JP3987223B2

JP3987223B2 - 核磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP3987223B2
Application number: JP37288598A
Authority: JP
Inventors: 秀樹熊井; 博幸竹内
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-12-28
Filing date: 1998-12-28
Publication date: 2007-10-03
Anticipated expiration: 2018-12-28
Also published as: JP2000189395A; US6600317B1; WO2000040149A1

Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置（磁気共鳴イメージング装置、以下、MRI装置と言う）に係わり、特に複数のスラブを撮影するマルチスラブ撮影における画像処理に特徴を有するMRI方法および装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
MRI装置を用いた血管撮像法として、選択的に励起された領域に流入する血流からの信号が相対的に強まることを利用したタイムオブフライト法（Time of Flight:TOF）がある。3D-TOFは、その３次元計測法であり、選択励起領域として所定の厚さのある領域（スラブ）を励起し、位相エンコード方向のみならずスライス方向にもエンコードした信号を計測する。この3D-TOF法では、血流信号の取得のために同一スラブを繰り返し励起することで静止部の信号を飽和させ、励起パルスを受けていない部分から流入してきた血流の信号を取得している。このような原理に基づく3D-TOFは、以下のような特徴がある。
(1)血流が遅い部位では、選択励起領域内でスピンが繰り返し励起されるために信号の飽和が起こり流出側の血流信号が低下する。
(2)血流が速い部位では、励起から信号獲得までの時間（TE）に励起された部位が移動してしまうためにスラブ流入直後の血流信号が消失する。
【０００３】
この他に、血流の移動とは関係なく、スラブの励起プロファイルが完全な矩形でないためにスラブの両端の信号がスラブ中央の信号よりも低下するという問題もある。
【０００４】
このような現象によって生じる画像への悪影響、即ち多重励起による血流信号の消失、速い血流によるスラブ流入直後の血流信号消失などによる血流抽出の低下を低減するために、マルチスラブ撮像法が提案されており、現在主流になっている。このマルチスラブ撮像法では、図１１(a)に示すように撮像しようとする領域を互いに重なり合う複数の薄いスラブ1101〜1104に分け、複数のスラブから得られた信号を処理してその領域の血管像を再構成する。この際、各スラブについて得られたデータの両端（図中、斜線部1100に該当するデータ部分）を切取った後、直接繋ぎ合わせて画像を再構成する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
このように各スラブのデータの両端を繋ぎ合わせて作成したデータ1115は、各スラブにおける同一血管の血流信号値プロファイルを1111〜1114とすると、同図(b)に示すようにスラブの接続部において血流信号の不連続を生じる。この不連続は血流像において境界アーチファクトとなり、診断等の妨げとなる。
【０００６】
本発明は、MRIのマルチスラブ撮影においてスラブ間の不連続がなく、血管描出能の高いMRI方法を提供することを目的とする。また本発明はこのようなMRI方法の実現に好適なMRI装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する本発明のMRI方法は、被検体の所望の領域を構成する複数のスラブについて、順次核磁気共鳴信号の３次元データ計測を行い、各スラブの計測データを画像処理して前記被検体の所望の領域の画像を再構成する際に、複数のスラブを隣接するスラブどうしが一部重なり合うように選択し、各スラブの計測データのうち重なり合う部分のデータを、同じスライス位置のデータ毎に重み付け加算するものである。重なり合うデータについて重み付け加算することにより、スラブ間の不連続をなくすことができる。本発明のMRI方法は、スラブの重なり度（オーバーラップ度）が５０％以上のときにスラブ内の全てのスライス位置のデータが加算処理されることになるので特に効果的である。オーバーラップ度はより好適には６０〜７５％である。
【０００８】
