JPH0246828A - Ｍｒｉイメージング方式 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴現象を利用した断層像撮影装置に係
り、特に３次元以上の情報を収集する撮影の際に、画像
再構成演算処理を効率良く実行することにより撮影時間
を短縮し、かつ撮影中に被検者の予期せぬ動きや装置の
故障などにより生じた異常を、早い時点で操作者が認識
できるようにすることにより、操作性を向上するのに好
適な磁気共鳴イメージング方式に関する。

〔従来の技術〕

従来、磁気共鳴イメージング（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓ
ｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ、以下ＭＲＩと略す）に
おいて。

２次元的な断層像だけではなく、空間的３次元、さらに
は化学シフト情報を含めた３次元ないしはそれ以上の次
元数の情報を同時に収集する方法が知られている。空間
的３次元情報を収集する手法については、例えば、第８
回核磁気共鳴医学研究会大会講演抄録集、第１２０ペー
ジ（１９８６年９月）における、パ異方性３次元フーリ
エ変換法の臨床応用″と題する文献、または第１０回核
磁気共鳴医学研究会大会講演抄録集、第１４０ページ（
１９８７年９月）における、パ高速３次元フーリエ変換
法と３次元データの表示法についての検討″と題する文
献で論じられている。また、化学シフト情報を１つの次
元とみなし、空間的２次元と合わせて３次元イメージ゛
ングを行なった例としては、第９回核磁気共鳴医学研究
会大会講演抄録集、第１０４ページ（１９８７年３月）
における、”０．１　　テスラ　５ＩＤＡＣＬＨ−ケミ
カルシフトイメージング″と題する文献で論じられてい
る。もちろん、これらの手法を組み合わせて、４次元、
ないしはそれ以上の次元数の情報を同時に収集するイメ
ージング手法も可能である。

また、心臓など、周期的に動く部位を撮影する際に、心
電計などと同期をとり、各周期の間に複数回の励起を行
ない、それぞれのタイミングにおける画像を撮影する手
法も知られている。これについては例えば、マグネティ
ック・レゾナンス・イン・メデイスン、第６巻、第２７
５から第２８６ページ（１９８８年）における、″タイ
ム・レゾルブト・マグネティック・レゾナンス・アンジ
オグラフィ−（“Ｔｉｍｅ−Ｒｅｓｏｌｖｅｄ　Ｍａｇ
ｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｓ　Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈ
ｙ、”Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　ｉｎＭ
ｅｄｉｃｉｎｅ、Ｖｏ　ｎ　、Ｌ　ｐｐ２７５−２８６
．１９８８）と題する文献に述べられている。この手法
によれば１時系列的な複数のＮ次元画像が得られ、動画
的な撮像が可能となる。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術においては、磁気共鳴信号の測定データ、
およびそれからＮ次元の画像を再構成するのに必要な演
算量とも膨大となる。そこで磁気共鳴信号の計測時間を
短縮するための、いわゆる高速イメージング手法として
、さまざまな方法が提案されている。しかしながら、画
像再構成演算処理に時間がかかり、信号計測終了後、画
像が得られるまでの待ち時間が長くなるという問題に関
しては配慮がなされていなかった。さらに、信号の計測
中に生じた予期せぬ異常事態、例えば被検者の動きや、
装置自体のトラブルによる画質の劣化に操作者が気付く
までの時間が長くなり、その結果、再撮影のための無駄
な時Ｉｌｌが増加する、または装置の操作性が劣化する
などの問題点があった。

本発明の目的は、上記の如き問題点を解決し、信号計測
終了後から再像再構成終了までの時間を短縮することに
より、全体の撮影時間を短縮すること、さらに、信号計
測中に、撮影画像の情報の一部分を操作者に対して表示
することにより、計測中に生じた画像の異常に操作者が
すばやく気付くことを可能とし、装置の操作性を向上さ
せることにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的は、磁気共鳴信号の計測と並行して、画像再構
成演算の一部分を実行することにより達成される。特に
、Ｎ次元画像再構成演算のうち、（Ｎ−１）次元までの
再構成演算を信号計測と並行して実行することにより、
計測終了から画像再構成終了までの時間を短縮すること
ができる。さらに、計測終了後、残りの１次元方向の画
像再構成演算を実行する際に１画像再構成の完了した（
Ｎ−１）次元画像から順次表示していくことにより、画
像が表示されるまでの待ち時間を短縮し。

操作性を向上させることが可能となる。また、残りの１
次元方向の画像再構成演算をＦＦＴではなく、離散フー
リエ変換を行いて行なうか、または信号計測の順序を位
相エンコード量のビット反転順にすることにより１画像
再構成演算のさらに多（の部分を信号計測と並行して実
行でき、その結果計測終了から画像再構成終了までの時
間をさらに短縮することが可能となる。

また、信号計測中に、再構成演算の途中結果番表示する
手段を設けることにより、信号計測の過程を操作者がモ
ニターすることができ、装置操作性の向上が達成できる
。

〔作用〕

ＭＲＩにおいて計測される磁気共鳴信号は、計測の対象
となる原子核スピンの空間分布の空間周波数成分に対応
することが広く知られている。磁気共鳴信号は、通常あ
る方向の時間的に変化しない傾斜磁場を印加しながら計
測されるが、これはＮ次元空間周波数領域で、ある直線
上のデータを収集することに対応する。これを繰り返し
てＮ次元画像の再構成に必要なデータを収集する。この
データは一般にＮ次元空間周波数領域内の直方体内のデ
ータに対応する。第２図に３次元の場合の例を示す。以
下、簡単のため３次元の場合に限って説明するが、４次
元以上の場合もまったく同様である。また１周期的な動
きのある部位を、同期を取って複数枚同時に撮影する場
合（以下、゛′動画撮影″と呼ぶ）は、上述のＮ次元空
間周波数領域を複数個並行して計測することになる。さ
らに、信号計測時間を短縮するために、時間的に強度の
変化する傾斜磁場を印加しながら磁気共鳴信号を計測す
る方法も知られているが、以下の説明はどの場合にも共
通してあてはまる。

