JP4960575B2 - 分解能の最大化及びエイリアシング・アーチファクトの排除を目的とした撮像域の自動最適化 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムに関する。本発明は、さらに詳細には、画像分解能の最大化のため及びエイリアシング・アーチファクトの排除のために撮像域（ＦＯＶ）を最適化する方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
ＭＲイメージング・システムは、歳差運動する核磁気モーメントから検出した無線周波数（ＲＦ）信号に基づいて撮像ボリューム内にある患者その他の対象の画像を提供する。主マグネットは撮像ボリューム全体にわたる静磁場（すなわち、Ｂ0磁場）を発生させる。同様に、ＭＲイメージング・システム内の傾斜コイルは、空間従属の方式によって（典型的には、ＭＲ撮像／データ収集のサイクルの選択部分の間で相互に直交するｘ、ｙ、ｚの各座標方向で）この静磁場を強めたり弱めたりするために利用される。その間に、ＲＦコイルが、撮像ボリューム内でＢ0磁場と直角方向にＢ1磁場と呼ぶＲＦ磁場パルスを発生させ原子核を励起させる。したがって原子核は、所与の時刻及び空間位置における磁場強度に比例する共鳴ＲＦ周波数でＢ0磁場と平行な軸の周りで歳差運動するように励起を受ける。横断面で歳差運動が発生すると、磁化の横断成分は何らかの外部回路（典型的には、受信器）と磁気的に結合する。これらの送信器及び受信器結合機構を両者ともＲＦコイルと呼ぶ。これらのＲＦコイルは静磁場内で歳差運動する磁気モーメントのラーモア周波数を中心とする周波数帯域で共鳴するようにチューニングしている。
【０００３】
通常の実施では、指定するＦＯＶは、典型的には、患者の寸法やある一定のプロトコルに関する妥当な推定に基づいている。指定するＦＯＶが患者の実際の範囲より小さければ、位相エンコード方向にエイリアシングを生じることがある。指定するＦＯＶが患者の実際の範囲より大きければ、分解能が最適に至らないことがある。最適なＦＯＶであれば患者の寸法と正確にマッチングし、これによりエイリアシングを排除しながら分解能を最大化することができる。マルチスライス型収集では、その最適ＦＯＶがスライスごとに異なることがある。
【０００４】
本明細書に提示した方法は、最適なＦＯＶのスライス単位での決定、この最適ＦＯＶを用いたデータの収集、及び撮像域一貫のデータ組に対する画像の再構成を効率よく行わせるという課題に対処している。
【特許文献１】
特開平１１−０１９０６５号公報
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本方法は３つの部分からなる。その第１は、最適なＦＯＶの計測である。次は、この最適化したＦＯＶを用いた画像の収集である。最後は、ＦＯＶ一貫のデータ組における画像の再構成である。これらのステップの各々についてさらに詳細に検討することにする。本発明者は、本発明の方法の利用によって分解能の向上を提供でき、かつ現行の方法に存在する位相方向折り返しエイリアシングの発生数を減少させることを期待している。
【０００６】
本技法は、従来式の多重スライス型イメージング以外に３Ｄ及び移動寝台式の収集に適用することもできる。３Ｄ収集では、最適ＦＯＶを１スラブあたり一度だけ計測し、そのスラブ全体をスライス単位ではなくこの単一最適化ＦＯＶを用いて収集している。多重スラブ型収集（ＭＯＴＳＡなど）では、各スラブは個別の最適化ＦＯＶを有する。
【０００７】
アキシャルの多重スライス型移動寝台式用途において、記載した技法の単純明快な利用法では、最適ＦＯＶの計測のため、次いで再度撮像の間にスキャナを通過するように患者を移動させることが必要となる。さらに高度な利用法の１つでは、ＦＯＶ計測と画像収集を組み合わせることになる。すなわち、ＦＯＶ計測と画像収集を交互に配置させ、画像収集前に磁化時間が回復できるように、ことによると幾つかのスライスを前もって計測することになる。
【０００８】