重み付け加算する際の重み関数は、スラブプロファイルもしくはそれに近似する曲線であることが好ましい。また重み付け加算後のデータは、重み付け加算に伴う信号値のバラツキをなくすために各スライス毎にノーマライズすることが望ましい。ノーマライズは、スラブプロファイルが矩形かそれに近い場合には、重み関数値の合計値が一定となるように行う。また信号強度がプロファイルの両端側に向って漸減するようなプロファイルの場合には、重み関数値の合計値が一定値Ｓ以上であるスライス位置のデータについては、重み関数合計値Ｗが一定値Ｓとなるようにノーマライズし、合計値Ｗが一定値Ｓ未満であるスライス位置のデータについては、合計値Ｗがそのデータに割当てられた重み関数値と一定値Ｗとの間の値となるようにノーマライズする。このようなノーマライズ処理を行うことによりデータ両端におけるノイズの増加を抑制することができる。
【０００９】
本発明のMRI方法において、３次元データ計測は典型的にはタイムオブフライト法による血管撮像シーケンスを含む。
【００１０】
また本発明のMRI装置は、被検体が置かれる空間に静磁場、高周波磁場及び傾斜磁場を発生する各磁場発生手段と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、核磁気共鳴信号を用いて被検体の所望の領域の画像を再構成する信号処理手段と、画像を表示する表示手段と、各磁場発生手段、検出手段及び信号処理手段を所定の撮像シーケンスに従って制御する制御手段と、撮像条件を設定する設定手段とを備え、撮像シーケンスとして被検体のスラブの３次元計測をスラブ位置をずらしながら繰り返して行うマルチスラブ計測シーケンスを備え、前記設定手段はマルチスラブ計測のパラメータを設定する手段を備え、信号処理手段は、複数のスラブの重なり合う部位のデータをスライス位置毎に重み付け加算する手段と、設定手段により設定されたパラメータに基づき前記重み付け加算に用いる重み関数を決定する手段とを備えたものである。
【００１１】
設定手段はパラメータとして、スラブ数、１スラブを構成するスライス数及びスラブの重なり度を設定する手段を備えている。これにより本発明のMRI方法の実行が容易になる。
【００１２】
【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。
【００１３】
図１は本発明による処理方法が適用されるMRI装置の全体構成を示すブロック図である。
【００１４】
このMRI装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るもので、主として静磁場発生磁気回路1と、傾斜磁場発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、シーケンサ6と、中央処理装置(CPU)7と、操作部8とを備えている。
【００１５】
静磁場発生磁気回路1は、被検体9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9の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又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。傾斜磁場発生系2は、X、Y、Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル10と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源11とから成り、シーケンサ6から命令にしたがってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源11を駆動することにより、X、Y、Zの三軸方向の傾斜磁場Gs、Gp、Gfを被検体9に印加する。この傾斜磁場の加え方により、被検体9の計測領域、即ちスラブ或いはスライスを設定することができる。
【００１６】
送信系3は、シーケンサ6から送出される高周波磁場パルスにより被検体9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信号を照射するもので、高周波発振器12と変調器13と高周波増幅器14と送信側の高周波コイル15とから成り、高周波発振器12から出力された高周波パルスを高周波増幅器14で増幅した後に被検体9に近接して配置された送信側の高周波コイル15に供給することにより、電磁波が被検体9に照射される。
【００１７】
受信系4は、被検体9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16と増幅器17と直交位相検波器18とA/D変換器19とから成る。送信側の高周波コイル15から照射された電磁波による被検体9の応答の電磁波であるNMR信号は被検体9に近接して配置された受信側の高周波コイル16で検出され、増幅器17及び直交位相検波器18を介してA/D変換器19に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ6からの命令によるタイミングで直交位相検波器18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5に送られる。
