場Gz、Y方向の位相エンコード傾斜磁場Gyの磁場強度の組み合わせを変えながら、所定の繰り返し時間TRで繰り返すことによって、三次元データを得る。
【００３０】
ここで、Z、Y方向のエンコードステップ数はZ、Y方向の領域の分割数を決めるもので、例えばそれぞれ128、256などに設定されている。また、このZ、Y方向のエンコードステップ数によってk空間のky−kz平面の大きさが規定される。即ち図２のシーケンスにおいて、傾斜磁場強度Gzのある値と傾斜磁場強度Gyのある値の組み合わせのときに計測された信号は、Gz、Gyの値に対応するk空間の座標（ky,kz）に配置されることになる。逆に言えば、k空間のky−kz平面のある座標（ky1、kz1）をサンプルするということは、ky1に対応するGyとkz1に対応するGzの組み合わせにおいて、図２のパルスシーケンスを実行することであり、座標（ky1、kz1）をサンプルしないということは、ky1に対応するGyとkz1に対応するGzの組み合わせにおいて、図２のパルスシーケンスの実行を省略するということである。
【００３１】
従来の基本的なダイナミックMRAでは、各回の計測におけるZ、Y方向のエンコードステップ数、ステップ幅を固定として、毎回の計測において、全てのGyとGzの組み合わせについて図２のパルスシーケンスを実行し、全ての座標にデータが充足された３次元のk空間を得る。
【００３２】
これに対し、本実施形態では、ダイナミックMRA撮像において、各回の計測におけるZ、Y方向のエンコードステップ数、ステップ幅を固定とせずに、各回の計測を以下のように制御する。
【００３３】
すなわち、本実施形態では、予め可能なZ、Y方向の位相エンコードステップ数に応じて大きさを定めたky, kzの座標軸を有する２次元のk空間上に、その中央領域である必須計測領域と、その周辺に複数の周辺計測領域を設定する。ここで、各周辺計測領域は他の周辺計測領域と部分的に同じ領域を含んでいてもよい。必須計測領域については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域については計測の各回において所望の順序、例えば巡回的に一つづつ計測する。また各回の計測において計測しなかったk空間の領域については、その回で計測しなかったk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用する。そして、前述のように各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって必須計測領域と全ての周辺計測領域のデータが充填されたk空間に対して３次元フーリエ変換を施し、３次元データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００３４】
或いはこの再構成した３次元データと、造影剤投入前に計測しておいて３次元データとの差分をとり、これを最終的な３次元データとしてもよい。この差分は、複素差分であることが好ましいが、強度絶対値の差分であっても良い。また、各回の全領域充填後のk空間データと造影剤投入前に計測しておいたk空間データとのk空間データ同士で複素差分を取った後に再構成を行うようにしてもよい。
【００３５】
さらに３次元データは、これを所定のまたは指定された配置関係において、仮想的な２次元スクリーンと共に仮想３次元座標系に配置し、３次元データを仮想的な２次元スクリーンに投影した２次元画像を生成し、これを表示する。ここで、投影の方向は、任意で良いが、一般的には、冠状断、矢状断、軸横断の方向に投影する。さらに、ある軸を中心として投影方向を回転させながら順次二次元画像を生成し、これらをつなげて動画像を生成するようにしてもよい。たとえば、３次元の血管データDbを、A軸の回りに45度ずつ回転させて得られる３方向に対して、３次元の血管データDbを投影して得られる３枚の二次元画像Ixは、図３に示すようになる。
【００３６】
なお、この２次元画像の生成には、一般には、２次元スクリーンのある座標に投影される位置にあるボクセルの内の最大値のボクセルのみをその座標に投影する最大値投影法(Maximum Intensity Projection）とRay tracing （光線追跡法）の組み合わせの他、Surface rendering、Volume renderingなどの周知のレンダリング手法が用いられる。
【００３７】
次に、このような本発明の実施形態において、周辺計測領域の設定および必須計測領域と周辺計測領域の計測の具体例について説明する。
【００３８】
まず、第１の具体例について示す。
本例では、図４aに示すように、ky方向に、３次元のk空間を３分割し、図中上下の領域を周辺計測領域42、中央の領域を必須計測領域41とする。そして、図４bに示したように必須計測領域41については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域42については計測の各回において交互に一つづつ計測する。
【００３９】
また各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用する。画像再構成に際しては、前述のように各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって充填された３次元のk空間に対して３次元フーリエ変換を施し、３次元データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００４０】
なお、図４b中、黒塗りの領域は、その回の計測で計測を行わない領域である。以下の各図についても同様である。
【００４１】
本第１具体例を用いる場合の、計測の手順の一例を図５に示す。