非アキシャルの２Ｄ及び３Ｄ移動寝台式用途では、スキャナを通過するように患者を移動させながらＦＯＶを連続して変化させると、再グリッド処理（ｒｅｇｒｉｄｄｉｎｇ）によって再構成が可能であるような、不均等サンプリングしたｋ空間が生成される。
【０００９】
撮像域を決定するためにスライスまたはスラブ投影を使用することは今までになかったことである。撮像域を自動的に最適化するためにＭＲによって収集した任意のデータを使用することは今までになかったことである。様々な撮像域で収集した画像を合成させて単一のデータ組にするために補間を使用することは今までになかったことである。本発明の方法の上記その他の特徴は、以下の詳細な説明から明らかとなろう。
【００１０】
【発明の実施の形態】
上で示唆したように、通常の撮像実行では、その指定するＦＯＶは患者の寸法やある一定のプロトコルに関する妥当な推測に基づいている。指定したＦＯＶが患者の実際の範囲より小さければ、位相エンコード方向にエイリアシングを生じることがある。指定したＦＯＶが患者の実際の範囲より大きければ、分解能が最適に至らないことがある。最適なＦＯＶであれば患者寸法と正確にマッチングし、これによりエイリアシングを排除しながら分解能を最大化することができる。マルチスライス型収集では、その最適ＦＯＶはスライスごとに異なることがある。本明細書に提示した方法は、最適なＦＯＶのスライス単位での決定、この最適ＦＯＶを用いたデータの収集、及びＦＯＶ一貫のデータ組に対する画像の再構成を効率よく行わせるという課題に対処している。
【００１１】
この方法の３つの部分は次のステップである。
【００１２】
１．最適なＦＯＶの決定
２．最適化したＦＯＶを用いた画像の収集
３．ＦＯＶ一貫のデータ組における画像の再構成
【００１３】
第１ステップに関して、これまでに収集した画像の手動または自動による解析など、最適な撮像域を決定できる方法は多数存在する。しかし、好ましい実施形態では、単純かつ高速の投影事前スキャン法を使用することになる。この投影事前スキャンは、論理軸でｘ軸及びｙ軸方向の投影１２、１４を収集するために各スライス（後で画像収集の間にこれらを収集する）を励起すること（１０）からなる。これを達成するためのパルスシーケンスを、Ｇx、Ｇy及びＧzがそれぞれｘ、ｙ及びｚ方向の磁場傾斜波形２０、２２、２４を表している図１に示している。
【００１４】
この投影撮像域は、患者の最大可能範囲を収容していなければならない。この投影の分解能要件は低いため、この投影撮像域は５０ｃｍなどのある大きな量に設定すべきである。後続の撮像に関する磁化を乱さないようにするため微小先端角の励起（例えば、１０度）を使用することが可能である。
【００１５】
各エコーをフーリエ変換すると、２次元スライス５０に対して各１つの１次元投影４０、４２、４４、４６が生成される。各投影に境界決定アルゴリズムを動作させると、図２に示すように、与えられた寸法方向での対象３０、３２、３４の範囲、並びに各スライス５０内の対象の中心が決定される。この情報は（ｅｘｔｅｎｔx６０，ｅｘｔｅｎｔy６２，ｃｅｎｔｅｒx６４，ｃｅｎｔｅｒy６６）と図示しており、画像データ収集で使用するために伝達される。
【００１６】
第２ステップでは、投影事前スキャンデータから得られた情報を利用するために各スライス５０ごとに多数のパラメータを変更することが必要となる。先ず、対象３０、３２、３４の中心がＦＯＶ中心に配置されるように復調周波数及び位相エンコード位相ロール（ｐｈａｓｅ−ｅｎｃｏｄｅ ｐｈａｓｅ−ｒｏｌｌ）が調整される。次に、所望のＦＯＶ５０を生成させるように周波数及び位相エンコード傾斜パルスの振幅と面積がスケール調整される。
【００１７】
位相エンコードの数（並びに、１エコーあたりの収集サンプル数）はスライスすべてにわたって一定のままであると仮定する。この場合には、画素サイズがＦＯＶと共に変化し、このためＦＯＶを大きくするに従って分解能が低下する。この技法の拡張の１つは、位相エンコードの数（並びに、ことによると１エコーあたりの収集サンプル数）をＦＯＶに比例して増加させることである。これによりすべてのスライスにおいて分解能（画素サイズ）が一定に維持されることになる。