【００１８】
信号処理系5は、受信系4で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行うと共に画像表示をするもので、CPU7とメモリと表示部とを備えている。CPU7はエコー信号についてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理及びシーケンサ6の制御を行う。本発明においてCPU7は、マルチスラブ撮像において取得された各スラブ毎の計測データを所定の重み関数を用いて重み付け加算するに際し、その重み関数の算出及び重み加算を行う。
【００１９】
メモリは、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶するROM（読み出し専用メモリ）20と、計測で得た計測パラメータや受信系4で検出したエコー信号および関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶するRAM（随時書き込み読み出しメモリ）21と、CPU7で再構成された画像データを記録するデータ格納部となる光磁気ディスク22及び磁気ディスク23とからなる。表示部は、これらの光磁気ディスク22又は磁気ディスク23から読み出した画像データを映像化して断層像として表示するディスプレイ24を備えている。
【００２０】
シーケンサ6は、被検体9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制御手段となるもので、CPU7の制御で動作し、被検体9の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系3、傾斜磁場発生系2及び受信系4に送るようになっている。本発明においてシーケンサ6は、3D-TOFによるマルチスラブ撮像シーケンスを実行するように送信系3、傾斜磁場発生系2及び受信系4を制御する。
【００２１】
操作部8（設定手段）は、信号処理系5で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール25、キーボード26および情報入力のためのGUIを表示する液晶ディスプレイ（図示せず）を備えている。この装置が実行するマルチスラブ計測に必要な計測パラメータ（スラブ数、１スラブを構成するスライス数、位相エンコード数、スラブのオーバーラップ度等）はこのGUIを介して設定することができる。
【００２２】
次に上述したMRI装置において実行されるマルチスラブ計測および画像処理について説明する。図２はその処理の手順の概要を示したものである。
【００２３】
まず操作部8を介して、撮像シーケンスとして3D-TOFのシーケンスを選択し、その計測パラメータとしてスラブ数、１スラブを構成するスライス数（スライスエンコード数）、位相エンコード（プロジェクション）数、１スラブを構成するスライス数ｎ、スライスのオーバーラップ度等を設定する。これら計測パラメータは、その数値を設定してもよいが、パラメータによっては解像度やSNなどの他のパラメータを用いて設定することも可能である（ステップ201）。これら計測パラメータはRAM21に記憶される。
【００２４】
計測パラメータが設定されるとCPU7は、画像処理に必要な重み関数を算出する。重み関数の算出方法については後述する。算出した重み関数は例えばテーブルとしてメモリに格納される（ステップ202）。
【００２５】
しかる後に3D-TOFによる撮像シーケンスを実行する（ステップ203）。図３に3D-TOFのパルスシーケンスの一例を示す。このシーケンスではまずスラブを選択する傾斜磁場パルスGsとともに高周波パルスRFを印加し、次いでグラディエントエコー信号を発生させるための読み出し傾斜磁場パルスGrを印加する。この際、エコー信号を位相エンコードするための傾斜磁場Ge1およびスライスエンコードするための傾斜磁場Ge2を印加する。その後、エコー信号を計測する。このようなシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場の強度又はスライスエンコード傾斜磁場の強度を変化させながら、必要な回数［＝位相エンコード数×スライスエンコード数］繰り返し、選択されたスラブの3D計測データを得る。
【００２６】
選択するスラブを変えて、同様の3D-TOFシーケンスを繰り返し、予め設定された複数のスラブについてそれぞれ3D計測データを収集する。このとき各スラブは設定されたオーバーラップ度に従い、隣接するスラブと一部重なるように選択される。収集されたデータはRAM21に格納される。
【００２７】
図４は、４つのスラブ401〜404の計測データの血流信号値プロファイル411〜414を示した図であり、約５０％のオーバーラップ度で各スラブが重なり合う場合を示している。図示する実施例では全計測データの両端以外は、１つのスライス位置に２つのスラブのデータが存在する。
【００２８】
