JPH0622930A

JPH0622930A - 磁気共鳴映像装置

Info

Publication number: JPH0622930A
Application number: JP5089508A
Authority: JP
Inventors: Yoshinori Suzuki; 義規鈴木
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1992-03-31
Filing date: 1993-03-25
Publication date: 1994-02-01
Anticipated expiration: 2018-05-06
Also published as: DE69332215D1; EP0564973A2; US5341099A; EP0564973A3; JP3403751B2; EP0564973B1; DE69332215T2

Abstract

(57)【要約】【目的】画像再構成に要する時間の短縮を図った磁気
共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。【構成】特定の一軸方向について収集されたＭＲ信号
列を、前記一軸以外の軸方向に逆フーリエ変換し、次い
で前記一軸と直交し且つ原点を通る線又は面に対して対
称な位置に前記一軸方向について複素共役データを入
れ、しかる後に当該データを前記一軸方向に逆フーリエ
変換する再構成処理系を具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、磁気共鳴現象（ＭＲ
現象）を利用して、被検体の形態情報及び化学シフト情
報のうち少なくとも一方を断層像として得る磁気共鳴映
像装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴映像装置は、被検体の各種断層
像並びに化学シフト画像を非侵襲的に得ることのできる
ものであり、すでに臨床の場で広く用いられている。近
年、装置自体の性能が向上するにつれて、分解能が向上
すると共に、２次元の情報を得ることのできる３次元画
像化又は４次元化学シフトイメージングに研究が盛んに
なっている。

【０００３】特に、被検体の血管を画像化しようとする
アンジオグラフィーでは、３次元イメージングが必要不
可欠であり、高分解能化と相まって、データ量は膨大な
ものとなってきている。この膨大なデータは、再構成処
理の時間を増大させるだけでなく、データ収集時間をも
増大させ、再構成処理装置のメモリ量増大が必要不可欠
となった。

【０００４】これら大量データの問題を解決する方法の
一つとして、ハーフ・フーリエ法と呼ばれる方法があ
る。このハーフ・フーリエ法では特定一軸方向のデータ
を特定極性方向のみ収集することにより、データ収集時
間を半分にすることが可能である。

【０００５】以下、式を用いて、ハーフ・フーリエ法の
原理について説明する。なお、磁気共鳴映像装置では、
データは離散的データとして扱っているが、ここでは説
明を簡略にするために、連続したデータであるとして説
明する。

【０００６】次式は４次元化学シフトイメージング法で
得られる磁気共鳴信号である。

【０００７】

【数１】この信号ｓ（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，ｔ）を、ｋｘ，ｋｙ，
ｋｚ，ｔに関し、逆フーリエ変換することにより、特定
原子核の濃度分布ρ（ｘ，ｙ，ｚ，ｗ）すなわち断層像
ならびに化学シフト画像が得られることになる。なお、
上記式は４次元化学シフト画像に関するものを示した
が、２次元又は３次元画像の場合もほぼ同じような式で
記述される。

【０００８】さて、ハーフ・フーリエ法では下記式に示
されるような関係を用い、従来の半分のデータで断層像
を得ようというものである。

【０００９】

【数２】但し、＊は複素共役を示す記号である。また、上式はρ
（ｘ，ｙ，ｚ，ｗ）が実数であることより得られる関係
式である。

【００１０】すなわち、４次元化学シフト画像を得るた
めには、本来ならｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，ｔに関し、正負２
極性のデータを収集しなければならないが、上記式を用
いることにより、特定極性の半分のデータより残りの半
分のデータを作成し、再構成を行うことにより、特定原
子核の濃度分布を求めることが可能になる。

【００１１】２次元画像データの例を用いて、より詳細
に説明する。まず、図２１の斜線に示すような２次元画
像データの半分を収集し、原点０に関し点対称な位置
に、複素共役なデータを入れることにより、完全なデー
タを得ることができる。その後得られたデータを２次元
逆フーリエ変換することにより、２次元画像が得られ
る。このようにすると、半分のデータで画像を再構成で
きるためデータ収集時間が半分で済むことになる。

【００１２】しかし、このようなハーフ・フーリエ法で
は、データ収集は従来法に比べ半分になるという利点は
あったが、再構成処理を行うデータ数は同じであるた
め、データの再構成に要する時間は従来法と同じであ
り、データ量が多いときには再構成時間が長くなるとい
う欠点があった。

【００１３】一方、被検体の血管を画像化しようとする
アンジオグラフィーでは３次元イメージングが必要不可
欠である。このためデータ収集時間が膨大になると共
に、高分解能化にともない、画像Ｓ／Ｎが悪くなってい
る。データ収集時間の問題を解決する方法の一つとして
フィールドエコー法と呼ばれるものがある。これはリー
ド勾配磁場を反転することによりエコー信号を集めよう
というもので、自由減衰信号（ＦＩＤ信号）を用いてい
るため、繰り返し時間が短くできデータ収集時間の短縮
が可能である。しかし、この方法ではスピンを励起して
から信号観測をするまでの時間が短いものでも数msと長
く、特にＳ／Ｎを向上させるためにサンプリング間隔を
長くし、信号帯域を狭くしたシーケンスでは数十msと長
くなってしまう。このようにスピンを励起してから信号
を観測するまでの時間すなわちエコータイムが長いと磁
場不均一性や乱流により信号が減衰してしまい、画像上
で暗くなるという問題があった。特に、骨、血管の周囲
等の磁率が急激に変化する場所では磁場均一性が悪いた
め、信号減衰が大きく、細い血管等では見えなくなるこ
ともある。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】上述のように、従来の
ハーフ・フーリエ法では、データ収集量は通常の磁気共
鳴映像法に比べ半分になるという利点を有するが、再構
成処理を行うデータ数は同じであるため、データの再構
成に要する時間は従来のハーフ・フーリエ法と同じであ
り、データ量が多い場合には再構成時間が長くなるとい
う欠点があった。

【００１５】また、フィールドエコー法を用いた方法で
は、スピンを励起してから信号観測をするまでの時間が
短いものでも数msと長く、特にＳ／Ｎを向上させるため
にサンプリング間隔を長くして信号帯域を狭くしたシー
ケンスでは数十msと長くなってしまっていた。このよう
に、エコータイムが長いと磁場不均一性や乱流により信
号が減衰してしまい、画像上で暗くなるという問題があ
った。特に、骨、血管の周囲等の自立が急激に変化する
場所では磁場均一性が悪いために、信号減衰が大きく、
細い血管等の画像化は困難であった。

