JPH08103429A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明は広範な領域にわたって高画質の画像を
撮影する磁気共鳴イメージング装置を提供すること。 【解決手段】スラブを選択励起し、スラブからの磁気共
鳴信号に位相エンコード情報、周波数エンコード情報を
付与して、磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴イメージン
グ装置において、位相エンコードステップ毎にスラブを
少しづつ移動しながら、画像化領域全体からの信号を収
集する。収集信号に、先ず、スライス方向のフーリエ変
換を行い、スラブ毎の収集信号にスライス方向の位置情
報を付与する。フーリエ変換結果から、選択励起特性が
フラットな部分で収集された成分を抽出し、スライス方
向の信号収集位置に対応してこれらの信号成分を配置し
てから、残りの２方向（位相エンコード、リード方向）
について画像再構成を行う。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ装置（以下、ＭＲＩ装置と略称する）に関し、特に、
多数のスライス、またはスラブを撮影するＭＲＩ装置に
関する。

【０００２】

【従来の技術】一般に、ＭＲＩ装置では、スライス:sli
ce（２次元領域）またはスラブ:slab（３次元的領域）
と呼ばれる撮影領域全体を一度に選択的に励起し、この
選択励起領域全体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ信
号）にスピンの位置に対応する位相情報を付加し(encod
e)、このエンコード量を変えながらＭＲ信号を繰り返し
収集する。１撮影領域の信号収集が終了すると、選択励
起領域を変えながら画像化したい領域全体のＭＲ信号を
収集する。この撮法はシーケンシャルマルチスライス
法、またはシーケンシャルマルチスラブ法と呼ばれる。
得られたＭＲ信号に対して、スライス毎に２次元フーリ
エ変換（２ＤＦＴ）、またはスラブ毎に３次元フーリエ
変換（３ＤＦＴ）に代表される再構成処理を施し、画像
を得る。

【０００３】ここで、広い領域からＭＲ信号を効率よく
収集するために、あるスライスについての繰返し時間Ｔ
Ｒの間に他の多数のスライスまたはスラブからの信号を
収集するいわゆるマルチスライス法またはマルチスラブ
法が開発されている。

【０００４】単なるシーケンシャルマルチスライスある
いはシーケンシャルマルチスラブ法でも、いわゆるマル
チスライスあるいはマルチスラブ法でも、画像は撮影領
域（スライスまたはスラブ）毎に全部のエンコード量の
信号を収集し、撮影領域毎に再構成される。

【０００５】このような従来の撮影方法は次のような欠
点がある。体軸方向に長いサジタル、あるいはコロナル
画像を撮影する場合、体軸方向に隣接する撮影領域間で
信号強度に差が生じ、境界付近で信号強度が不連続にな
り画質が不均一になる欠点がある。特に、マルチスラブ
法またはシーケンシャルマルチスラブ法を用いてＭＲア
ンギオグラフィ撮影を行なう場合、各スラブ内で血流の
下流側では飽和効果により血管信号強度が低下するた
め、スラブの境界で信号強度が不連続になり、得られた
ＭＲアンギオグラフィにおいても血管像の明るさが不連
続になってしまう。

【０００６】一方、スライス位置を徐々に移動させるＸ
線ＣＴ装置のヘリカルスキャンと同様な手法でスライス
と直交する方向に広範囲の信号を効率よく取得する方法
が提案されている（"Herical Scan for Time Resolved
MRI at 0.5T", V. Rasche etal., Abstract Book of SM
RM '93, P479 ）。

【０００７】しかし、この方法は所定の仮想スライスの
ＭＲ信号を近似的に、あるいは仮想的に作成して画像を
再構成するものであり、スライス方向の情報を正確に反
映したものではない。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】このように従来の磁気
共鳴イメージング装置では、一度に信号収集する選択励
起領域を広く取れない、あるいは取らない方が適切であ
る撮影条件の場合、広範な画像化領域において高画質の
均質な画像を得ることができないという問題点があっ
た。

【０００９】本発明は上述した事情に対処すべくなされ
たもので、その目的は広範な領域にわたって高画質の画
像を撮影することができる磁気共鳴イメージング装置を
提供することである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、信号収集領域を所定の方向にずらす
ことにより信号収集領域を画像化する領域全体内に分散
して配置し、各信号収集領域から発生される磁気共鳴信
号を収集する手段と、収集手段により収集された磁気共
鳴信号に対して所定の方向についてのフーリエ変換を行
なう手段と、フーリエ変換手段の出力から所定の方向に
ついての信号強度特性が平坦な部分に対応する信号成分
を抽出する手段と、抽出手段により抽出された信号成分
を所定方向に関する信号収集位置に対応して配置する手
段と、配置手段により配置された信号成分について所定
の方向以外の方向についての画像再構成演算を行う手段
とを具備する。