【００１８】
この方法を単純明快な方法で実現するには、その好ましい実施形態は、オペレータが最小可能なＦＯＶ、並びに１エコーあたりの位相エンコード数及びサンプル数の一定値を指示するような実施形態である。傾斜波形２０、２２、２４はこの最小ＦＯＶに基づいて計算されるが、この最小ＦＯＶより大きな範囲をもつ対象３０、３２、３４に対応するために、その振幅はスライス単位で縮小させている。傾斜波形振幅を縮小させる量は次式となる。
【００１９】
Ｇx＿ｓｃａｌｅ＝ｍｉｎ＿ＦＯＶx／ｅｘｔｅｎｔx
Ｇy＿ｓｃａｌｅ＝ｍｉｎ＿ＦＯＶy／ｅｘｔｅｎｔy
【００２０】
対象が周波数エンコード方向で所望の撮像域を越える領域に及んでいるようなサジタル断面やコロナル断面など幾つかの場合では、撮像域の最適化を位相エンコード方向でしか実施できない可能性がある。
【００２１】
一貫したＦＯＶの画像を再構成する第３ステップに関しては、周波数及び位相エンコード傾斜の振幅をスケール調整している１つの結果として、フーリエ再構成した画像がそのＦＯＶに当てはまるように「押しつぶされ（ｓｑｕｉｓｈｅｄ）」て表示されることになる。これはまさに希望の通りではあるが、これらの画像は次いで、正しいサイズ及び比率になるように復元させる必要がある。この処理は補間によって達成することがある。各スライスごとの隅の点が既知であるので、この補間は、傾斜非線形性による幾何学的歪みの補正（ＧｒａｄＷａｒｐ）の前に、あるいは好ましくはこの補正と組み合わせて実行することがある。補間処理で分解能を損失しないようにするために、当初のフーリエ再構成をゼロ埋め込みした拡張マトリックス（５１２ｚｉｐ）上で実行することが推奨される。
【００２２】
本技法はさらに、従来式の多重スライス型イメージング以外に、３Ｄ及び移動寝台式の収集にも利用することができる。３Ｄ収集では、１スラブあたり１つの投影対だけを計測し、スライス単位ではなく単一の最適化ＦＯＶを用いてスラブ全体を収集している。多重スラブ型の収集（例えば、ＭＯＴＳＡ）では、各スラブは個別の最適化ＦＯＶを有することになる。
【００２３】
アキシャルの多重スライス型移動寝台式用途において、記載した技法の単純明快な利用法では、投影事前スキャンの間、次いで再度撮像の間にスキャナを通過するように患者を移動させることが必要となる。さらに高度な利用法の１つでは、事前スキャンと収集を組み合わせることになる。すなわち、投影事前スキャンを画像収集と交互配置させ、画像収集前に磁化時間が回復できるように、ことによると前もって幾つかのスライスを事前スキャンすることになる。
【００２４】
非アキシャルの２Ｄ及び３Ｄ移動寝台式用途では、スキャナを通過するように患者を移動させながらＦＯＶを連続して変化させると、再グリッド処理によって再構成が可能であるような、不均等サンプリングしたｋ空間が生成される。
【００２５】
撮像域を決定するためにスライスまたはスラブ投影を使用することは今までになかったことである。撮像域を自動的に最適化するためにＭＲによって収集した任意のデータを使用することは今までになかったことである。様々な撮像域で収集した画像を合成させて単一のデータ組にするために補間を使用することは今までになかったことである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の方法により起動させるパルスシーケンスのグラフである。
【図２】本発明の方法による投影プロフィール及び境界の決定を表した模式図である。
【符号の説明】
１０ 励起
１２ ｘ軸方向投影
１４ ｙ軸方向投影
２０ 磁場傾斜波形
２２ 磁場傾斜波形
２４ 磁場傾斜波形
３０ 対象
３２ 対象
３４ 対象
４０ １次元投影
４２ １次元投影
４４ １次元投影
４６ １次元投影
５０ 撮像域、２次元スライス
６０ ｅｘｔｅｎｔx
６２ ｅｘｔｅｎｔy
６４ ｃｅｎｔｅｒx
６６ ｃｅｎｔｅｒy