【００１６】そこで、本発明の一の目的は、画像の再構
成時間が短い磁気共鳴映像装置を提供することにある。

【００１７】また、本発明の他の目的は、磁場均一性が
悪い領域でも画像が暗くなることなく、Ｓ／Ｎを向上さ
せた磁気共鳴映像装置を提供することにある。

【００１８】

【課題を解決するための手段】本発明は上記従来の課題
を解決するために、静磁場中に配置された被検体に対し
て高周波磁場及び勾配磁場を印加することにより発生す
る磁気共鳴信号を収集し、前記被検体の形態情報及び機
能情報のうち少なくとも一方に基づいた磁気共鳴画像を
得る磁気共鳴映像装置において、特定シーケンスの実行
によりエコーデータを特定一軸方向に関して特定極性方
向のデータのみ収集するデータ収集手段と、前記特定一
軸方向について収集されたエコーデータを、前記一軸以
外の軸方向に逆フーリエ変換する手段と、前記一軸に対
し直交しかつ原点を通る線及び面のうち少なくとも一方
に対して対称位置に前記一軸方向について複素共役デー
タを割り当てる手段と、この手段により得られたデータ
に対して前記一軸方向に逆フーリエ変換し、磁気共鳴画
像を再構成する手段とから磁気共鳴映像装置を構成す
る。

【００１９】また、本発明は、静磁場中に配置された被
検体に対して高周波磁場及び勾配磁場を印加することに
より発生する磁気共鳴信号を収集し、前記被検体の形態
情報及び機能情報のうち少なくとも一方に基づいた磁気
共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、ｋ空間にお
けるハーフエコーデータ及び中央部エコーデータからな
る非対称エコーデータを収集する手段と、この手段によ
り収集された非対称エコーデータのうち、前記中央部エ
コーデータを逆フーリエ変換して位相データを生成し、
位相極性を反転する手段と、この手段により位相極性が
反転された前記位相データをリード方向に逆フーリエ変
換して位相補正データを生成する手段と、前記収集する
手段により収集された前記非対称エコーデータをエンコ
ード方向に逆フーリエ変換して位相歪なしデータを生成
する手段と、前記位相補正データと前記位相歪なしエコ
ーデータとをリード方向に畳み込み積分する手段と、こ
の手段により得られたデータに対し、エコーデータの複
素共役性を利用して前記収集する手段により収集されて
いないエコーデータを推定エコーデータとして生成する
手段と、前記畳み込み積分する手段により得られたデー
タと前記推定エコーデータとをリード方向に逆フーリエ
変換する手段と、この手段により得られたデータに基づ
いて磁気共鳴画像を再構成する手段とから磁気共鳴映像
装置を構成する。

【００２０】さらに、本発明は、静磁場中に配置された
被検体に対して高周波磁場及び勾配磁場を印加すること
により発生する磁気共鳴信号を収集し、前記被検体の形
態情報及び機能情報のうち少なくとも一方に基づいた磁
気共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、第１の特
定パルスシーケンスにて一の極性をもつ流れ検出用勾配
磁場を印加し、第１の非対称エコーデータを収集する手
段と、第２の特定パルスシーケンスにて他の極性をもつ
流れ検出用勾配磁場を印加し、第２の非対称エコーデー
タを収集する手段と、前記第１の非対称エコーデータと
前記第２の非対称エコーデータとから差分データを算出
する手段と、前記差分データのうち、中央部データを逆
フーリエ変換して位相データを生成し、位相極性を反転
する手段と、この手段により位相極性が反転された前記
位相データをリード方向に逆フーリエ変換して位相補正
データを生成する手段と、前記差分データをエンコード
方向に逆フーリエ変換する手段と、この手段により得ら
れたデータと前記位相補正データとをリード方向に畳み
込み積分する手段と、前記畳み込み積分する手段により
得られたデータをリード方向に逆フーリエ変換する手段
と、この手段により得られたデータに基づいて磁気共鳴
画像を再構成する手段とから磁気共鳴映像装置を構成す
る。

【００２１】ここで、本発明の前記畳み込み積分する手
段は、前記非対称エコーデータにゼロデータを補間して
畳み込み積分するようにする。

【００２２】また、本発明は、静磁場中に配置された被
検体に対して高周波磁場及び勾配磁場を印加することに
より発生する磁気共鳴信号を収集し、前記被検体の形態
情報及び機能情報のうち少なくとも一方に基づいた磁気
共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、特定パルス
シーケンスにて第１のハーフエコーデータを収集し、当
該特定パルスシーケンスにてリード勾配磁場の極性を反
転して第２のハーフエコーデータを収集するデータ収集
する手段と、前記第２のハーフエコーデータのリード方
向のデータ並びを逆転し、第１のハーフエコーデータと
を組み合わせるデータ合成手段と、この手段により生成
されたフルエコーデータに基づき磁気共鳴画像を構成す
る再構成手段とから磁気共鳴映像装置を構成する。

【００２３】

【作用】請求項１に係る発明において、磁気共鳴信号は
一般に下記式のように記述される。

【００２４】

【数３】この式において、ｋｙ，ｋｚ，ｔ方向にまず、逆フーリ
エ変換を行うと、下式のようになる。

【００２５】

【数４】上記式において、δはクロネッカのデルタ関数である。
さらに、上式の両辺の複素共役をとると下記式のように
なる。

【００２６】

【数５】ｓ’（ｋｘ，ｙ０，ｚ０，ｗ０）はｋｘ＝０の平面に対
して複素共役対称の関係になっていることがわかる。

【００２７】すなわち、ｋｘ≧０なるデータを収集し、
ｋｙ，ｋｚ，ｔの方向に対して逆フーリエ変換を行い、
その後、上記関係式を用い、ｋｘ＜０のデータを作成
し、さらにｋｘ方向に逆フーリエ変換すれば良いことに
なる。このような処理を行うことにより、ｋｙ，ｋｚ，
ｔの方向に対しては半分のデータしかないので、半分の
フーリエ変換操作で済むことになる。また、従来の方法
とは異なり、原点を求める必要もない。

【００２８】なお、実際の再構成においては、磁気共鳴
信号は離散的なデータであり、フーリエ変換は離散フー
リエ変換となる。仮に、ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，ｔ方向のデ
ータ数をＫ，Ｌ，Ｍ，Ｎとする従来法では、フーリエ変
換に要する基本演算回数Ｐは下式のようになる。但し、
データ数Ｎ個の高速逆フーリエ変換はＮ・log Ｎ個の基
本演算にて行われるとして算出した。