画像再構成を３次元フーリエ変換により行なう場合は、
計測データは第２図の直方体内の格子点上になければな
らない、計測データをＦ　（ｎ　、　ｍ　。

ｕ）（０≦ｎ＜Ｎ、０５ｍ＜Ｍ、Ｏ≦Ｑ＜Ｌ）とする、
−回の磁気共鳴により、１ラインのデータ、すなわちｎ
、Ｑを固定としたときの０≦ｎ　＜　Ｎのデータが計測
される。第３図に３次元画像再構成に必要なデータの計
測順序の例を示す。まずａ＝０の面内で、ｍ＝ｏ、１．
・・・２Ｍ−１の順に信号を計測する。つぎに１２＝１
の面内で同様の計測を行ない、以下同様にｍ＝Ｌ−１の
面を計測する。

このとき、３次元フーリエ変換を、全部の計測が終了し
てから行なうのでは、時間がかかる０発明方式では、１
ラインの計測後、つぎの信号の計測までの時間に、その
ライン１次元ＦＦＴ（添字ｎの方向）を計算し、またａ
〉０の面の計測中は、添字ｎの方向の１次元ＦＦＴと、
その直前に計測した面内の添字ｍの方向の１次元ＦＦＴ
を計算する。これにより、（Ｌ−１）枚の面内の２次元
ＦＦＴが、信号計測と並行して行なわれる。そして、信
号計測終了後に、残ったｍ＝Ｌ−１の面の２次元ＦＦＴ
と、添字ρに関する１次元ＦＦＴを行なうことにより、
３次元画像の再構成処理が完了する。

また、この方式において、信号計測終了後の添字Ｑ方向
の１次元ＦＦＴが終了するごとに、最終的な３次元画像
の１ラインが得られる。従って、このデータを、順次表
示することにより、再構成された３次元画像を順次観察
することができる。

さらに、添字Ｑ方向の１次元ＦＦＴに関して、その計算
の１部分を信号計測と並行して行なうことができる。す
なわち、添字ａの計測順序をビット反転順にすることに
より、ＦＦＴで計算するバタフライ演算を順次実行する
ことができ、信号計測終了後の画像再構成時間の短縮を
図ることができる。

また、添字Ωに関しては、ＦＦＴではなく、離散フーリ
エ変換をそのまま計算し、信号計測と並行して離散フー
リエ変換の部分和を計算しておくことにより、上記画像
構成時間の短縮も可能である。すなわち、話を添字Ｑの
方向に限ると、データＦ（Ｑｚ）の計測後に、っぎの部
分和５（Ｑ）。

（０≦Ｑ＜Ｌ）を計算する。

５（Ｑ）＝Ｓ（Ｑ）＋Ｆ（Ｑｔ）　・ｅｘｐ［−２πｊ
　Ｑ　Ａｔ／Ｌ］・・・（１） ただし、最初のデータの時には、５（Ｑ）＝０と初期化
されているものとする。

これにより、添字Ｑ方向の画像再構成に必要な演算量は
、ＦＦＴの場合のＯ（ＬＩｌｏｇＬ）から○（Ｌｚ）と
増加するが、上記方式では、Ｌ２回程度の演算量のうち
、Ｌ（Ｌ−１）同程度は信号計測と並行して行うため、
信号計測終了後から画像再構成終了までに必要な演算量
は０（Ｌ）となり。

ＦＦＴの場合よりも小さくできる。したがって全体とし
て高速化が可能となる。

また、信号計測中に再構成演算の途中結果を表示するた
めには１例えば以下のようにする。まず、添字Ｑ方向に
は、低周波成分から順に信号を計測することとする。必
要なデータが揃った時点で。

添字Ｑ方向の１次元ＦＦＴを実行し、添字０方向には分
解能の低減した２次元画像を再構成し、それを表示する
。信号計測が進むにつれて表示される画像の（添字Ｑ方
向の）分解能の高くなった画像を順次表示することがで
きる。添字Ωの方向を空間的選択励起の方向（スライス
方向と呼ぶ）としたとき、最初はスライス方向の投影デ
ータが表示され、スライス厚が段階的に小さくなってい
く画像が表示されることになる。従って、信号計測中の
被検者動きなどにより生じた画像の乱れを操作者がすば
やく察知し、再計測などの適当な処置を取ることが可能
となる。

動画撮影の場合も、各タイミングに対応した複数の画像
に対応して同様の処理を行なえばよい。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を第１図および第４図〜第１２図
を用いて説明する。

第４図は本発明を実施するＭＲＩ装置のブロック構成図
である。検査対象部分から磁気共鳴信号を検出するため
に、あらかじめ定められた手順に従って装置各部を制御
するシーケンス制御部４０１と、共鳴を起こさせるため
に発生する高周波パルスの送信部４０２と、傾斜磁場を
駆動する傾斜磁場駆動部４０３およびそれを制御する磁
場制御部４０４と、検査対象から発生する磁気共鳴信号
を受信検波する受信器４０５と１画像再構成および各種
演算を行なう処理装置４０６と、画像表示用ＣＲＴデイ
スプレィ４０７と、検出信号データ・再構成画像データ
などを記憶する外部記憶装置４０８とからなる。

第５図は、第４図における処理装置４０６と画像表示用
ＣＲＴデイスプレィ４０７の内部構成を示したものであ
る。処理袋！１４０６の内部には、計測データおよび再
構成画像を格納するメモリ５０１、実際の演算を行なう
ＣＰＵ５０２がある。

ＣＲＴデイスプレィ４０７の内部には１表示用のデータ
を格納する表示用バッファメモリ５０３と、Ｄ／Ａ変換
器５０４がある。これらの部分は、データバス５０５で
結ばれている。データの流れは次のようになる。受信器
４０５で受信されたデータは、まずデータバス５０５を
経由してメモリ５０１に格納される。そのデータはＣＰ
Ｕ５０２により計算され、その結果がまたメモリ５０１
に格納される。計算結果は、データバス５０５を経由し
て、表示用バッファメモリ５０３．または外部記憶装置
４０８に転送される。