CPU7はこのように重複する部分を有する計測データを処理し、全計測スラブについての計測データを作成する（ステップ204）。この処理は各スラブの計測データのうち重なり合う部分のデータを、所定の重み関数を用いて重み付けするステップ205と、重み付け後のデータを同じスライス位置のデータ毎に加算するステップ206と、各スライス位置のデータをノーマライズするステップ207とからなる。
【００２９】
尚、図４では計測データを血流信号値プロファイルとして示しているが、実際には計測データは、サンプリング番号ｘ、プロジェクション番号（位相エンコード）ｙ及びスライスエンコードｚを変数とする３次元データＤj（x,y,z）（jはスラブ番号）であり、以下の処理では異なるスラブのデータであって同一のスライス番号（スライス位置）の２次元データを加算処理する。
【００３０】
まず重み付けステップ205では、各スラブのデータを予め設定された重み関数に従い重み付けする。重み関数には、スラブプロファイルもしくはそれに近似する曲線が用いられる。近似曲線として典型的には(1)重みが、0〜1.0まで単純変化する、(2)スラブの両端では緩やかに変化するというような特性を有する曲線が用いられる。近似曲線は、CPU7が予め算出しテーブルとしメモリに格納したものであり、例えば上述の特性を有する近似曲線として、式(1)〜(3)で示される重み関数ｗ(i)（iは０からｎまでのいずれかの値、ｎは１スラブのスライス数）が用いられる。
【００３１】
【数１】

式中、Ｃは０〜（n/2-1）の範囲の任意の値とすることができ、重み関数の値を１とする範囲を決定する。Ｃ値はスラブプロファイルによって異なり、スラブプロファイルが矩形に近づくほど、Ｃ値としては（n/2-1）に近い値を設定する。更に処理後の画像において最適なS/Nが得られ、また血流と背景との信号段差を抑制するのに適当な値を設定することができる。計測パラメータ設定によってスラブ厚さが決まると自動的に設定されるようにするのが実際的である。図５は式(1)〜(3)で示される重み関数を示したもので、曲線117はＣ値が０の場合、曲線117'はＣ値がＣ＝ｎ／６の場合である。
【００３２】
尚、重み関数は上述したsin関数を用いたものでなくてもよく、スラブプロファイルに近似する曲線或いは上述した曲線の特性を満たすものであればどのようなものでも良い。例えば次式(4)
【００３３】
【数２】

のような３次関数において、適当に定数を設定することにより同様の効果が得られる。
【００３４】
このような重み関数は、既に述べたように予めCPU7によって算出されメモリに格納されているので、CPU7は各スラブの計測データが収集されると、これに格納された重み関数ｗ(i)を掛け（図２、ステップ205）、同一スライス位置のデータを加算する（ステップ206）。これらの処理を図６及び図７に示す。図６は、図４に示したスラブのうちの１つのスラブ401のデータ411に、図５で示す重み関数117を掛け合わせてスラブプロファイル118を求めた状態を示している。このような重み付け演算をすべてのスラブに対し行った後、スライス位置毎にデータを加算すると、全計測領域120について図７に符号119で示すような血流信号プロファイルＤs（x,y,z'）（z'は加算後のデータのスライス番号）が得られる。
【００３５】
図７からもわかるように、この加算後の血流信号プロファイル119（Ｄs）は各スライス毎の重み関数の合計値が同一でないことに起因して各スライスで信号値のばらつきが生じる。このばらつきをなくすためこれらデータのノーマライズ処理を行う（ステップ207）。
【００３６】
ノーマライズは、次式(5)で示すように各スライスデータをＷ(z')の値に従って決定される変数Ｎで除算する処理であり、
【００３７】
【数３】

（式中Ｄoはノーマライズ後の出力データである）
スラブプロファイルが矩形に近い場合には、加算する同一スライス位置のデータに掛ける重み関数ｗ(i)の合計値Ｗ(z')が出力データの各スライス位置毎にほぼ一定値Ｓとなるようにする。
【００３８】
一定値Ｓとしては、重み関数の合計値Ｗの極小値Ｗminを用いることができる。合計値Ｗの極小は、図７に示す血流信号値プロファイルからも類推できるように、スラブの重なり毎に存在し、全て同一の値Ｗminである。従ってどの部分の極小値を使用しても良い。このようにＳを設定した場合、ノーマライズ値Ｎは次式(6)で表わされる。
【００３９】
【数４】

このノーマライズ値Ｎを用いて上述した式(5)の計算を行うことにより各スライス毎に重み関数の合計値が一定となるようにノーマライズされる。図８は、重み付け加算後の全データに対し、上述のノーマライズを行った状態を示す図である。尚、図中、121は図４に示す各スラブデータに対し図５の重み関数117'を用いて重み付け加算する場合の重み関数の合計値のプロファイルを示し、122はノーマライズ後のプロファイルを示す。図示するようにノーマライズを行うことにより、スライス位置毎の信号値のバラツキのないデータを得ることができる。