【００２９】

【数６】一方、本発明による方法では下記式に係る演算回路で逆
フーリエ変換は終了する。

【００３０】

【数７】例えば、Ｋ＝Ｌ＝Ｍ＝１６，Ｎ＝５１２なるデータの場
合、従来法の演算回数に対し、１．６８分の１の演算回
数で終了する。

【００３１】また、３次元データに対する基本演算回数
Ｐは、同様に、従来法では下記式のようになる。

【００３２】

【数８】一方、請求項２に係る発明による方法では下記式のよう
になる。

【００３３】

【数９】例えば、Ｋ＝Ｌ＝Ｍ＝２５６なるデータの場合、従来法
の演算回数に対し、１．５分の１の演算回数で終了す
る。

【００３４】一方、図２２に示すような従来の２次元フ
ィールドエコーシーケンスの場合、磁気共鳴信号は下式
のように記述される。

【００３５】

【数１０】ここで、γ・Ｇｘ・ｘ・ｔ＝ｋｘ、γ・Ｇｙ・ｙ・Δｔ
＝ｋｙとすると下式のようになる。

【００３６】

【数１１】そして、信号列Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）を逆フーリエ変換する
ことにより断層像が得られることになる。一方、図２２
のような非対称エコーシーケンスでリフォーカス用リー
ド勾配磁場のパルス幅が短いため、エコータイムＴＥは
短くなる。しかし、この場合にはｋｘの正方向にはデー
タは取れるが、ｋｘの負方向にデータは十分取れず、何
等かの方法で不足データを作成する必要がある。

【００３７】一方リード勾配磁場を反転させたシーケン
スでは、信号Ｓは次のようになる。

【００３８】

【数１２】ここでγ・Ｇｘ・ｘ・ｔ＝ｋｘ’、γ・Ｇｙ・ｙ・Δｔ
＝ｋｙとおくと次のようになる。

【００３９】

【数１３】さらにｋｘ＝−ｋｘ’とおくと次のようになる。

【００４０】

【数１４】これにより、ｋｘの負方向のデータが取れることにな
る。実際の操作では、図６のようにリード勾配磁場の極
性を反転させたハーフエコーシーケンスでデータを収集
し、そのデータのｋｘ方向の順序を逆転させ、リード勾
配磁場の極性を反転させないハーフエコーシーケンスで
得られたデータを合成してフルエコーデータを作成す
る。その後、このデータを逆フーリエ変換することによ
り断層像が得られる。

【００４１】一方、複素共役性を用いてハーフエコーデ
ータよりフルエコーデータを作成する方法がある。すな
わち、式の両辺の複素共役を取ると次のようになる。

【００４２】

【数１５】これにより、ｋｘの負方向のデータが得られることにな
る。しかし、このような方法では、phase contrast ang
iography等の位相情報が必要なものでは再構成はできな
くなる。ここで、次の信号を提示する。

【００４３】

【数１６】この式の複素共役を取ると次のようになる。

【００４４】

【数１７】このように、ｋｘの負方向のデータは得られないことに
なる。一方今回提案する方法では、リード勾配磁場を反
転させないシーケンスでは次のようになる。

【００４５】

【数１８】また、リード勾配磁場を反転させたシーケンスでは次の
ようになる。

【００４６】

【数１９】そして、ｋｘ＝−ｋｘ’とおくと次のようになる。

【００４７】

【数２０】このように、ｋｘの負方向のデータが得られることにな
る。

【００４８】

【実施例】以下図面を用いて本発明の実施例を説明す
る。図１は本発明の第１実施例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。

【００４９】図１において、磁気共鳴イメージング装置
は、静磁場を発生する磁石１、スライス用勾配磁場，位
相エンコード用勾配磁場，リード用勾配磁場としてＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向に沿う勾配磁場を発生する勾配磁場コイル
２、励起のための電磁波（ＲＦパルス）の発生と誘起し
た磁気共鳴信号（ＭＲ信号）の検出とを行うプローブ
３、勾配磁場コイル２に対して電源を供給する勾配磁場
電源４、送信信号（ＲＦパルス）と受信信号（ＭＲ信
号）との分離を司るディプレクサ５、受信信号（ＭＲ信
号）を受信する受信系６、Ａ／Ｄ変換器７、プローブ３
に対して送信信号（ＲＦパルス）を発生するための電力
を供給する送信系８、所定のパルスシーケンスを起動す
るシーケンスコントローラ９、フーリエ変換法の如き画
像再構成処理を実行する再構成処理装置１０、表示装置
１１から構成される。

【００５０】上記構成に基づく磁気共鳴映像装置は、図
２に示されるようなパルスシーケンスを、シーケンスコ
ントローラ９により実行することにより、データ収集を
行う。ここで、図２に示されるパルスシーケンスは、３
次元フィールドエコー法のパルスシーケンスであり、ｋ
空間における半分のみのデータを収集すべく、通常の位
相エンコードの半分の位相エンコードで構成されてい
る。なお、本発明では、この３次元フィールドエコー法
のパルスシーケンスに限らず、例えば、３次元スピンエ
コー法のパルスシーケンスを用いてもよい。

【００５１】本発明の特徴とするところは、勾配磁場電
源４及びプローブ３を駆動するシーケンスコントローラ
９と、再構成ユニット１０との動作にある。これらシー
ケンスコントローラ９及び再構成ユニット１０の動作
は、特徴的なデータ収集を実現し、また特徴的な画像再
構成を実現している。なお、以降の説明においては、断
りがない場合は、ｋｘ方向（Ｘ軸勾配磁場方向）はリー
ド方向であり、ｋｙ方向（Ｙ軸勾配磁場方向）は位相エ
ンコード方向であり、ｋｚ方向（Ｚ軸勾配磁場方向）は
スライス方向である。

【００５２】まず、本発明の第１実施例の基本的な処理
の流れは図３に示される。すなわち、データ収集ステッ
プ３１は、静磁場、勾配磁場及び高周波パルスが印加さ
れた被検体から、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸における特定一軸且つ特
定極性の方向の磁気共鳴データ列を、収集する。次に、
磁気共鳴データ列により被検体の特定領域のＭＲ画像を
再構成するための再構成ステップ３１が実行される。再
構成ステップ３１は、逆フーリエ変換ステップ３２と、
データ合成ステップ３３と、逆フーリエ変換ステップと
からなる。逆フーリエ変換ステップ３２は、前記磁気共
鳴データ列を前記一軸以外の他の軸方向に逆フーリエ変
換する。データ合成ステップ３３は、逆フーリエ変換ス
テップ３２によって得たデータとこのデータの複素共役
complexconjugate データとによりｋ空間上の全データ
を合成する。逆フーリエ変換ステップ３４は、データ合
成ステップ３３により得た合成データを前記一軸方向に
逆フーリエ変換する。このような各ステップ３２，３
３，３４を持つ再構成ステップ３１により、再構成時間
を短縮して２次元画像の如きＭＲ像を得ることが可能と
なる。

【００５３】上記のような本実施例について詳述すれ
ば、磁石１中に置かれた被検体に送信系８を介して励起
用電磁波を印加する。印加された電磁波により誘起され
たＭＲ信号を受信系６で受信し、Ａ／Ｄ変換器７により
ディジタル値に変換される。この実施例においてはマト
リクスサイズ２５６×２５６×２５６の３次元イメージ
ングを行う例を示してあるが、図３のように、シーケン
スコントローラ９は電磁波（ＲＦパルス）を印加後、Ｇ
ｘ，Ｇｙ方向に位相エンコードを行い、Ｇｚをリード勾
配磁場としてデータ収集時に印加する。この様なシーケ
ンスにより、下記のような磁気共鳴信号（ＭＲ信号）ｓ
が得られる。