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムに関する。本発明は、さらに詳細には、画像分解能の最大化のため及びエイリアシング・アーチファクトの排除のために撮像域（ＦＯＶ）を最適化する方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
ＭＲイメージング・システムは、歳差運動する核磁気モーメントから検出した無線周波数（ＲＦ）信号に基づいて撮像ボリューム内にある患者その他の対象の画像を提供する。主マグネットは撮像ボリューム全体にわたる静磁場（すなわち、Ｂ0磁場）を発生させる。同様に、ＭＲイメージング・システム内の傾斜コイルは、空間従属の方式によって（典型的には、ＭＲ撮像／データ収集のサイクルの選択部分の間で相互に直交するｘ、ｙ、ｚの各座標方向で）この静磁場を強めたり弱めたりするために利用される。その間に、ＲＦコイルが、撮像ボリューム内でＢ0磁場と直角方向にＢ1磁場と呼ぶＲＦ磁場パルスを発生させ原子核を励起させる。したがって原子核は、所与の時刻及び空間位置における磁場強度に比例する共鳴ＲＦ周波数でＢ0磁場と平行な軸の周りで歳差運動するように励起を受ける。横断面で歳差運動が発生すると、磁化の横断成分は何らかの外部回路（典型的には、受信器）と磁気的に結合する。これらの送信器及び受信器結合機構を両者ともＲＦコイルと呼ぶ。これらのＲＦコイルは静磁場内で歳差運動する磁気モーメントのラーモア周波数を中心とする周波数帯域で共鳴するようにチューニングしている。
【０００３】
通常の実施では、指定するＦＯＶは、典型的には、患者の寸法やある一定のプロトコルに関する妥当な推定に基づいている。指定するＦＯＶが患者の実際の範囲より小さければ、位相エンコード方向にエイリアシングを生じることがある。指定するＦＯＶが患者の実際の範囲より大きければ、分解能が最適に至らないことがある。最適なＦＯＶであれば患者の寸法と正確にマッチングし、これによりエイリアシングを排除しながら分解能を最大化することができる。マルチスライス型収集では、その最適ＦＯＶがスライスごとに異なることがある。
【０００４】
本明細書に提示した方法は、最適なＦＯＶのスライス単位での決定、この最適ＦＯＶを用いたデータの収集、及び撮像域一貫のデータ組に対する画像の再構成を効率よく行わせるという課題に対処している。
【特許文献１】
特開平１１−０１９０６５号公報
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本方法は３つの部分からなる。その第１は、最適なＦＯＶの計測である。次は、この最適化したＦＯＶを用いた画像の収集である。最後は、ＦＯＶ一貫のデータ組における画像の再構成である。これらのステップの各々についてさらに詳細に検討することにする。本発明者は、本発明の方法の利用によって分解能の向上を提供でき、かつ現行の方法に存在する位相方向折り返しエイリアシングの発生数を減少させることを期待している。
【０００６】
本技法は、従来式の多重スライス型イメージング以外に３Ｄ及び移動寝台式の収集に適用することもできる。３Ｄ収集では、最適ＦＯＶを１スラブあたり一度だけ計測し、そのスラブ全体をスライス単位ではなくこの単一最適化ＦＯＶを用いて収集している。多重スラブ型収集（ＭＯＴＳＡなど）では、各スラブは個別の最適化ＦＯＶを有する。
【０００７】
アキシャルの多重スライス型移動寝台式用途において、記載した技法の単純明快な利用法では、最適ＦＯＶの計測のため、次いで再度撮像の間にスキャナを通過するように患者を移動させることが必要となる。さらに高度な利用法の１つでは、ＦＯＶ計測と画像収集を組み合わせることになる。すなわち、ＦＯＶ計測と画像収集を交互に配置させ、画像収集前に磁化時間が回復できるように、ことによると幾つかのスライスを前もって計測することになる。
【０００８】
非アキシャルの２Ｄ及び３Ｄ移動寝台式用途では、スキャナを通過するように患者を移動させながらＦＯＶを連続して変化させると、再グリッド処理（ｒｅｇｒｉｄｄｉｎｇ）によって再構成が可能であるような、不均等サンプリングしたｋ空間が生成される。