ここで、メモリ５０１は、Ｎ次元の計測データと再構成
画像データ全体を格納するのに充分な容量をもつものと
する。また、このメモリを便宜上、１７枚のメモリ５０
１（０）、５０１（１）、・・・５０１（Ｌ−１）に分
割して考える。各々のメモリにはＮＸＭの２次元データ
を格納できるものとする。

第６図は、３次元撮影のためのパルスシーケンスの１例
を示す、まず原子核スピンをα°たおす高周波磁場パル
ス６０１を、スライス内のスピンを選択的に励起させる
ための２軸方向の傾斜磁場パルス６０２と同時に印加す
る。αは、フリップ角と呼ばれ１通常１０〜６０程度の
値をとる１次いで、選択励起されたスピンの位相を揃え
るために２軸方向の反転傾斜磁場パルス６０３を印加す
る０次に２軸およびｙ軸方向のスピンの位置を識別する
情報を対油する、位相エンコードパルス６０４ならびに
６０５を印加する０位相エンコードパルス６０４ならび
に６０５の印加と同時に、いわゆるグラデイエンド・エ
コーを形成するためのＸ軸方向の反転傾斜磁場パルス６
０６を印加しておく、そして、Ｘ軸方向の傾斜磁場パル
ス６０７を印加しながら、磁気共鳴信号６０８を計測す
る。

以上の操作を、位相エンコードパルス６０４ならびに６
０５の強度を変化させながら、ある時間間隔で繰り返す
。

第１図は、本発明の第１の実施例における信号計測・画
像再構成演算処理・再構成画像表示の処理フローを示す
０本実施例では１画素数がＮＸＭ×Ｌの３次元画像の場
合を考える。

処理１０１は、処理１０２〜１０５を、変数ｍ二〇から
Ｍ−１まで１Ｍ回繰り返す。

処理１０２は、あらかじめ定められた繰返しの周期で磁
気共鳴信号の計測を行なうために、装置のクロックから
のタイマー割込みを待つ処理である。

処理１０３は、信号Ｆ（”　＋　ｍ　＋　ｏ　）の計測
を開始する。

処理１０４は、処理１０３で開始した信号計測の終了待
ち処理である。

処理１０５では、処理１０３〜１０４で計測された信号
Ｆ（傘、　ｍ　、　Ｏ）の、第１添字方向のＦＦＴ（Ｆ
　１（”　ｌ　ｍ　−０））を計算し、第５図５０１（
０）のメモリの第ｍラインに格納する。

処理１０６は、処理１０７を、変数Ｍ＝１からＬ−１ま
で、（Ｌ−１）回繰り返す。

処理１０７は、処理１０８〜１１２を、変数ｍ二〇から
Ｍ−１まで１Ｍ回繰り返す。

処理１０８は、あらかじめ定められた繰返しの周期で磁
気共鳴信号の計測を行なうために、装置のクロックから
のタイマー割込みを待つ処理である。

処理１０９では、信号Ｆ（傘、ｍ、Ｑ）の計測を開始す
る。

処理１１０は、処理１０９で開始した信号計測の終了待
ち処理である。

処理１１１では、処理１０９〜１１０で計測された信号
Ｆ（拳、　ｍ　、　Ｑ　）の、第１添字方向のＦＦＴ（
Ｆ’ｚ（串＋　ｍ　＋　Ｑ）　）を計算し、第５図５０
１（Ｑ）のメモリの第ｍラインに格納する。

処理１１２では、処理１１３を、変数ｎ＝（Ｎ７Ｍ）Ｘ
ｍから（Ｎ７Ｍ）Ｘ　（ｍ＋１）−Ｌまで、（Ｎ７Ｍ）
回繰り返す。

処理１１３では、すでに計測され、第１添字方向にＦＦ
Ｔされた第５図のメモリ５０１（Ｑ−１）内のデータＦ
ｘ（ｎ、傘、Ｑ−１）に対し、第２添字方向のＦＦＴ（
Ｆｚ（ｎ、拳、１ｌ−１））を計算し、もとのメモリの
位置に格納する。

処理１１４は、処理１１５を、変数ｎ＝ｏからＮ−４ま
で、Ｎ回繰り返す。

処理１１５では、第５図のメモリ５０１　（Ｌ−１）内
のデータＦｚ（ｎ、串、Ｌ−１）に対し、第２添字方向
のＦＦＴ（Ｆｚ（ｎ、＊、Ｌ　　１））を計算し、もと
のメモリの位置に格納する。

処理１１６は、処理１１７を、変数ｎ　＝　ＯからＮ−
１まで、Ｎ回繰り返す。

処理１１７は、処理１１８〜１１９を、変数ｍ＝０から
Ｍ−１まで１Ｍ回繰り返す。

処理１１８では、メモリ５０１に格納され、第１および
第２添字方向にＦＦＴされたデータＦ　２　（ｎ　Ｔ　
ｍ　＋　”　）に対し、第３添字方向のＦＦＴ（（Ｆｓ
　（ｎ　ｅ　ｍ　を拳））を計算し、もとのメモリ位置
に格納する。

処理１１９では、処理１１８で計算された再構成画像デ
ータの１ラインを、第５図の表示用バッファメモリ５０
３の第ｍラインに転送し表示する。

以上の処理によりＮｘＭｘＩ、の３次元画像再構成が完
了し、かつ処理１１９により、再構成の終了したＭＸＬ
の２次元画像データが順次表示される。

本実施例によれば、信号計測と並行して３次元フーリエ
変換の内、添字ｎとｍに関する２次元フーリエ変換の大
部分を実行できるため、信号計測が終了してから画像再
構成処理が完了するまでの時間を短縮でき、全体の撮影
時間を短縮できるという効果がある。また、信号計測が
終了してからの画像再構成において、２次元画像データ
が計算できしだい表示されるので、操作者の心理的な待
ち時間を減らすことができ、装置の操作性を向上させる
ことができるという効果もある。