【００５４】

【数２１】この場合、Ｇｘは正方向にしか印加しないため、データ
は図４の斜線で示されたように従来のフルエンコード法
に比べ、約半分となり、再構成処理装置に要求されるメ
モリ量、データ収集時間は半分で済む。この半分のデー
タをまず、ｋｙ方向に逆フーリエ変換する。この実施例
の場合は２５６ポイントの逆フーリエ変換が２５６×１
２８回行われる。次に、ｋｚ方向に同様に２５６×１２
８回の逆フーリエ変換を行う。得られたデータは図５に
示されたように、半分のデータしかないので、下記の様
な関係を利用してｋｘの負のデータを生成する。

【００５５】

【数２２】最後にｋｘ方向に２５６×２５６回の逆フーリエ変換を
行うと、３次元画像が得られる。逆フーリエ変換は系２
５６×１２８＋２５６×１２８＋２５６×２５６＝１３
１０７２回ですむことになる。一方、従来の方法で２５
６×２５６＋２５６×２５６＋２５６×２５６＝１９６
６０８回行う必要があり、２／３の演算回数で済むこと
になる。

【００５６】人体等の画像化においては、磁率が組織に
より異なり、磁場不均一性が発生するため、信号Ｓは下
記式のようになる。但し、磁場不均一性によるリード方
向の歪みは小さいものとして省略した。

【００５７】

【数２３】この様な場合にはＳの複素共役の関係は成立せず、デー
タの折り返し方向にアーチファクトが発生してしまう。
このアーチファクトを低減するためには、フーリエ変換
した後のデータに関して位相補正すればよい。すなわ
ち、２軸方向にフーリエ変換した後のデータＳ’は次の
ようになる。

【００５８】

【数２４】磁場不均一性Ｂ（ｘ，ｙｏ，ｚｏ）をｘに依存しない磁
場不均一性Ｂ１（ｙｏ，ｚｏ）とｘに依存する磁場不均
一性Ｂ２（ｘ，ｙｏ，ｚｏ）に分解すると次のようにな
る。

【００５９】

【数２５】さらにｋｘ＝０なる平面においては次のようになる。

【００６０】

【数２６】すなわち、磁場不均一性があると、ｋｘ＝０なる平面上
の点で位相は０にならなくなる。Ｓ’の複素共役の関係
を用いてｋｘの負方向のデータを生成すると、ｋｘ＝０
なる平面において位相が不連続になり、折り返し方向
（この場合はｘ方向）にアーチフェクトが生じることに
なる。

【００６１】ｋｘ＝０なる平面においてＳ’（ｏ，ｙ
ｏ，ｚｏ）の位相分布Θ（ｙｏ，ｚｏ）を計測し、この
計測値に対し、次式のような補正を行う。

【００６２】

【数２７】この補正により、位相の不連続性はなくなり、位相の不
連続性のアーチフェクトはなくなることになる。なお、
この補正法では磁場不均一性Ｂ２（ｘ，ｙｏ，ｚｏ）に
よる位相歪みのアーチフェクトは補正できない。

【００６３】一方、実際の位相補正ではノイズ等による
位相補正の誤差を防ぐため、特定一軸方向と直交する軸
上（この場合はｙ，ｚ軸）の位相データを用い、各軸毎
に１次または２次関数で近似した位相補正値で補正して
いる。

【００６４】なお、本実施例では３次元画像データの例
を示したが、この他にも２次元画像データ、３次元化学
シフトイメージングデータ、４次元化学シフトイメージ
ングデータの場合でも同様に少ない回数で再構成ができ
る。

【００６５】次に、本発明の第２実施例を説明する。第
２実施例の基本的な処理の流れは図６に示される。すな
わち、データ収集ステップ６１は、静磁場、勾配磁場及
び高周波パルスが印加された被検体から、特定のパルス
シーケンスにて第１のハーフエコーデータを収集し、当
該特定のパルスシーケンスにてリード勾配磁場の極性を
反転して第２のハーフエコーデータを収集する。

【００６６】次に、フルエコーデータを合成するための
データ合成ステップ６１が実行される。データ合成ステ
ップ６１は、データの並び逆転ステップ６２と、データ
組合ステップ６３とからなる。データの並び逆転ステッ
プ６２は、前記第２のハーフエコーデータのリード方向
のデータ並びを逆転する。データ組合ステップ６３は、
データの並び逆転ステップ６２により逆転した第２のハ
ーフエコーデータと前記第１のハーフエコーデタとを組
合わせ、フルエコーデータを合成する。次に、再構成ス
テップ６１が実行される。再構成ステップ６１は、デー
タ合成ステップ６１により作成されたフルエコーデータ
に基づきＭＲ画像を再構成する。

【００６７】以下、本実施例を詳述する。

【００６８】図７は本発明の２次元断層像を得るための
シーケンスを説明するための図である。まず、選択励起
用ＲＦパルスを印加することにより、特定スライス内の
スピンを励起し、フェーズエンコード勾配磁場を印加す
る。その後、リード勾配磁場を印加する。このリード勾
配磁場は図８のような従来のフィールドエコー勾配磁場
シーケンスと異なり、リフォーカス用勾配磁場を持って
いない。このため、図７のようなシーケンスでデータを
収集すると、図８の斜線部のように、ｋ空間上で半分の
データしか収集できない。すなわち、リフォーカス用勾
配磁場を用いないため、ｋ空間上でリード勾配磁場方向
ｋｘの正方向のデータしか収集できない。

【００６９】

【数２８】一方、図７の点線に示すようにリード勾配磁場を反転し
たシーケンスを流すと、図４に示した斜線部のようなｋ
ｘの負の部分のデータが収集できる。

【００７０】

【数２９】ここで得られたデータ列をｋｘ方向に並び変える（ｋｘ
＝−ＫＸ’）と、下式のようになり、図８の斜線部のデ
ータが得られたことになる。

【００７１】

【数３０】そこで、図９のように、リード勾配磁場の異なる２つの
データを合成することにより、完全なデータが得られる
ことになる。合成されたデータをフーリエ逆変換するこ
とにより断層像が得られることになる。

【００７２】図８では、説明を簡単にするため、勾配磁
場電源は瞬時に変化するとして説明したが、実際の勾配
磁場電源は立上がりに数百μｓ程かかるため、図１０の
ようにデータ収集前にリード勾配磁場の極性を変化さ
せ、勾配磁場が安定してからデータを収集するようにし
てある。