すなわち、図５aに示す静脈への造影剤注入前から、計測を開始し、図５b、cに示すように、計測の各回において３次元のk空間の必須計測領域については必ず計測し、３次元のk空間の各周辺計測領域については計測の各回において交互に一つづつ計測するように、計測を繰り返す。各回の計測において計測しなかったk空間の領域については、その回で計測しなかったk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用し、３次元のk空間を充填する。充填されたk空間データに対して３次元フーリエ変換を施し、図５dに示すように３次元画像データ（時系列造影剤分布画像）を得、これを投影した図５eの２次元画像（投影血管画像）を得る。
【００４２】
この結果、造影剤の血管A、血管B、血管Cへの流動に伴い、順次、各血管が高コントラストで表示されることになる。
【００４３】
なお、各回の計測における３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコーディングの順序は、図４に示す例では、図中k空間の内部に矢印で示したように、必須計測領域のうち、その回で計測されない周辺計測領域の側から始めて、その回で計測される周辺計測領域の側へと走査するようにしているが、これに限られるものではない。
【００４４】
以上、説明した第１の具体例の計測によれば、各回の計測に、必ず一つの周辺計測領域分の高周波領域の成分が含まれることになるため、高周波領域を低頻度で計測する従来技術（例えば米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号）に比べ、高周波数領域の時間分解能の劣化は小さく、したがって、生成画質の劣化も小さい。
【００４５】
次に、第２の具体例について説明する。
本例では、図６aに示すように、ky方向に３次元のk空間を３分割し図中上下の領域を周辺計測領域62とすると共に、kz方向に３次元のk空間を３分割し図中左右の領域を周辺計測領域63とし、これら４つの周辺計測領域に囲まれた中央の領域を必須計測領域61とする。図６bに示したように必須計測領域61については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域62、63については計測の各回において、所望の順序で一つづつ計測する。周辺計測領域を計測する順序は、例えば図６ｂに示したように巡回的に行ってもよいし、上下（或いは左右）の周辺計測領域を順次計測し、次いで左右（或いは上下）の周辺計測領域を順次計測してもよい。
【００４６】
各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、前記第１の具体例と同様に、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって充填された３次元のk空間データに対して３次元フーリエ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００４７】
なお、本例においても、各回の計測における３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必須測定領域のうち、その回で計測されない周辺計測領域の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の側へと走査するようにしてもよいが、これに限られるものではない。
【００４８】
以上のように、本例によれば、必須計測領域、周辺計測領域の境界をkyとkzの２方向について設定するために、さらに、k空間をky方向のみに分割する従来技術（例えば米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号）に比べ、計測結果に生じる方向依存性を低減し、これによって生成される画像の品質を劣化を軽減することができる。
【００４９】
本例では、図７aに示すように、ky方向に３次元のk空間を３分割し、kz方向に３次元のk空間を３分割して得られる９つの領域のうち、図中上側左右方向中央、下側左右方向中央、左側上下方向中央、右側上下方向中央の４領域を周辺計測領域72とすると共に、周辺計測領域に囲まれた中央の領域を必須計測領域71とする。また、残りの領域を非計測領域73として計測を行わない領域とする。この具体例でも、図７bに示したように必須計測領域については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域については計測の各回において所望の順序で一つづつ計測する。
【００５０】
各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって非計測領域以外の領域が充填された３次元のk空間データを得る。非計測領域についてゼロフィリングした後、k空間データに対して３次元フーリエ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００５１】
なお、本例においても、各回の計測における３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必須計測領域のうち、その回で計測される周辺計測領域と反対の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の側へと走査するようにしてもよいが、これに限定されない。
【００５２】
以上のように、本例によれば、さらに、診断等に比較的重要でない３次元のk空間上の角の領域を非計測領域とすることにより、より短い時間で計測を繰り返せるようになるので、比較的小さな画質の低下において時間分解能を向上することができる。
【００５３】
次に第４の具体例について説明する。
本例では、図８aに示すように、３次元k空間のうちｋｙ−ｋｚ平面に内接する円の内側の領域と、外側の領域に２分割し、外側の領域を非計測領域83とする。さらに円の内側の領域については、それに包含される四角形の内側の領域と外側の領域とに分割し、四角形の内側の領域を必須計測領域81とする。非計測領域83と必須計測領域81との間の領域、すなわち円の内側であって必須計測領域81の外側の領域については、これを４つに等分割し、得られる４領域を周辺計測領域82とする。なお、ｋｙ−ｋｚ平面が正方形の場合、円は真円となるが、ｋｙ軸とｋｚ軸の長さが異なり長方形の場合には、円は楕円状となる。本明細書におい「円」はこのような「楕円」を含む意である。