さらに、上記実施例の説明では、３次元画像の大きさは
任意としたが１例えば２５６Ｘ２５６Ｘ６４という大き
さの３次元画像を撮影する場合。

Ｎ＝２５６．Ｍ＝６４．Ｌ＝２５６とすることにより、
ｉ！に終的に順次表示される画像のサイズを２５６Ｘ２
５６とすることができる。同様に、選択励起パルスを用
いて３次元イメージングをする場合、通常選択励起方向
がスライス厚さの方向に対応する。従って、この場合は
選択励起方向の位相エンコード量を最後に変化させるこ
とにより。

順次表示される２次元画像断面を、スライス面と一致さ
せることもできる。

本実施例では３次元イメージングの場合を取り上げたが
、４次元以上の場合も容易であり、実施例の効果も同様
であることは言うまでもない、また、空間的な３次元イ
メージングではなく、化学シフト軸を含む３次元、ある
いはそれ以上の次元数のイメージングの場合も同様であ
る。さらに、添字Ｑ方向の位相エンコード順序をビット
反転順にすることにより、添字Ｑ方向のフーリエ変換の
計算（ＦＦＴ）の一部分を信号計測と並行して行なうこ
とも可能であり、さらに撮影時間を短縮できることも明
らかである。

また本実施例では３次元フーリエ変換による画像再構成
を前提としたが、Ｑ＝一定の面内のデータ収集を、時間
的に変動する傾斜磁場を用いて高速に行ない１画像再構
成は計算機内で生成された参照信号と計測信号の相関を
取ることにより行なう方法においても、本発明方式の適
用は容易であり、本実施例とまったく同様の効果が得ら
れることも明らかである。

さらに本実施例ではメモリ５０１だけを用いて処理を行
なう例を示したが、このメモリ５０１の構成を、計測デ
ータの格納と同時に、すでに計測されたデータの読出し
ができるようにしておけば、信号計測と同時に上記再構
成演算が実行でき、よりＣＰＵ５０２の使用効率を上げ
ることができる。

同様の効果は、信号計測データを一時的に格納するバッ
ファをメモリ５０１とは別に設け、そのバッファへのデ
ータ書き込みと、メモリ５０１のデータに対する演算を
同時に行なえるようにすることによっても達成される。

バッファ中に格納された計測データは、再構成演算が終
了した後、メモリ５０１へ転送すればよい。

第７図は、本発明の第２の実施例における処理フローを
示す０本実施例では、添字Ｑ方向の１次元フーリエ変換
を、ＦＦＴではなく、離散フーリエ変換に基づいて計算
することとし、信号計測と並行して離散フーリエ変換の
部分和を計算する。

３次元計測を考えることとし、３次元画像の画素数は２
５６ｘ２５６ｘ６４とする。

まず、計測に先だって、結果として得られる３次元再構
成画像を格納するメモリＳ（ｎ、ｍ、Ｑ）。

（０≦ｎ＜２５６．．０≦ｍ　＜　２５６　、　Ｏ≦２
＜６４）の初期化処理７０１を行ない、ゼロクリアして
おく。

処理７０２では、処理７０３〜７０６を、変数ｍ　＝　
Ｏから２５５まで、２５６回繰り返す。

処理７０３は、あらかじめ定められた繰返しの周期で磁
気共鳴信号の計測を行なうために、装置のクロックから
のタイマー割込みを待つ処理である。

処理７０４では、信号Ｆ（＊、ｍ、Ｏ）の計測を開始す
る。

処理７０５は、処理７０４で開始した信号計測の終了待
ち処理である。

処理７０６では、処理７０４〜７０５で計測された信号
Ｆ（串、ｍ、Ｏ）の、第１添字方向のＦＦＴ（Ｆｓ　（
ｗｅ　、ｒｎ　−０）　）を計算し、メモリに格納する
。

処理７０７では、処理７０８を、変数ｕ＝１から６３ま
で、６３回繰り返す。

処理７０８では、処理７０９〜７１５を、変数ｍ＝ｏか
ら２５５まで、２５６回繰り返す。

処理７０９では、処理７０３と同様に、クロックからの
タイマー割込みを待つ。

処理７１０では、信号Ｆ（ｎ、ｍ、Ｑ）、（Ｏ≦ｎ＜２
５６）の計測を開始する。

処理７１１は、処理７１０で開始した信号計測の終了待
ち処理である。

処理７１２では、処理７１０〜７１１で計測された信号
Ｆ（傘、ｍ、Ｑ）の、第１添字方向のＦＦＴ（Ｆｔ（”
９ｍｅｎ））を計算し、メモリに格納する。

処理７１３では、以前に計測され、第１添字方向にＦＦ
ＴされたデータＦｚ（ｍ、拳、Ｑ−１）の、第２添字方
向のＦＦＴ（Ｆｚ（ｍ−２＋２−１））を計算する。

処理７１４は、処理７１６を、変数Ｑ′＝０から６３ま
で、６４回繰り返す。

処理７１６は、処理７１７を、変数ｍ’＝ｏから２５５
まで、２５６回繰り返す。

処理７１７では、つぎの計算を行なう。

Ｓ（ｍ、ｍ’　、Ｑ’　）＝Ｓ（ｍ、ｍ’　、Ｑ’　）
＋Ｆｚ（ｍ、ｍ’　、ｌｌ−１）・ｅｘｐ［−２ｚｊ　
Ｑ’　（Ｑ−１）／６４］・・・（２） 処理７１５では、処理７１４で計算された結果Ｓ（ｍ、
傘、Ｑ′）を、表示装置の第ｍラインに転送し表示する
。ここで変数Ｑ′は信号計測開始前にあらかじめ操作者
により指定された定数（ただし。

０≦Ｑ“く６４とする）である。

処理７１８は、処理７１９〜７２１を、変数ｍ＝Ｏから
２５５まで、２５６回繰り返す。処理７１９では、Ｆｚ
（ｍｙ拳、６３）の、第２添字方向のＦＦＴ（Ｆｚ（ｍ
、串、６３））を計算する。