【００７３】ＭＲ信号は図１１のように、横緩和時間、
磁場不均一性（画像化の場合には、ボクセル内の磁場不
均一性）により信号が減衰するので、本実施例のように
スピンを励起してからデータを収集するまでの時間が短
くなることにより、信号減衰が少なくなり、Ｓ／Ｎの良
い画像が得られる。分解能が１００μｍ程度の、高分解
能磁気共鳴イメージングの場合には、一般に画像Ｓ／Ｎ
が悪く、本実施例のような画像データ収集法が有用であ
る。

【００７４】図１２は本発明の第３実施例を説明するた
めのシーケンス図である。この実施例は、血液のように
流れている物体を画像化あるいは流速計測するためのも
ので、流速を位相により求めることによりフェーズコン
トラストアンジオと呼ばれるシーケンスに対し、本提案
の方法を応用したものである。まず、図１２のようにス
ピン励起用のＲＦをスライス勾配磁場ＧＸと同時に印加
すると、特定断面のスピンが励起される。このような励
起されたスピンに対し、リフォーカスならびにモーメン
トヌリング勾配磁場をＧＸに印加し、位相エンコード勾
配磁場ＧＹならびにリード勾配磁場ＧＺを印加し、さら
に図１２の斜線部のようなモーションプロービング勾配
磁場を印加する。これにより、動かないスピンの信号Ｓ
は第２実施例と同様に下式のように記述される。

【００７５】

【数３１】しかし、血管中の血液のように流れている測定対象に対
しては、モーションプロービング勾配磁場のために、上
式のようには表わされず、特定の位相を有することにな
る。すなわち、Ｘ方向に速度Ｖで動いているスピンは、
θ＝γ・ＧＶΔｔ″²なる位相を有することになる。但
し、Δｔ″はＭＰＧのパルス幅である。このように動き
のあるスピンが含まれる画像では信号Ｓは次のようにな
る。

【００７６】

【数３２】このような信号に対し、従来のようにハーフフーリエ法
で再構成すると、位相項があるため、正確に再構成され
ず、大きなアーチファクトが発生することになる。

【００７７】一方今回提案する方法では、リード勾配磁
場を反転させたシーケンスでは次のようになる。

【００７８】

【数３３】ここで、ｋｘ＝−ｋｘ’とおくと次のようになる。

【００７９】

【数３４】よって、ｋｘの負方向のデータが得られることになる。
このように、本発明の方法では従来のハーフフーリエ法
では再構成できなかったフェーズコントラストアンジオ
のデータに対しても有用であり、励起してから信号計測
までの時間が短いためＳ／Ｎが良く、より細い血管まで
描出が可能である。

【００８０】以上説明したように本発明によれば、信号
を励起してからデータ収集するまでの時間が短く、信号
の減衰が少ないため、Ｓ／Ｎの良い画像が得られること
になると共に、フェーズコントラストアンジオのような
画像データに位相情報が含まれるようなデータに対して
も適応が可能で、より細い血管の描出が可能になる。

【００８１】なお、本実施例においては、図７のパルス
シーケンス以外に、図１３に示すパルスシーケンスを用
いてもよい。

【００８２】次に本発明の第４実施例を、図１４〜図１
８を参照して説明する。本発明の第４実施例は、図１４
に示すような処理流れ図で示される。すなわち、データ
収集ステップ１４１と、データ生成・再編成ステップ１
４２とからなる。データ収集ステップ１４１は、静磁
場、勾配磁場及び高周波パルスが印加された被検体か
ら、ｋ空間におけるハーフエコーデータと、ｋ空間にお
ける中央部のエコーデータとからなる非対称エコーデー
タを収集する。

【００８３】データ生成・再編成ステップ１４２は、位
相データを生成するための逆フーリエ変換ステップ１４
３と、位相データの位相極性を反転するためのステップ
１３４と、位相補正データを生成するためのフーリエ変
換ステップ１４５と、位相歪無しエコーデータを生成す
るための逆フーリエ変換ステップ１４６と、コンボリュ
ーションステップ１４７と、未測定データを推定するス
テップ１４８と、位相歪無し画像を生成するための逆フ
ーリエ変換ステップ１４９とからなる。

【００８４】ステップ１４３は、位相データを生成する
ため、前記中央部エコーデータを逆フーリエ変換する。
ステップ１３４は、位相極性が反転した位相データを生
成するため、前記位相データの位相極性を反転する。ス
テップ１４５は、位相補正データを生成するため、前記
位相極性が反転した位相データをリード方向にフーリエ
変換する。

【００８５】一方、ステップ１４６は、位相歪無しエコ
ーデータを生成するため、収集された前記非対称エコー
データの全てをエンコード方向に逆フーリエ変換する。

【００８６】そして、ステップ１４７では、前記位相補
正データと前記位相歪無しエコーデータとをリード方向
にコンボルーションする。ステップ１４８では、このコ
ンボルーションされたデータから、エコーデータの複素
共役性を利用して未測定部分のエコーデータを推定す
る。ステップ１４９では、位相歪無し画像を生成するた
め、前記コンボルーションされたデータと前記推定され
たデータとをリード方向に逆フーリエ変換する。これら
ステップ１４３〜１４９を経ることにより、前記非対称
エコーデータにより前記被検体の特定領域のＭＲ画像を
再構成することができる。

【００８７】次に、上記の基本原理に基づく第４実施例
を、さらに詳細に説明する。すなわち、磁場不均一性等
の位相歪がある場合、上述したようなHalf Reconstruct
ion法では完全に位相歪は補正できないため、どうして
もアーチフェクトが残ってしまう。そこで多少処理時間
はかかるが、位相補正歪の影響をほとんど受けないデー
タ処理を行うことができる。

【００８８】説明の簡略化のため、１次元の場合につい
て説明する。まず、図１５のような非対称エコーシーケ
ンスを用いて非対称エコーデータを収集する。一般に磁
場不均一性等による下式のような位相歪θ(x) がある場
合の画像データは、次のような関係が成り立つ。

【００８９】

【数３５】位相歪ｋ空間上の原点近傍のデータを再構成することに
より、位相データｅ^ｊθ(x)が得られる。

【００９０】フルエコー：Ｓ（ｋｘ），−∞≦ｋｘ≦∞^* 非対称エコー：Ｓ（ｋｘ），−ｋｏ≦ｋｘ≦∞ 原点近傍データ：Ｓ（ｋｘ），−ｋｏ≦ｋｘ≦ｋｏ｛但し、実際には有限のデータの収集である。

【００９１】そこでフルエコーデータのようなｋ空間上
で広範囲にデータを収集できる場合には、実空間上で位
相データの極性を反転させたものを掛ければよい。

【００９２】

【数３６】しかし、ハーフエコーデータ、非対称エコーデータの場
合はｋ空間上で一部のデータしか得られないためｋ空間
上で図１５のような窓関数を掛けたことになる。

【００９３】ハーフエコーデータ、非対称エコーデータ
を再構成した場合、式３５のような単純な関数になら
ず、式３５と窓関数Ｗ（ｋｘ）をフーリエ変換した関数
Ｗ(x)をコンボルーションしたものになる。このため式
３６のように単純な方法では位相歪は補正できないこと
になる。