【００４０】
尚、上述の処理では全スライスのデータに対し一定のノーマライズ値Ｎを用いてノーマライズする場合を説明したが、スラブプロファイルが矩形ではなくその両端に向って漸減するような形状の場合には、重み関数の合計値Ｗが一定値以上の場合と一定値以下の場合でノーマライズ値Ｎを変えることが好ましい。そのような実施例を図９および図１０により説明する。
【００４１】
このノーマライズ処理は、図１０のフローに示すように、各スライス位置毎に重み関数ｗ(i)の合計値Ｗ(z')求めるステップ101と、出力データの各スライス位置毎にノーマライズする値Ｎを算出するステップ102とからなり、ステップ102では、一定値Ｓ（例えばＷmin）を算出した後、重み関数合計値Ｗが一定値Ｓ以上かＳ未満かによってノーマライズの仕方を変える。Ｗ(z')が一定値以上のデータ（範囲126）は上述したノーマライズ処理と同様に式(5)を用いた処理を行い、Ｗ(z')がＳ未満であるスライスデータ（範囲125、127のデータ）に対しては、Ｗ(z')がＷ(z')とＳの間の値となるようにＮを設定してノーマライズする。
【００４２】
例えばＷ(z')がＳ以下のスライスデータには次式(7)の処理を行う。
【００４３】
【数５】

ここで、αは0〜1.0までの値を取る変数である。
【００４４】
或いはＷ(z')を所定の特性を満たす関数ｆ(z')に合せるようにノーマライズしてもよい。この場合の関数ｆ(z')が満たすべき特性は、(1)スラブの両端へ向かって値が減少する、(2)関数の値がＷ(z')≦ｆ(z')≦Ｓを満たすことである。
【００４５】
図９は図５の重み関数117'で重み付け加算する場合の合計値Ｗのプロファイル123と、ノーマライズ後の合計値のプロファイルを示したものであり、同図からわかるように、全スラブの両端の範囲125、127では、重み関数の合計値Ｗのプロファイル128、129は両端へ向かって値が減少している。一般に合計値Ｗ(z')が一定値Ｓ以下であるスライスデータを一定値Ｓ以上のデータと同じ値Ｎでノーマライズすると、信号値と共にノイズ部も増加し、ノイズが目立つ画像となるが、このようにＷ(z')が一定値Ｓ以下ではノーマライズ処理を変えることにより、ノイズの少ない画像を得ることができる。
【００４６】
CPU7は、ノーマライズ処理後のデータを用いて画像再構成する（図２、ステップ208）。このように処理された画像データはスラブとスラブとの間における血流信号の差がなく、診断に有効な血流像を表示することができる。
【００４７】
尚、以上の実施例（図４）ではスラブとスラブのオーバーラップ度が５０％の場合を示したが、オーバーラップ度はこれに限定されず、５０％以下の場合にも５０％以上の場合にも本発明を適用できる。実用的にはオーバーラップ度が６０〜７５％の範囲が好適である。例えばオーバーラップ度が２／３（約６７％）の時には、加算処理される同一スライス位置のデータは血流の流入部、スラブ中間部および血流の流出部の３ヶ所の信号を持つことになるため、血管の描出能や血管画像の均一性が向上する。オーバーラップ度を更に大きくすることにより、加算処理される同一スライス位置のデータは、１スラブ内の様々な部位の信号を持つことになるため、血管の描出能や血管画像の均一性がさらに向上し、良好な画像が得られる。但し、オーバーラップ度が大きくなるにつれ計測時間も長くなるので実用的には７５％以下であることが望ましい。
【００４８】
また以上の実施例では本発明を血流描出に適用した場合を説明したが、本発明のMRI装置および方法はそれに限定されず、マルチスラブ撮影を行うものであればすべて適用可能である。また血流描出シーケンスとしても図示したものに限定されず公知のシーケンスを採用することが可能である。
【００４９】
【発明の効果】
本発明のMRI装置は、マルチスラブ計測を行う際にスラブの重なり合ったデータについて重み付け加算処理する機能、これら処理に必要な計測パラメータを設定する機能を備えているので、個々のスラブの接続部において生じる血流信号の不連続（境界アーチファクト）を低減した画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の構造を示すブロック図
【図２】本発明のMRI装置におけるマルチスラブ計測の手順を示すフロー図
【図３】本発明のMRI装置で実行するマルチスラブ計測のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図
【図４】マルチスラブ計測により得られたデータを模式的に示す図
【図５】本発明による画像処理の１ステップ（重み付け加算）を説明する図
【図６】本発明の画像処理において用いられる重み関数を示す図
【図７】重み付け加算後の血流信号プロファイルの一例を示す図
【図８】本発明の画像処理におけるノーマライズ処理の一実施例を示す図
【図９】本発明の画像処理におけるノーマライズ処理の他の実施例を示す図
【図１０】本発明の画像処理におけるノーマライズ処理のフロー図