処理７２０は、処理７２２を、変数Ω′二〇から６３ま
で、６４回繰り返す。

処理７２２は、処理７２３を、変数ｍ′＝０から２５５
まで、２５６回繰り返す。

処理７２３では、処理７１７と同様に、つぎの計算を行
なう。

Ｓ（ｍ、ｍ’　、Ｑ’　）＝（ｍ、ｍ’　、Ｑ’　）＋
Ｆｚ（ｍ、ｍ’　、６３）・ｅｘｐ［−２πｊ　Ｑ’　
６３７６４］・・・（３） 処理７２１では、処理７２３で計算された結果ｓ（ｍ＋
”＋ｎ’）を、表示装置の第ｍラインに転送し表示する
。

以上の処理により、メモリＳには、再構成された３次元
画像が格納される。

本実施例によれば、３次元画像再構成処理のうち、２次
元Ｆｌ”Ｔの大部分と、残り１次元の離散フーリエ変換
の大部分を、信号計測と並行して実行できるため、信号
計測が終了してから、３次元の画像再構成処理が完了す
るまでの時間を短縮でき、全体の撮影時間を短縮できる
という効果がある。

また、信号の計測が進むに従って、再構成演算の途中結
果が順次表示されるので、操作者が、信号計測中に生じ
た被検者の動きなどによるデータの異常にすばやく気付
くことができ、再計測などの適当な処置をとることがで
きる。したがって、装置の操作性を向上させることがで
きるという効果があると同時に、信号計測の心理的な待
ち時間を短縮することができるという効果も期待される
。

同様の効果は、計測データ自体を表示するか、または部
分的にフーリエ変換を施した結果を表示した場合にも期
待されるが、上記実施例においてこのような処理を行な
うことは極めて容易である。

上記第２の実施例において、第３の添字方向の位相エン
コード順序を、低周波成分から順番に計測することによ
って、途中で表示される結果は。

第３添字方向に空間分解能の低減した画像にすることが
できる１例えば、Ｑ＝０．１．６３　（＝−１）、２．
６２　（＝−２）、・・・、の順に計測すればよい、こ
の場合は、途中結果として表示され６画像の物理的な意
味がはっきりしているため、操作者にとって、より有用
な情報を表示することも可能となる。

また、第１または第２の添字方向のうちの１つ以上の方
向に関する画像再構成演算を、ＦＦＴではなく、参照信
号と計測信号の相関計算により行なう場合にも、本発明
の適用は容易であり、本実施例の効果も変らないことは
言うまでもない。

さらに、計測開始以前に操作者が定数ａ′の値を指定す
る手段を設けることにより、計測途中に表示される途中
結果画像の種類を選択することができる０例えば、１１
′＝Ｏと指定すれば、途中結果画像として、つねに３次
元画像の第３添字方向の中心位置に対応する画像を表示
することができる。ほかの値を指定すれば、この位置を
変更できることは明らかである。また、途中結果画像は
、１種類に限らず、複数種類同時に表示することも容易
に実現できる。

また、計測途中でＱ′の値を変更する手段を設けること
により、表示される途中結果画像の種類を変更すること
ができることも明らかである。これにより、あらかじめ
詳細にｌ察したい部分を。

途中結果画像上で追跡することができ、より操作性の向
上を図ることもできる。

また、計測データを一時的に格納しておくバッファを設
けるか、または信号計測と並行して行なう計算の順序を
一部変更することにより、信号計測と計算を同時に行な
うようにすることも容易であり、その場合でも本実施例
と同様の効果を得ることができる。

さらに、前述の第１の実施例における方法と組み合わせ
て、信号計測終了後の画像再構成演算において、最終的
な再構成画像を計算できた順に表示していくことが可能
であることも明らかである。

また、上記方式において、スライス厚が順次薄くなって
いく途中結果が表示されていくため、計測の途中で操作
者が計測を打ち切った場合、その時点でのスライス厚の
画像が利用できる。また逆に、スライス厚が信号計測前
の設定値よりも薄い画像が必要と判断した場合、最初か
ら再計測することなく、計測中にスライス厚の変更が可
能であり、そのまま計測を継続できるという効果もある
。

また、上記第２の実施例で述べた途中結果画像の表示を
、第１の実施例の方式で行なうことも可能であることは
、容易に類推される０例えば、適当な低周波成分の計測
が終了した時点で第３添字方向のｒ？ＦＴを行ない、そ
の結果を表示すればよい、ただしこの場合、途中結果画
像を作成するための演算量が余分に必要となる。

第８図ないし第１０図は１本発明の第３の実施例を説明
する図である。

第８図は、計測開始前のデイスプレィ第４図４０９の状
態を示す図である。デイスプレィ８０１を左右２つの領
域に分割し、左の領域には３次元計測をすべき領域を指
定するために予備的に撮影した位置ぎめ用画像８０２を
表示しておく、操作者は位置ぎめ用画像８０２上で撮影
領域および途中結果表示用の画像の位置を指定する。第
８図では、カーソル対８０３（細実線）が撮影領域を指
定し、カーソル８０４（太実線）が途中結果表示用の画
像の中心位置を示す、ここで、撮影領域および途中結果
画像の位置の指定は、例えばトラックボールなとで行な
えばよい。

第９図は、第８図の指定によって計測を開始した後のあ
る時点でのデイスプレィの状態を示す。

左の領域には、位置ぎめ用画像８０２をそのまま表示し
ておき、右の領域に途中結果画像９０１を順次表示する
。第２の実施例で説明したように、途中結果画像９０１
は計測が進むにつれてスライス厚の小さな画像になる。

表示に際して、左の領域に表示されている位置ぎめ用画
像上に、現在表示中の途中結果画像に対応する位置をカ
ーソル対９０２（点ｌ；Ａ）で表示する。計測中の途中
結果画像の位置の変更は、左の領域に表示されているカ
ーソル９０３をトラックボールなどの手段で移動するこ
とにより行なう。

第１０図は、複数の位置における途中結果画像を同時表
示した例を示す０表示枚数２表示位置などの指定は第８
図の方法と同様にできることはいうまでもない、第９図
の状態から適当な手段により指定し、第１０図の状態へ
の切り替え、またはその逆の切り替えを可能とすること
も容易である。