【００９４】そこで、位相データの極性を反転させたデ
ータｅ^−ｊθ(x)を作成し、フーリエ変換し、このデー
タθ（ｋｘ）と計測したＭＲ信号Ｓ’（ｋｘ）とでコン
ボルーションを取る。ｋ空間上でのコンボルーションは
実空間上での掛け算になるので、このコンボルーション
処理は、実空間上でｅ^−ｊθ(x)を掛けたことに対応す
る。ｋ空間上で処理を行うため窓関数Ｗ（ｋｘ）の影響
を受けずに位相歪みのないデータＲ（ｋｘ）（ρ(x) を
フーリエ変換したもの）が求まることになる。

【００９５】さて、ハーフエコーデータ、非対称エコー
データの場合、前述したようにｋ空間上で一部のデータ
しか得られないので、その影響を考えてみる。ここで位
相補正データθ（ｋｘ）が下式のように低周波成分のみ
しかもっていないとすると上記コンボルーションは次の
ようになる。

【００９６】

【数３７】

【００９７】

【数３８】非対称エコーデータの場合、（ｋｘ）は−ｋｏ≦ｋｘで
しか計測されていない。このためコンボルーションされ
た関数Ｓ''（ｋｘ）はｋｘ≧０の領域で正確な値が求ま
ることになる。コンボルーションされた関数Ｓ''' （ｋ
ｘ）は位相歪を含まないので提案共役対称の関係を用い
て未計測データを生成し、逆フーリエ変換すれば位相歪
みによるアーチファトのない画像が得られる。

【００９８】図１７に２次元の場合を例にとり具体的な
操作を説明する。まず図１５のようなシーケンスで非対
称エコーデータを収集する。２５６×２５６画像の場合
なら（１２８＋８）×２５６ポイント程度のデータを収
集。次に中央部１６×２５６データを逆フーリエ変換
し、位相データｅ^ｊθ(X,Y)を求める。位相の符号を逆
転し、リード方向にフーリエ変換し、位相補正データθ
（ｋｘ，ｙ）を作成する。一方データ収集で得た非対称
エコーデータ全体をエンコード方向に逆フーリエ変換
し、Ｒ’（ｋｘ，ｙ）を求める。このＲ’（ｋｘ，ｙ）
と位相補正データθ（ｋｘ，ｙ）をｋｘ方向にコンボル
ーション処理し、位相歪みのないデータＲ（ｋｘ，ｙ）
を求める。Ｒ（−ｋｘ，ｙ）−Ｒ（ｋｘ，ｙ）なる関係
を使い、未計測領域のデータを作成する。その後リード
方向ｋｘに逆フーリエ変換することにより位相歪による
アーチファクトのない画像が得られる。

【００９９】なお、本実施例においては、図１３に示す
パルスシーケンスにかかわらず、図１８に示すパルスシ
ーケンスを用いてもよい。

【０１００】次に、本発明の第５実施例について説明す
る。

【０１０１】上述したように、本発明は、実際に収集さ
れたｋｘの正のデータと、複素共役の関係を利用して生
成されたｋｘの負のデータとによる合成フルエコーデー
タをフーリエ変換するので、磁場不均一性等による位相
歪みが生じることなく、ＭＲ画像を得ることができる。

【０１０２】しかしながら、前記実施例では、信号強度
が最も大きなｋｘ＝０の面で位相不連続が生じるため、
位相歪が高空間周波数成分を有しない場合には、位相歪
の影響のない画像を得ることができるが、位相歪の高空
間周波数成分が無視できない場合には、上記処理法では
位相歪を補正できず、アーチファクトが発生してしまう
という問題がある。即ち、鼻腟近傍等の磁場が急激に変
化するような部位を画像化する場合、位相歪の高空間周
波数成分が無視できなくなるため、位相歪によるアーチ
ファクトが発生するという問題があった。

【０１０３】そこで、第５実施例では、図１９における
第４の処理項目で示すように、非対称エコー中央部近傍
に０なる値を付け足し、位相歪補正データにより得られ
るデータ量を補充する。そして、不足したデータに関し
ては、複素共役の関係を用いて生成する。このような処
理を行うことにより、信号が小さくなった点で位相が不
連続になるのでアーチファクトを小さくすることができ
る。

【０１０４】次に、図１９を参照して第５実施例を詳述
する。即ち、信号Ｓ”（ｋｘ，ｋｙ）は、図１９に示す
ように、ｋ空間上でｋｘ正方向のデータと少量の負方向
のデータで構成されることになる。本実施例においては
正方向に１２８ポイント、負方向には８ポイントのデー
タが収集されるようにシーケンスが設定されている。つ
まり、全体としては（１２８＋８）×２５６のデータが
得られていることになる。

【０１０５】このように得られたデータのうち、図１９
のように中央部１６×２５６データを逆フーリエ変換
し、位相データｅｘｐ（−ｊθ（ｘ，ｙ））を求める。
次に、この位相データの位相極性を反転し、この位相極
性を反転したデータをリード方向にフーリエ変換し、位
相補正データθ（ｋｘ，ｙ）を作成する。一方、上記非
対称エコーデータＳ（ｋｘ，ｋｙ）をエンコード方向に
逆フーリエ変換し、Ｒ”（ｋｘ，ｙ）を求める。また、
このデータ中央部近傍、正方向端部に８列の０なるデー
タを付け加え、（８＋１２８＋８＋８）×２５６なるデ
ータＲ’（ｋｘ，ｙ）を作成する。このＲ’（ｋｘ，
ｙ）と位相補正データθ（ｋｘ，ｙ）とをリード方向に
コンボリューション処理し、データＲ（ｋｘ，ｙ）を得
る。コンボリューション処理では、両端部８列に対して
はデータ生成ができないので、Ｒ（ｋｘ，ｙ）は（１２
８＋８）×２５６なるデータになる。従来の非対称エコ
ー再構成法ではｋｘの正方向のみのデータしか生成でき
なかったものが、両端部に０なるデータを付け加えるこ
とにより、負方向にも８列のデータが生成されることに
なる。次に、（１２８−８）×２５６なる未計測データ
をＲ（ｋｘ，ｙ）＝Ｒ（−ｋｘ，ｙ）で示される複素共
役の関係を用いて生成する。その後リード方向に逆フー
リエ変換をすることにより、位相歪が高空間周波数成分
を含み、コンボリューション処理により位相歪を完全に
補正できない場合でも、位相の不連続はｋｘ＝−８の線
上で起こることになる。一般のＭＲ画像では、ｋｘ＝−
８の地点では、ｋｘ＝０の信号強度に比べ十分小さくな
っているので、位相の不連続によるアーチファクトは小
さくなる。