【０００９】
撮像域を決定するためにスライスまたはスラブ投影を使用することは今までになかったことである。撮像域を自動的に最適化するためにＭＲによって収集した任意のデータを使用することは今までになかったことである。様々な撮像域で収集した画像を合成させて単一のデータ組にするために補間を使用することは今までになかったことである。本発明の方法の上記その他の特徴は、以下の詳細な説明から明らかとなろう。
【００１０】
【発明の実施の形態】
上で示唆したように、通常の撮像実行では、その指定するＦＯＶは患者の寸法やある一定のプロトコルに関する妥当な推測に基づいている。指定したＦＯＶが患者の実際の範囲より小さければ、位相エンコード方向にエイリアシングを生じることがある。指定したＦＯＶが患者の実際の範囲より大きければ、分解能が最適に至らないことがある。最適なＦＯＶであれば患者寸法と正確にマッチングし、これによりエイリアシングを排除しながら分解能を最大化することができる。マルチスライス型収集では、その最適ＦＯＶはスライスごとに異なることがある。本明細書に提示した方法は、最適なＦＯＶのスライス単位での決定、この最適ＦＯＶを用いたデータの収集、及びＦＯＶ一貫のデータ組に対する画像の再構成を効率よく行わせるという課題に対処している。
【００１１】
この方法の３つの部分は次のステップである。
【００１２】
１．最適なＦＯＶの決定
２．最適化したＦＯＶを用いた画像の収集
３．ＦＯＶ一貫のデータ組における画像の再構成
【００１３】
第１ステップに関して、これまでに収集した画像の手動または自動による解析など、最適な撮像域を決定できる方法は多数存在する。しかし、好ましい実施形態では、単純かつ高速の投影事前スキャン法を使用することになる。この投影事前スキャンは、論理軸でｘ軸及びｙ軸方向の投影１２、１４を収集するために各スライス（後で画像収集の間にこれらを収集する）を励起すること（１０）からなる。これを達成するためのパルスシーケンスを、Ｇx、Ｇy及びＧzがそれぞれｘ、ｙ及びｚ方向の磁場傾斜波形２０、２２、２４を表している図１に示している。
【００１４】
この投影撮像域は、患者の最大可能範囲を収容していなければならない。この投影の分解能要件は低いため、この投影撮像域は５０ｃｍなどのある大きな量に設定すべきである。後続の撮像に関する磁化を乱さないようにするため微小先端角の励起（例えば、１０度）を使用することが可能である。
【００１５】
各エコーをフーリエ変換すると、２次元スライス５０に対して各１つの１次元投影４０、４２、４４、４６が生成される。各投影に境界決定アルゴリズムを動作させると、図２に示すように、与えられた寸法方向での対象３０、３２、３４の範囲、並びに各スライス５０内の対象の中心が決定される。この情報は（ｅｘｔｅｎｔx６０，ｅｘｔｅｎｔy６２，ｃｅｎｔｅｒx６４，ｃｅｎｔｅｒy６６）と図示しており、画像データ収集で使用するために伝達される。
【００１６】
第２ステップでは、投影事前スキャンデータから得られた情報を利用するために各スライス５０ごとに多数のパラメータを変更することが必要となる。先ず、対象３０、３２、３４の中心がＦＯＶ中心に配置されるように復調周波数及び位相エンコード位相ロール（ｐｈａｓｅ−ｅｎｃｏｄｅ ｐｈａｓｅ−ｒｏｌｌ）が調整される。次に、所望のＦＯＶ５０を生成させるように周波数及び位相エンコード傾斜パルスの振幅と面積がスケール調整される。
【００１７】
位相エンコードの数（並びに、１エコーあたりの収集サンプル数）はスライスすべてにわたって一定のままであると仮定する。この場合には、画素サイズがＦＯＶと共に変化し、このためＦＯＶを大きくするに従って分解能が低下する。この技法の拡張の１つは、位相エンコードの数（並びに、ことによると１エコーあたりの収集サンプル数）をＦＯＶに比例して増加させることである。これによりすべてのスライスにおいて分解能（画素サイズ）が一定に維持されることになる。