第１１図ないし第１２図は、本発明の第４の実施例を示
す図である。

第１１図は、心電計と同期をとり、−心拍内に複数回の
励起・計測を行ない、心拍周期の各時点における２次元
画像を時分割的に並行して計測するシーケンスの例であ
る。心電計からのトリガー１１０１により、１枚目の計
測１１０２を開始する。計６１１１の方法は第６図に示
したシーケンスと同じでよい１次に１時間Ｔｒ後に２枚
目の計′ＩｊＡ１１０３を、同一のシーケンスで行なう
、さらに時間Ｔｒ後に３枚目の計測１１０４を行ない、
これを繰り返す。−心拍周期内にＬ回の計測を行なうも
のとする。１．は心拍周期］°と時間Ｔｒから、ＬＥＴ
／Ｔｒとなるように定める。これを繰り返して５枚の２
次元計測データを収集する。

第１２図は、第４の実施例における画像再構成演算処理
のフローを示す図である。

処理１２０１では、途中結果を表示する２次元画像を格
納するメモリＳ（ｎ、ｍ）、Ｏ≦ｎ　＜　Ｎ　。

０≦ｍ　（Ｎを初期化しておく。

処理１２０２では、処理１２０３〜１２０７を変数ｍ＝
ｏからＭ−１まで、Ｍ回繰り返す。

処理１２０３では、心拍と同期をとるために心電計（Ｅ
ＣＧ）からのトリガーを待つ。

処理１２０４では、信号Ｆ（拳、ｍ、Ｏ）の計測を開始
する。

処理１２０５は、処理１２０４で開始した（ｔｊ号計測
の終了待ち処理である。

処理１２０６では、処理１２０４〜１２０５で計測され
た信号Ｆ　（串、　ｍ　、　Ｏ）の第１添字方向のＦＦ
Ｔ（Ｆｌ（傘、ｍ、ｏ））を計算する。

処理１２０７では、処理１２０９〜１２１０を変数ｍ′
＝０からＭ−１まで、Ｍ回繰り返す。

処理１２０９では、処理１２１１を変数ｎ＝０からＮ−
１まで、Ｎ回繰り返す。

処理１２１１では、次の計算を行なう。

Ｓ（ｎ、ｍ’　）＝Ｓ（ｎ、ｍ’　）＋Ｆ＋（ｎ、ｍ’
　＋Ｏ）・　ｅｘｐ［−２π　ｊ　　ｍｍ’　　／Ｍｌ
　　　　　−（４）処Ｊｌｌ！！１２１Ｏは、処理１２
０９と処理１２１１の結果Ｓ（傘、ｍ”）を、表示装置
の第ｍ′ラインに転送し表示する。

処理１２０８では、処理１２１２〜１２１５を変数ｆｌ
＝１からＬ−１まで、（Ｌ−１）回繰り返す。

処理１２１２では、あらかじめ定められた周期Ｔｒで磁
気共鳴信号の計測を行なうため、装置のクロックからの
タイマー割込みを待つ。

処理１２１３では、信号Ｆ（”　＋　ｍ　＋　ａ　）の
計測を開始する。

処理１２１４では、処理１２１３で開始した（Ｊ号の計
測終了を待つ。

処理１２１５では、処理１２１３〜１２Ｌ４で計測した
信号Ｆ（＊、ｍ、Ｑ）の第１添字方向のＦＦＴ（Ｆｘ（
−、ｍ、Ｑ））を計算し、メモリに格納する。

処理１２１６では、処理１２１７を変数悲＝１からＬ−
１まで、（Ｌ−１）回繰り返す。

処理１２１７では、処理１２１８を変数ｎ＝０からＮ−
１まで、Ｎ回繰り返す。

処理１２１８では、以前に計測され、第１添字方向にＦ
ＦＴされたデータＦｘ（ｎｙ申、Ｑ）の第２添字方向Ｆ
ＦＴを計算し、格納する。

処理１２１９では、処理１２１８で得られたデータを表
示装置の第ｎラインに転送・表示する。

以上の処理により、Ｌ枚の２次元画像の再構成が終了し
、かつ信号計測と並行して１枚目の画像の再構成の途中
結果が表示装置に表示される。

本実施例によれば、心電計と同期をとってＬ枚の時系列
の画像を撮像する場合に、途中結果が逐次表示されるた
め、信号計測中に生じた被検者の動きなどによるデータ
の異常に操作者がいち早く気付くことができる６ 上記実施例では１枚目の画像の途中結果を表示するもの
としたが、一般に任意の画像の途中結果を表示すること
は容易である。また心電同期に限らず、呼吸と同期をと
る場合にも同様の効果が期待できる。

さらに、Ｌ枚の同機の各々に対する再構成の途中結果を
表示することも容易であり、その場合は。

計測のタイミングと同期させ、動画情報として表示する
ことができ、より詳細な情報を操作者にたいして提示す
ることができる。

上記の実施例においても、第１または第２の実施例で述
べた方法を併用し、同様の効果を得ることが可能である
ことも明らかである。

〔発明の効果〕

本発明によれば、ＭＲＩにおいてＮ次元画像（Ｎ２２）
を穢影する際、または複数のＮ次元画像（Ｎ２２）を並
行して撮影する際に、磁気共鳴信号の計測と並行して画
像再構成演算の大部分が実行できるため、信号計測終了
後、画像再構成が終了するまでの時間を短くでき、全体
の撮影時間を短縮することができる。また、信号計測終
了後の画像再構成において、再構成の終了した画像から
順次表示することができ、操作者の心理的な待ち時間を
減らすことができ、装置の操作性の向上を図ることがで
きる。