【０１０６】次に、本発明の第６実施例について説明す
る。

【０１０７】上述したように、図７に示したシーケンス
において繰り返し時間ＴＲを短くすることにより、画像
再構成時間の短いアンジオグラフィーが得られる。即
ち、繰り返し時間ＴＲを短くすることにより、血液以外
の停止しているスピンは飽和現象により信号は減衰する
が、血液は励起毎に新しいスピンが励起領域に流れ込ん
でくるため飽和現象は起きず、信号は減衰しない。従っ
て、血液の部分のみが高信号になる。

【０１０８】しかしながら、血液の流れが遅い部分に関
しては、新しいスピンにおき代わらず、低信号になり、
血管の描出能が悪いという問題がある。

【０１０９】そこで、第６実施例では、信号強度が最大
となるように（エルンスト角）励起用高周波磁場を被検
体に印加して、データ収集・再構成を行うことにより、
流速の遅い血液に対しても信号検出ができ、高分解能画
像化が可能になる。

【０１１０】次に、第６実施例について説明する。な
お、本実施例は、３次元画像に関するものであるが、説
明を簡略化するために２次元の式を用いて説明する。即
ち、図２０に示すようなパルスシーケンスをパルスシー
ケンスコントローラ９により実行する。ここで、流れ検
出用勾配磁場が正極性の場合には、次式のようなＮＭＲ
信号Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）が得られる。なお、式３９では、
流れ検出用勾配磁場のみの流れによる位相回りを記述し
ているが、流れ検出用勾配磁場以外の勾配磁場による位
相回りは、位相歪θ（ｘ，ｙ）に含まれるものとする。

【０１１１】

【数３９】このシーケンスの場合、リード勾配磁場ＧＲは負方向に
短時間しか印加していないためリード勾配磁場が正方向
になると短時間のうちにエコーが集まり、エコーピーク
を形成するので、エコーピークに対して非対称な信号す
なわち非対称エコーが収集されることになる。このよう
な非対称エコーシーケンスでは、励起用の高周波磁場を
印加してからエコーピークまでの時間（エコータイム：
ＴＥ）が、従来のフルエコーシーケンスに比べ短いた
め、流れによる位相の乱れや磁場不均一性等による信号
の減衰が少なく、高感度に信号を検出することができ
る。このため、空間分解能を上げても血液の信号がノイ
ズに埋もれることがなく、Ｓ／Ｎ良く画像化することが
できる。

【０１１２】次に、第１のシーケンスに引き続いて、流
れ検出用勾配磁場の極性のみが異なるシーケンスを印加
する。このシーケンスにより、流れ検出用勾配磁場の極
性が反転した場合には、得られる信号Ｓ’（ｋｘ，ｋ
ｙ）は次式のようになる。

【０１１３】

【数４０】そこで、流れ検出用勾配磁場の極性が異なる信号列Ｓ
（ｋｘ，ｋｙ）とＳ’（Ｋｘ，ｋｙ）との差Ｓ”を求め
ると次式のようになる。

【０１１４】

【数４１】信号Ｓ”（ｋｘ，ｋｙ）は図１８で示した第１の処理項
目のようにｋ空間上でｋｘ正方向のデータと少量の負方
向のデータで構成されることになる。本実施例において
は、第５実施例と同様のパルスシーケンスが設定されて
いる。

【０１１５】このように得られたデータのうち、図１７
のように中央部１６×２５６データを逆フーリエ変換
し、位相データｅｘｐ（−ｊθ（ｘ，ｙ））を求める。
位相の符号を逆転し、リード方向にフーリエ変換し、位
相補正データθ（ｋｘ，ｙ）を作成する。一方、上記非
対称エコーデータＳ（ｋｘ，ｋｙ）をエンコード方向に
逆フーリエ変換し、Ｒ”（ｋｘ，ｙ）を求める。これら
の処理は、第５実施例と同様である。次に、このＲ’
（ｋｘ，ｙ）と位相補正データθ（ｋｘ，ｙ）をリード
方向にコンボリューション処理し、位相歪のないデータ
Ｒ（ｋｘ，ｙ）を得る。

【０１１６】

【数４２】このＲ（ｋｘ，ｙ）は、実関数ρ（ｘ，ｙ）２ sin（γ
Ｇｖ（ｘ，ｙ）ｔ２）のフーリエ変換したものであるの
で、Ｒ（ｋｘ，ｋｙ）＝Ｒ（−ｋｘ，ｙ）で示されるエ
ルミート性を利用して、未計測領域のデータを生成し、
リード方向に逆フーリエ変換をすることにより、式のよ
うな血液の流速が重み付けされた血管画像ρ’が得られ
る。

【０１１７】

【数４３】即ち、脳実質のように動かないものに対しては、信号強
度が０になり、血液のように流れているものに対しては
信号強度が大きくなる。

【０１１８】従来の非対称エコーシーケンス或いは非対
称エコーシーケンスを用いたＴＯＦ法では、励起用高周
波磁場のフリップアングルを大きくして、飽和現象によ
り血液のように流れているものと、脳実質のように動か
ないものとを区別していた。このため、血液でも遅い流
れの部分或いはスライス方向に流れる血管に対しては、
信号が弱くなるという欠点があった。しかし、本実施例
のような流れ検出用勾配磁場を組み込んだ非対称エコー
シーケンスでは、飽和現象を利用して血液が流れている
か否かを区別する必要がないため、低流速血液の信号強
度が最大になるようなフリップアングルまでフリップ角
を小さくすることができ、低流速血液を感度よく検出す
ることができる。

【０１１９】また、得られた血管画像ρ’は、血管部分
の流速により信号強度が異なるため、画像表示に際して
は、画像データρ’の絶対値をとり、ノイズレベル以上
の部分を表示して、諧調を圧縮して表示している。ま
た、図２０のシーケンスでは、流れ検出用勾配磁場をＧ
Ｅ方向に印加しているが、ＧＳ，ＧＲ方向に印加するよ
うにしてもよい。さらに、ＧＳ，ＧＥ，ＧＲ方向に別個
に流れ検出用勾配磁場を印加し、データを収集・再構成
し、得られた画像の絶対値を足し合わせることにより、
３次元空間上の全ての方向に流れる血液の流れを画像化
するようにしてもよい。

【０１２０】

【発明の効果】以上のように本発明によれば、画像構成
に要する時間の短縮を図った磁気共鳴映像装置を提供す
ることができる。

【０１２１】また、本発明によれば、磁場均一性が悪い
領域でも画像が暗くなることがなく、Ｓ／Ｎが向上でき
る磁気共鳴映像装置を提供することができる。

【０１２２】さらに、本発明によれば、磁場不均一性等
による位相歪の高空間周波数成分が無視できない場合で
あっても、アーチファクトを小さいＭＲ画像を得ること
ができると共に、血液の流速に拘束されずに高分解能な
ＭＲ画像を得ることができる磁気共鳴映像装置を提供す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の磁気共鳴映像装置の構成を示す図。