【００１８】
この方法を単純明快な方法で実現するには、その好ましい実施形態は、オペレータが最小可能なＦＯＶ、並びに１エコーあたりの位相エンコード数及びサンプル数の一定値を指示するような実施形態である。傾斜波形２０、２２、２４はこの最小ＦＯＶに基づいて計算されるが、この最小ＦＯＶより大きな範囲をもつ対象３０、３２、３４に対応するために、その振幅はスライス単位で縮小させている。傾斜波形振幅を縮小させる量は次式となる。
【００１９】
Ｇx＿ｓｃａｌｅ＝ｍｉｎ＿ＦＯＶx／ｅｘｔｅｎｔx
Ｇy＿ｓｃａｌｅ＝ｍｉｎ＿ＦＯＶy／ｅｘｔｅｎｔy
【００２０】
対象が周波数エンコード方向で所望の撮像域を越える領域に及んでいるようなサジタル断面やコロナル断面など幾つかの場合では、撮像域の最適化を位相エンコード方向でしか実施できない可能性がある。
【００２１】
一貫したＦＯＶの画像を再構成する第３ステップに関しては、周波数及び位相エンコード傾斜の振幅をスケール調整している１つの結果として、フーリエ再構成した画像がそのＦＯＶに当てはまるように「押しつぶされ（ｓｑｕｉｓｈｅｄ）」て表示されることになる。これはまさに希望の通りではあるが、これらの画像は次いで、正しいサイズ及び比率になるように復元させる必要がある。この処理は補間によって達成することがある。各スライスごとの隅の点が既知であるので、この補間は、傾斜非線形性による幾何学的歪みの補正（ＧｒａｄＷａｒｐ）の前に、あるいは好ましくはこの補正と組み合わせて実行することがある。補間処理で分解能を損失しないようにするために、当初のフーリエ再構成をゼロ埋め込みした拡張マトリックス（５１２ｚｉｐ）上で実行することが推奨される。
【００２２】
本技法はさらに、従来式の多重スライス型イメージング以外に、３Ｄ及び移動寝台式の収集にも利用することができる。３Ｄ収集では、１スラブあたり１つの投影対だけを計測し、スライス単位ではなく単一の最適化ＦＯＶを用いてスラブ全体を収集している。多重スラブ型の収集（例えば、ＭＯＴＳＡ）では、各スラブは個別の最適化ＦＯＶを有することになる。
【００２３】
アキシャルの多重スライス型移動寝台式用途において、記載した技法の単純明快な利用法では、投影事前スキャンの間、次いで再度撮像の間にスキャナを通過するように患者を移動させることが必要となる。さらに高度な利用法の１つでは、事前スキャンと収集を組み合わせることになる。すなわち、投影事前スキャンを画像収集と交互配置させ、画像収集前に磁化時間が回復できるように、ことによると前もって幾つかのスライスを事前スキャンすることになる。
【００２４】
非アキシャルの２Ｄ及び３Ｄ移動寝台式用途では、スキャナを通過するように患者を移動させながらＦＯＶを連続して変化させると、再グリッド処理によって再構成が可能であるような、不均等サンプリングしたｋ空間が生成される。
【００２５】
撮像域を決定するためにスライスまたはスラブ投影を使用することは今までになかったことである。撮像域を自動的に最適化するためにＭＲによって収集した任意のデータを使用することは今までになかったことである。様々な撮像域で収集した画像を合成させて単一のデータ組にするために補間を使用することは今までになかったことである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の方法により起動させるパルスシーケンスのグラフである。
【図２】本発明の方法による投影プロフィール及び境界の決定を表した模式図である。
【符号の説明】
１０ 励起
１２ ｘ軸方向投影
１４ ｙ軸方向投影
２０ 磁場傾斜波形
２２ 磁場傾斜波形
２４ 磁場傾斜波形
３０ 対象
３２ 対象
３４ 対象
４０ １次元投影
４２ １次元投影
４４ １次元投影
４６ １次元投影
５０ 撮像域、２次元スライス
６０ ｅｘｔｅｎｔx
６２ ｅｘｔｅｎｔy
６４ ｃｅｎｔｅｒx
６６ ｃｅｎｔｅｒy
Claims (10)
- 画像ボリューム内の撮像域（５０）を特定の対象の正確な大きさと合致させるために、前記撮像域（５０）を最適化するためのＭＲ装置の制御方法であって、