また、信号計測中に、計測データ、または計測データに
再構成演算の一部分または全部を施した結果を、逐次表
示することが可能となるため、計測中に生じた画像の異
常に操作者が早い時点で気付くことができ、操作性の向
上が可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の第１実施例の処理フローを示す図、
第２図は３次元空間周波数ｍ域において計測されるデー
タの範囲を示す図、第３図はその計測順序の例を示す図
である。第４図は本発明を実施するＭＲＩ装置のブロッ
ク構成図、第５図は第４図の処理装置４０６とＣＲＴ４
０７の詳細構成を示す図、第６図は３次元撮影のための
パルスシーケンスの例を示す図である。第７図は本発明
の第２の実施例の処理フローを示す図、第８図ないし第
１０図は第４図のＣＲＴ　４０７に表示される画像のレ
イアウトを示す図である。第１１図は本発明の第４の実
施例における信号計測のパルスシーケンスの例を示す図
、第１２図は第４図の実施例の処理フローを示す図であ
る。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピンに
   関する少なくとも３次元以上の情報を収集する磁気共鳴
   イメージング装置において、情報収集の次元数をＮとし
   た時、（Ｎ−１）次元までの画像再構成演算を、磁気共
   鳴信号の計測と並行して行なうことを特徴とするＭＲＩ
   イメージング方式。 ２、前記Ｎ次元の画像再構成は、Ｎ次元フーリエ変換を
   用いて行なうことを特徴とする第１項のＭＲＩイメージ
   ング方式。 ３、前記磁気共鳴信号の計測と計測の間に複数の１次元
   フーリエ変換を計算することを特徴とする第２項のＭＲ
   Ｉイメージング方式。 ４、前記磁気共鳴信号の計測と計測の間に計算する１次
   元フーリエ変換の数を、再構成画像の画素数から決定す
   ることを特徴とする第３項のＭＲＩイメージング方式。 ５、前記１次元フーリエ変換の数を、磁気共鳴信号の計
   測と計測の各々の間隔でできるだけ一定とすることを特
   徴とする第４項のＭＲＩイメージング方式。 ６、前記１次元フーリエ変換の数は、磁気共鳴信号の計
   測終了時点において、（Ｎ−１）次元の再構成演算の大
   部分が終了するように定めることを特徴とする第３項ま
   たは第４項のＭＲＩイメージング方式。 ７、前記Ｎ次元の画像再構成のうち、少なくとも１つの
   次元の画像再構成は、あらかじめ定められた参照信号と
   計測された磁気共鳴信号との相関を計算することにより
   行なうことを特徴とする第１項のＭＲＩイメージング方
   式。 ８、前記画像再構成演算の１部分を、磁気共鳴信号の計
   測と同時に行なうことを特徴とする第１項乃至第７項い
   ずれか１項のＭＲＩイメージング方式。 ９、前記磁気共鳴信号の計測データを一時的に記憶装置
   に格納することを特徴とする第８項のＭＲＩイメージン
   グ方式。 １０、前記磁気共鳴信号の計測データの格納と同時に、
   それ以前に計測したデータの読出しが可能となるように
   構成した記憶装置に格納することを特徴とするＭＲＩイ
   メージング方式。 １１、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピン
   に関する少なくとも３次元以上の情報を収集する磁気共
   鳴イメージング装置において、磁気共鳴信号の計測終了
   後に、再構成の完了した画像から順に表示していくこと
   を特徴とするＭＲＩイメージング方式。 １２、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピン
   に関する少なくとも３次元以上の情報を収集する磁気共
   鳴イメージング装置において、情報収集の次元数をＮと
   した時、（Ｎ−１）次元までの画像再構成演算を、磁気
   共鳴信号の計測と並行して行ない、磁気共鳴信号の計測
   終了後に残りの１次元の再構成演算を行なう際に、再構
   成の完了した画像から順に表示していくことを特徴とす
   るＭＲＩイメージング方式。 １３、前記表示する画像はＮ次元画像のある断面に対応
   した２次元画像であることを特徴とする第１１項または
   第１２項のＭＲＩイメージング方式。 １４、前記順次表示される画像が、Ｎ次元のあらかじめ
   定められた断面内の画像となるように、磁気共鳴信号の
   計測順序を定めることを特徴とする第１３項のＭＲＩイ
   メージング方式。 １５、前記あらかじめ定められた断面は、空間的に選択
   励起を行なう方向に垂直な断面であることを特徴とする
   第１４項のＭＲＩイメージング方式。 １６、前記あらかじめ定められた断面は、Ｎ次元のうち
   でもつとも画素数の小さな次元の方向に垂直な断面であ
   ることを特徴とする第１４項のＭＲＩイメージング方式
   。 １７、前記磁気共鳴信号の計測と並行して再構成演算を
   行なう（Ｎ−１）次元以外の次元の再構成をフーリエ変
   換で行なう際に、その次元方向の信号計測順序を、位相
   エンコード量がビット反転順となるようにすることを特
   徴とする第１項、第１１項または第１２項のＭＲＩイメ
   ージング方式。 １８、前記ビット反転順に計測した磁気共鳴信号に対し
   て、高速フーリエ変換の演算の１部分を磁気共鳴信号の
   計測と並行して行なうことを特徴とする第１７項のＭＲ
   Ｉイメージング方式。 １９、前記磁気共鳴信号の計測と並行して再構成演算を
   行なう（Ｎ−１）次元以外の次元の再構成を離散フーリ
   エ変換で行なうことを特徴とする第１６項のＭＲＩイメ
   ージング方式。 ２０、前記離散フーリエ変換で行なう再構成演算の一部
   分を、磁気共鳴信号の計測と並行して行なうことを特徴
   とする第１９項のＭＲＩイメージング方式。 ２１、前記磁気共鳴信号の計測と並行して行なう演算は
   、離散フーリエ変換の部分和の計算であることを特徴と
   する第２０項のＭＲＩイメージング方式。 ２２、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピン
   に関し、複数種類の少なくとも２次元以上の情報を時分
   割的に収集する磁気共鳴イメージング装置において、各
   種類毎の情報の再構成演算の一部を、信号計測と並行し
   て行なうことを特徴とするＭＲＩイメージング方式。 ２３、前記複数種類の情報は、空間的に互いに共通部分