【図１１】従来のマルチスラブ計測における画像処理を説明する図
【符号の説明】
１・・・・・・静磁場発生磁気回路
２・・・・・・傾斜磁場発生系
３・・・・・・送信系
４・・・・・・受信系（検出手段）
５・・・・・・信号処理系
６・・・・・・シーケンス（制御手段）
７・・・・・・CPU（制御手段）
８・・・・・・操作部（設定手段）
９・・・・・・被検体
24・・・・・・表示部

Claims

被検体の所望の領域を構成する複数のスラブを、隣接するスラブどうしが一部重なり合うように選択する手段と、各スラブについて順次核磁気共鳴信号の３次元データ計測を行う手段と、各スラブの計測データを用いて前記被検体の所望の領域の３次元画像を形成する画像形成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記画像形成手段は、各スラブの計測データのうち重なり合うスライス部分の計測データを、スラブプロファイルもしくはそれに近似する曲線を重み関数として用いて重み付け加算し、スラブの重なり合う部分の３次元画像を形成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記画像形成手段は、各スラブの計測データのうち重なりあうスライス部分の計測データを、同じスライス位置のデータ毎に重み付け加算することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記スラブどうしの重なりが５０％以上であることを特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記重み関数値の合計値が一定となるように各スライス位置のデータをノーマライズすることを特徴とする請求項１ないし３いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング方法。
前記重み関数値の合計値が一定値以上であるスライス位置のデータについては、前記合計値が前記一定値となるように当該データをノーマライズし、前記合計値が前記一定値未満であるスライス位置のデータについては、前記合計値がそのデータに割当てられた重み関数値と前記一定値との間の値となるようにそのデータをノーマライズすることを特徴とする請求項１ないし３いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記３次元データ計測がタイムオブフライト法による血管撮像シーケンスを含むことを特徴とする請求項１ないし５いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置。
被検体が置かれる空間に静磁場発生手段、高周波磁場及び傾斜磁場を発生する各磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記核磁気共鳴信号を処理し被検体の所望の領域の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段と、前記各磁場発生手段、前記検出手段及び前記信号処理手段を所定の撮像シーケンスに従って制御する制御手段と、撮像条件を設定する設定手段とを備え、前記撮像シーケンスとして前記被検体の所望の領域の３次元計測を隣接するスラブの一部を相互に重ねて位置をずらしながら繰り返して行うマルチスラブ計測シーケンスを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記設定手段はマルチスラブ計測のパラメータを設定する手段を備え、前記信号処理手段は、複数のスラブの重なり合う部位のデータをスライス位置毎に重み付け加算する手段と、前記設定手段により設定されたパラメータに基づき、スラブプロファイルもしくはそれに近似する曲線を前記重み付け加算に用いる重み関数として決定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。
前記設定手段は前記パラメータとしてスラブ数、１スラブを構成するスライス数及びスラブの重なり度を設定する手段を備えたことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
被検体の複数のスラブを血流の方向に沿って、隣接するスラブどうしが一部重なり合うように選択する手段と、各スラブについて順次核磁気共鳴信号の３次元データ計測を行う手段と、各スラブの計測データを用いて前記被検体の３次元血流画像を形成する画像形成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記画像形成手段は、スラブの重なり合う部分について、各スラブの血液流入効果の異なるデータを、スラブプロファイルもしくはそれに近似する曲線を重み関数として用いて重み付け加算し、平滑な３次元血流画像を形成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。