ａ）画像取得時に収集されるべき前記画像ボリュームの各スライスを予備励起するステップと、
ｂ）ＭＲセンサを駆動して各スライスのＸ軸とＹ軸に沿った投影データを収集するステップと、
ｃ）各スライスの１次元投影を生成して各スライスにおいて前記Ｘ軸の方向と前記Ｙ軸の方向における前記対象の範囲を決定するステップと、
ｄ）周波数及び位相エンコード傾斜パルスの振幅及び面積を、最適な撮像域（５０）を生成させるように各スライスにおいて決定された前記範囲に基づいて前記Ｘ軸の方向と前記Ｙ軸の方向においてスケール調整するステップと、
ｅ）スケール調整された振幅及び面積の周波数及び位相エンコード傾斜パルスを使用し、前記ＭＲセンサを付勢して最適化された撮像域により前記Ｘ軸の方向又は前記Ｙ軸の方向に各スライスで異なる比率で押しつぶされた画像を検出するステップと、
ｆ）前記スライス毎に検出された押しつぶされた画像を前記ステップｄ）のスケール調整に応じて復元することにより、前記最適化された撮像域について統一されたデータ組に画像を再構成するステップ、
とを具備することにより、
画像分解能を最大化しかつエイリアシング・アーチファクトを排除していることを特徴とするＭＲ装置の制御方法。 - 微小先端角励起を利用していることを特徴とする請求項１に記載の方法。
- ステップｂにおいて、各エコーのフーリエ変換を利用して２次元スライス（５０）の１次元投影（４０、４２、４４、４６）を生成させている請求項２に記載の方法。
- ステップｃにおいて、与えられた寸法方向での対象（３０、３２、３４）の範囲、及び各スライス（５０）における対象の中心を決定するために各投影に対して境界決定アルゴリズムを動作させている請求項３に記載の方法。
- 前記決定される投影データは、画像データ収集で使用するために伝達される情報であるようなｅｘｔｅｎｔｘ（６０）、ｅｘｔｅｎｔｙ（６２）、ｃｅｎｔｅｒｘ（６４）及びｃｅｎｔｅｒｙ（６６）である、請求項４に記載の方法。
- 前記投影データを収集するステップｃ）は、対象（３０、３２、３４）の中心を撮像域（５０）の中心に位置させるように復調周波数及び位相エンコード位相ロールを調整する請求項５に記載の方法。
- 前記投影データを収集するステップｃ）は、周波数及び位相エンコード傾斜パルスの振幅及び面積が所望の撮像域（５０）を生成させるようにスケール調整されている、請求項５に記載の方法。
- ステップｃ）において、前記最適撮影域（５０）としてスライス間で最小な撮像域（５０）が指示される場合に、１エコーあたりの位相エンコード及びサンプルに対して一定の数が割り当てられる、請求項７に記載の方法。
- ステップｃ）において、前記最適撮影域（５０）としてスライス間で最小な撮像域（５０）が指示される場合に、画像再構成後に一定した分解能（画素寸法）を維持するために１エコーあたりの位相エンコード及び／またはサンプルの数を前記最適撮影域（５０）に比例させる、請求項７に記載の方法。
- 工程ｄにおいて、傾斜波形（２０、２２、２４）が、前記決定された最小撮像域（５０）に基づいて計算され、次いでその振幅をスライス単位で縮小させる、請求項８または９に記載の方法。
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| JPH06285034A (ja) * | 1993-03-31 | 1994-10-11 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
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| JPH1119065A (ja) * | 1997-07-08 | 1999-01-26 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
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