   のない複数の領域に関する情報であることを特徴とする
   ＭＲＩイメージング方式。 ２４、前記複数種類の情報は、時間によつて周期的に変
   化する検査領域内の原子核スピンに関する、複数の時点
   における情報であることを特徴とする第２２項のＭＲＩ
   イメージング方式。 ２５、前記複数種類の情報は、心拍周期に同期させて収
   集することを特徴とする第２４項のＭＲＩイメージング
   方式。 ２６、前記複数種類の情報は、呼吸周期に同期させて収
   集することを特徴とする第２４項のＭＲＩイメージング
   方式。 ２７、各種類の情報収集の次元数をＮとした時、前記Ｎ
   次元の画像再構成演算は、Ｎ次元フーリエ変換を用いて
   行なうことを特徴とする第２２項のＭＲＩイメージング
   方式。 ２８、少なくとも１次元方向の前記画像再構成演算を、
   離散フーリエ変換で行なうことを特徴とする第２６項の
   ＭＲＩイメージング方式。 ２９、最後に画像再構成演算を行なう次元方向に関して
   、前記離散フーリエ変換を用いることを特徴とする第２
   ８項のＭＲＩイメージング方式。 ３０、前記離散フーリエ変換で行なう再構成演算の一部
   分を、磁気共鳴信号の計測と並行して行なうことを特徴
   とする第２９項のＭＲＩイメージング方式。 ３１、前記磁気共鳴信号の計測と並行して行なう演算は
   、離散フーリエ変換の部分和の計算であることを特徴と
   する第３０項のＭＲＩイメージング方式。 ３２、前記画像再構成演算の一部分を、磁気共鳴信号の
   計測と同時に行なうことを特徴とするＭＲＩイメージン
   グ方式。 ３３、前記磁気共鳴信号の計測データを一時的に記憶装
   置に格納することを特徴とする第３２項のＭＲＩイメー
   ジング方式。 ３４、前記磁気共鳴信号の計測データの格納と同時に、
   それ以前に計測したデータの読出しが可能となるように
   構成した記憶装置に計測データを格納することを特徴と
   する第３２項のＭＲＩイメージング方式。 ３５、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピン
   に関する少なくとも２次元以上の情報を収集する磁気共
   鳴イメージング装置において、磁気共鳴信号の計測と並
   行して、計測データ、または計測データに再構成演算の
   一部または全部を施した結果を、順次表示していくこと
   を特徴とするＭＲＩイメージング方式。 ３６、あらかじめ定められた検査領域内の原子核スピン
   に関し、複数種類の少なくとも２次元以上の情報を時分
   割的に収集する磁気共鳴イメージング装置において、磁
   気共鳴信号の計測と並行して、計測データ、または計測
   データに再構成演算の一部または全部を施した結果を、
   順次表示していくことを特徴とするＭＲＩイメージング
   方式。 ３７、前記複数種類の情報を時分割的に収集する際に、
   少なくとも一つの種類の情報に対応する計測データ、ま
   たは計測データに再構成演算の一部または全部を施した
   結果を、順次表示していくことを特徴とする第３６項の
   ＭＲＩイメージング方式。 ３８、前記磁気共鳴信号の計測と並行して行なつた画像
   再構成演算の途中結果を、信号計測と並行して表示する
   ことを特徴とする第３７項のＭＲＩイメージング方式。 ３９、前記表示する情報は、少なくとも１つの次元の方
   向に分解能が低減した画像であることを特徴とする第３
   ５項乃至第３８項いずれか１項のＭＲＩイメージング方
   式。 ４０、前記分解能が低減した画像は、前記次元方向の位
   相エンコーダ量の小さな部分の磁気共鳴信号から算出す
   ることを特徴とする第３９項のＭＲＩイメージング方式
   。 ４１、前記次元方向の位相エンコード量の小さな磁気共
   鳴信号を先行させて計測することを特徴とする第３５項
   のＭＲＩイメージング方式。 ４２、前記あらかじめ表示する情報の種類を指定するこ
   とを特徴とする第３５項のＭＲＩイメージング方式。 ４３、前記表示する情報はＮ次元画像のある断面に対応
   する画像であり、かつ指定する種類は、前記次元方向の
   位置であることを特徴とする第４２項のＭＲＩイメージ
   ング方式。４４、前記磁気共鳴信号の計測中に、表示す
   る情報の種類を変更することを特徴とする第４３項のＭ
   ＲＩイメージング方式。 ４５、前記表示する情報は少なくとも同時に表示される
   ２種類以上の情報からなることを特徴とする第４４項の
   ＭＲＩイメージング方式。 ４６、前記表示する情報の種類およびその数は、磁気共
   鳴信号の計測が進むに従つて変化することを特徴とする
   第４５項のＭＲＩイメージング方式。 ４７、前記表示する情報は、前記次元方向の指定された
   位置に近接する位置の情報を含む１つまたは複数の情報
   であることを特徴とする第４６項のＭＲＩイメージング
   方式。 ４８、前記磁気共鳴信号の計測中に、最終的に得られる
   Ｎ次元の情報の分解能を変更することを特徴とする第４
   ７項のＭＲＩイメージング方式。 ４９、前記情報の表示と同時に撮影領域指定用の画像を
   表示することを特徴とする第４８項のＭＲＩイメージン
   グ方式。 ５０、前記表示する情報の種類の指定または変更は、前
   記撮影領域指定用の画像上で対話的に行なうことを特徴
   とする第４９項のＭＲＩイメージング方式。 ５１、前記表示する情報は、その時点において表示され
   ている情報の種類であることを特徴とする第５０項のＭ
   ＲＩイメージング方式。 ５２、その時点において表示されている情報が対応して
   いる位置を、前記撮影領域指定用の画像上に示すことを
   特徴とする第４９項のＭＲＩイメージング方式。 ５３、時間によつて周期的に変化する検査領域内の原子
   核スピンに関する複数の時点における情報を収集し、各
   種類に対応する計測データに対して画像再構成演算の一
   部または全部を施した結果を表示する際に、前記複数種
   類の情報に対応する複数の結果を時間的に切り替えて表
   示することを特徴とする第３６項のＭＲＩイメージング
   方式。 ５４、前記表示の切り替えは磁気共鳴信号の計測タイミ
   ングと同期させて行なうことを特徴とする第５３項のＭ
   ＲＩイメージング方式。 ５５、前記表示する結果の時間的順序を、信号計測の順
   序と一致させるように切換えることを特徴とする第５４
   項のＭＲＩイメージング方式。