【図２】本発明の第１実施例における処理の流れを示
す図。

【図３】本発明の第１実施例におけるパルスシーケン
スの一例を示す図。

【図４】図３におけるパルスシーケンスにより収集さ
れたデータを示す模式図。

【図５】本発明の第１実施例におけるデータ生成の模
式図。

【図６】本発明の第２実施例における処理の流れを示
す図。

【図７】本発明の第２実施例におけるパルスシーケン
スの一例を示す図。

【図８】図７におけるパルスシーケンスにより収集さ
れたデータを示す模式図。

【図９】本発明の第２実施例における画像再構成処理
を示す図。

【図１０】本発明の第２実施例におけるリード勾配磁
場を説明するための図。

【図１１】信号の減衰を説明するための模式図。

【図１２】本発明の第３実施例におけるパルスシーケ
ンスの一例を示す図。

【図１３】本発明の第３実施例におけるパルスシーケ
ンスの他例を示す図。

【図１４】本発明の第４実施例における処理の流れを
示す図。

【図１５】本発明の第４実施例における非対称エコー
シーケンスの他例を示す図。

【図１６】実空間とｋ空間とにおける窓関数の作用を
示す図。

【図１７】本発明の第５実施例の非対称エコー再構成
法の流れを示す図。

【図１８】本発明の第５実施例における非対称エコー
シーケンスの一例を示す図。

【図１９】本発明の第６実施例の非対称エコー再構成
法の流れを示す図。

【図２０】本発明の第６実施例における非対称エコー
シーケンスの一例を示す図。

【図２１】本発明の第１実施例と対比される従来にお
けるデータ生成の模式図。

【図２２】本発明の第２実施例と対比される従来例に
おけるパルスシーケンスを示す図。

【図２３】図２２におけるパルスシーケンスにより収
集されたデータを示す模式図。

【符号の説明】１…磁石、２…勾配コイル、３…プローブ、４…勾配磁
場電源、５…デュプレクサ、６…受信系、７…Ａ／Ｄ変
換器、８…送信系、９…シーケンスコントローラ、１０
…再構成処理装置、１１…表示装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所 9118−2ＪＧ０１Ｎ 24/02 Ｍ 9118−2ＪＳ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場中に配置された被検体に対して高周
波磁場及び勾配磁場を印加することにより発生する磁気
共鳴信号を収集し、前記被検体の形態情報及び機能情報
のうち少なくとも一方に基づいた磁気共鳴画像を得る磁
気共鳴映像装置において、特定シーケンスの実行によりエコーデータを特定一軸方
向に関して特定極性方向のデータのみ収集するデータ収
集手段と、前記特定一軸方向について収集されたエコーデータを、
前記一軸以外の軸方向に逆フーリエ変換する手段と、前記一軸に対し直交しかつ原点を通る線及び面のうち少
なくとも一方に対して対称位置に前記一軸方向について
複素共役データを割り当てる手段と、この手段により得られたデータに対して前記一軸方向に
逆フーリエ変換し、磁気共鳴画像を再構成する手段とか
らなることを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項２】静磁場中に配置された被検体に対して高周
波磁場及び勾配磁場を印加することにより発生する磁気
共鳴信号を収集し、前記被検体の形態情報及び機能情報
のうち少なくとも一方に基づいた磁気共鳴画像を得る磁
気共鳴映像装置において、ｋ空間におけるハーフエコーデータ及び中央部エコーデ
ータからなる非対称エコーデータを収集する手段と、この手段により収集された非対称エコーデータのうち、
前記中央部エコーデータを逆フーリエ変換して位相デー
タを生成し、位相極性を反転する手段と、この手段により位相極性が反転された前記位相データを
リード方向に逆フーリエ変換して位相補正データを生成
する手段と、前記収集する手段により収集された前記非対称エコーデ
ータをエンコード方向に逆フーリエ変換して位相歪なし
データを生成する手段と、前記位相補正データと前記位相歪なしエコーデータとを
リード方向に畳み込み積分する手段と、この手段により得られたデータに対し、エコーデータの
複素共役性を利用して前記収集する手段により収集され
ていないエコーデータを推定エコーデータとして生成す
る手段と、前記畳み込み積分する手段により得られたデータと前記
推定エコーデータとをリード方向に逆フーリエ変換する
手段と、この手段により得られたデータに基づいて磁気共鳴画像
を再構成する手段とからなることを特徴とする磁気共鳴
映像装置。
【請求項３】静磁場中に配置された被検体に対して高周
波磁場及び勾配磁場を印加することにより発生する磁気
共鳴信号を収集し、前記被検体の形態情報及び機能情報
のうち少なくとも一方に基づいた磁気共鳴画像を得る磁
気共鳴映像装置において、第１の特定パルスシーケンスにて一の極性をもつ流れ検
出用勾配磁場を印加し、第１の非対称エコーデータを収
集する手段と、第２の特定パルスシーケンスにて他の極性をもつ流れ検
出用勾配磁場を印加し、第２の非対称エコーデータを収
集する手段と、前記第１の非対称エコーデータと前記第２の非対称エコ
ーデータとから差分データを算出する手段と、前記差分データのうち、中央部データを逆フーリエ変換
して位相データを生成し、位相極性を反転する手段と、この手段により位相極性が反転された前記位相データを
リード方向に逆フーリエ変換して位相補正データを生成
する手段と、前記差分データをエンコード方向に逆フーリエ変換する
手段と、この手段により得られたデータと前記位相補正データと
をリード方向に畳み込み積分する手段と、前記畳み込み積分する手段により得られたデータをリー
ド方向に逆フーリエ変換する手段と、この手段により得られたデータに基づいて磁気共鳴画像
を再構成する手段とからなることを特徴とする磁気共鳴
映像装置。
【請求項４】前記畳み込み積分する手段は、前記非対称
エコーデータにゼロデータを補間して畳み込み積分する
ことを特徴とする請求項１乃至３記載の磁気共鳴映像装
置。
【請求項５】静磁場中に配置された被検体に対して高周
波磁場及び勾配磁場を印加することにより発生する磁気
共鳴信号を収集し、前記被検体の形態情報及び機能情報
のうち少なくとも一方に基づいた磁気共鳴画像を得る磁
気共鳴映像装置において、特定パルスシーケンスにて第１のハーフエコーデータを
収集し、当該特定パルスシーケンスにてリード勾配磁場
の極性を反転して第２のハーフエコーデータを収集する
データ収集する手段と、前記第２のハーフエコーデータのリード方向のデータ並
びを逆転し、第１のハーフエコーデータとを組み合わせ
るデータ合成手段と、この手段により生成されたフルエコーデータに基づき磁
気共鳴画像を構成する再編成手段とからなることを特徴
とする磁気共鳴映像装置。