【００５４】
この場合にも、図８bに示したように必須計測領域81については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域82については計測の各回において所望の順序で一つづつ計測する。
【００５５】
各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、第１の具体例同様に、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって非計測領域以外の領域が充填された３次元のk空間データを得る。ここでも非計測領域はゼロフィリングしてもよい。このk空間データに３次元フーリエ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００５６】
なお、本例においても、各回の計測における３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必須計測領域のうち、その回で計測される周辺計測領域と反対の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の側へと走査するようにしてもよいが、これに限定されない。
【００５７】
または、上述するようなラスター走査ではなく、図９に示すように、螺旋状に走査してもよい。この場合には、kｙ−kｚ平面の原点との距離が近いものより走査する。或いは、同じ螺旋状の走査であっても、図１０に示すように、必須計測領域のうち、kｙ−kｚ平面の原点に達するまでは、原点との距離が遠いものより走査を始め、当該原点に達した後は、kｙ−kｚ平面の原点との距離が近いものより走査し、次いで周辺計測領域を走査するようにしてもよい。
【００５８】
次に第５の具体例について説明する。
本例は、図１１aに示すように、ｋｙ−ｋｚ平面に設定した円内の領域を必須計測領域111とし、さらにｋｙ−ｋｚ平面に少なくとも必須計測領域を包含するように円を設定し、二つの円で囲まれる領域を周方向に４つに等分割して得られる４領域を周辺計測領域112としたものである。周辺計測領域112の外側は非計測領域113である。
【００５９】
図１１bに示したように必須計測領域111については、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測領域112については計測の各回において所望の順序で一つづつ計測する。
【００６０】
第１の具体例同様に、各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって非計測領域以外の領域が充填された３次元のk空間データを得る。ここでも非計測領域113はゼロフィリングする。このk空間データに３次元フーリエ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した２次元画像を得る。
【００６１】
なお、本例においても、各回の計測における３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコーディングの順序は任意である。すなわち、図１１に示すようにｋｙ−ｋｚ平面の原点との距離が近いものより螺旋状に走査するようにしてもよいし、図１２に示すように、必須計測領域のうち、ｋｙ−ｋｚ平面の原点に達するまでは、当該原点との距離が遠いものより走査し、当該原点に達した後は、ｋｙ−ｋｚ平面の原点との距離が近いものより走査し、次いで周辺計測領域を走査するようにしてもよい。
【００６２】
以下、第６の具体例を説明する。
本例では、図１３に示すように、一連の計測手順の流れの中で、周辺計測領域132の大きさを変更する。
【００６３】
すなわち、より時間分解能が必要とされる期間は個々の周辺計測領域を小さくとることにより、各回の計測で計測する領域の大きさを小さくして、より短い時間で計測を繰り返せるようにし、より空間分解能が必要とされる期間は個々の周辺計測領域を大きくとることにより、各回の計測で計測する領域の大きさを大きくして、より高い空間分解能で計測を行えるようにする。
【００６４】
具体的には、たとえば、図１３aに示すように造影剤の投入前後及び主要な大動脈へ造影剤が到達する時間帯には図１３b、cに示すように高い時間分解能で計測が行えるように周辺計測領域132を小さく設定する。また図１３aに示すように造影剤が動脈相を過ぎ静脈相に到達した時点では、図１３b、cに示すように高い空間分解能で計測が行えるように周辺計測領域を大きく設定することにより、血流動態の変化に合わせた計測を可能とする。
【００６５】
なお、図１３に示した例では、ｋｙ−ｋｚ平面に設定した円内の領域を必須計測領域131とし、この必須計測領域131を包含するように設定した円と必須計測領域131との間の領域を周方向にnに等分割して得られるn個の領域を周辺計測領域132とすることとし、nの数を測定開始からの経過時間に応じて変化させることにより個々の周辺計測領域の大きさを変化させている。周辺計測領域の大きさを変化させる方法は、これに限らず、例えば図４に示す周辺計測領域の設定と、図６や図７に示す周辺計測領域の設定とを適宜組み合わせてもよい。
【００６６】
以上、本発明の実施形態を説明したが、上述の実施形態における周辺計測領域の数は例示であって、その用途、目的に併せて任意に設定できる。
【００６７】
また各回の計測において計測しなかった３次元のk空間の領域については、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用したが、他の手法で、たとえば、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去と次回の２つの計測結果の補間によって、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分のデータを生成するようにしてもよい。
【００６８】
また、以上では、Z方向とY方向について位相エンコーディングを行うことにより３次元計測を行う場合について説明したが、Z方向についてはスライス選択傾斜磁場とRFパルスの組み合わせによって、その位置をエンコードする３次元計測を行う場合についても、以上の必須計測領域および周辺計測領域を用いた計測は同様に適用することができる。
【００６９】
また、以上では３次元計測を行う場合について説明したが、２次元計測（1スライス毎の計測）を行う場合についてもｋｘ−ｋｙ方向について必須計測領域および周辺計測領域の境界を設定することにより同様に適用することができる、また、以上では、造影剤と用いたダイナミックMRAへの適用を例にとり説明したが、以上の必須計測領域および周辺計測領域を用いた計測は、MRIにおいて任意の繰り返し計測を行う場合について同様に適用することができる。
【００７０】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、MRIにおいて繰り返し撮像を行う際に、高周波数領域の時間分解能を大きく劣化させることなく、各回の計測時間を短縮化する計測方法を提供することができる。また、このような計測方法において、さらに、計測結果の方向依存性を排除することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施形態に係る計測に用いることのできるパルスシーケンスの例を示すタイミングチャートである。
【図３】本発明の実施形態に係る３次元データを投影した二次元画像の生成法の例を示す図である。
【図４】本発明の実施形態に係る計測法の第1の具体例を示す図である。
【図５】本発明の実施形態に係る計測法の第1の具体例による計測手順を示す図である。
【図６】本発明の実施形態に係る計測法の第2の具体例を示す図である。
【図７】本発明の実施形態に係る計測法の第3の具体例を示す図である。
【図８】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体例を示す図である。
【図９】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体例における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図である。
【図１０】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体例における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図である。
【図１１】本発明の実施形態に係る計測法の第5の具体例を示す図である。
【図１２】本発明の実施形態に係る計測法の第5の具体例における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図である。
【図１３】本発明の実施形態に係る計測法の第６の具体例における計測手順を示す図である。
【符号の説明】
1…被検体
2…磁場発生装置
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
9…傾斜磁場コイル
14a…送信側の高周波コイル
14b…受信側の高周波コイル

Claims (8)

1. 画像の再構成に必要な３次元のｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記ｋ空間データから前記画像を再構成する信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記ｋ空間をその低周波領域を含む必須計測領域と複数の周辺計測領域とに分割すると共に該分割を２つのエンコード方向に行い、前記必須計測領域と１以上の前記周辺計測領域のデータ取得を、該１以上の周辺計測領域の内の少なくとも１つを変えて繰り返し、
   前記信号処理手段は、前記繰り返し毎に、前記取得された必須計測領域と周辺計測領域のデータを含んで前記画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記周辺計測領域は、前記ｋ空間における前記必須計測領域以外の高周波領域の少なくとも一部であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、データ取得を行う前記周辺計測領域を前記必須計測領域の周りに巡回させて変えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、更に非計測領域を少なくとも一つ含むように前記分割を行い、
   前記信号処理手段は、前記非計測領域にはゼロを埋めて前記再構成を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１乃至４のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記繰り返しの際に、前記分割を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記周辺計測領域を広狭させて、前記画像の空間分解能又は時間分解能を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、造影剤が注入された被検体の撮像の場合に、前記造影剤が撮像領域に滞在する期間では前記周辺計測領域を狭くし、前記造影剤が撮像領域に滞在していない期間で前記周辺計測領域を広くすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１乃至７のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記信号処理手段は、データ取得されなかった前記周辺計測領域のデータとして、同じ領域において最近の過去に取得されたデータを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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