【００１１】本発明による磁気共鳴イメージング装置に
よれば、画像化全領域内で信号収集領域の位置を移動し
ながら、データを収集し、先ずこの移動方向についての
フーリエ変換処理を行ない、このフーリエ変換により得
られたデータのうち選択励起特性が平坦な部分のみを抽
出して信号収集位置に対応して配置し、その後、残りの
２方向についての画像再構成処理を行い、画像化全領域
の画像を得ることにより、信号収集領域の境界が画像化
全領域内で均一に分散されるので、信号強度の移動方向
における位置依存性が小さくなり、画像化領域全体にわ
たって信号強度が均一な高画質の画像を得ることができ
る。本発明をＭＲアンギオグラフィに適用した場合は、
血流信号の信号強度のむらの程度が小さい画像が得られ
る。また、本発明をｚ軸方向の撮影可能範囲が短い短軸
型ＭＲＩシステムに適用すれば、ｚ軸方向の画像化可能
範囲よりも長い領域で連続的なサジタル／コロナル画像
や３ＤＦＴ画像を寝台を断続的ではなく連続的に移動さ
せながら行う撮影によって得ることができる。

【００１２】

【発明の実施の形態】

［第１の実施の形態］先ず、本発明の原理を従来のシー
ケンシャルマルチスラブ法と対比して説明する。図１は
一般的な３ＤＦＴ法によるシーケンシャルマルチスラブ
法のパルスシーケンスを示し、図２は１回の撮影で選択
励起（信号収集）されるスラブを示す。３ＤＦＴ法で
は、同じ領域（スラブ）を選択励起しながら図１のシー
ケンスをＮE ×ＮS 回実行し、１回のシーケンス実行毎
にＮR 点のＭＲデータ（エコーデータ）を収集し、全部
でＮR ×ＮE ×ＮS 点のＭＲデータＦを収集する。この
ＭＲデータＦに３次元フーリエ変換（３ＤＦＴ）を用い
た画像再構成処理を施すことにより、ＮR ×ＮE ×ＮS
マトリクスの３次元画像データｆが得られる。なお、収
集時のオーバーサンプリングやシフトデータを用いた多
重の再構成（例えば、日本磁気共鳴医学会学会誌，１２
（４），Ｐ１８３−１９２，「シフトデータを用いた最
大値投影ＭＲアンギオグラフィ」町田他）により、収集
データと再構成後の画像データのマトリクスサイズが同
一でないこともあり得るが、ここでは同じであるとす
る。

【００１３】従来のシーケンシャルマルチスラブ法は１
スラブの信号収集が終了すると、図３に示すように、少
しづつ重複するようにスラブ（選択励起領域の中心位
置）を移動し、次のスラブを励起し、それぞれのスラブ
でＮR ×ＮE ×ＮS 点のデータ収集を行い、各スラブ毎
に独立して再構成処理を行なう。９０゜パルスの繰返し
時間ＴＲ間に複数のスライスを撮影する通常のマルチス
ライス法の３次元版であるマルチスラブ法でも、各スラ
ブ毎にＮR ×ＮE ×ＮS 点のデータ収集を行い、こらら
からスラブ毎に独立して再構成処理を行なう点はシーケ
ンシャルマルチスラブ法と同一である。

【００１４】これに対して、本発明の手法はマルチスラ
ブ法と若干似ているが、図４に示すように１エンコード
ステップ毎にスラブを少しづつずらしながら、画像化領
域全体内でスラブ（選択励起領域）が均等に分布された
状態で撮影することが特徴である。すなわち、従来法で
は１スラブ全体の信号を収集し終わるまで、スラブの励
起を続け、その後、スラブをスラブ厚より若干少ない距
離だけ移動するのに対して、本発明では徐々にスラブを
移動するので、スラブの境界が画像化領域全体にまんべ
んなく分布するので、信号の不連続部分が目立ちにく
い。

【００１５】本手法を定式化するために次のパラメータ
を定義する。 ＮS ：スライス方向の分解数（＝１スラブのスライス枚
数＝１スラブのスライス方向の位相エンコード数）。こ
こでは体軸方向をスライス方向とする。

【００１６】ＮS(ef) ：スライス方向で実際に画像化に
使える実効スライス枚数 ｄ：スライス厚 Ｄ：スラブ厚（＝ｄ×ＮS ） Ｄ(ef)：実効スラブ厚（＝ｄ×ＮS(ef) ） Ｃ：選択励起領域（スラブ）のスライス方向の中心位置 これらのパラメータを図５に示す。選択励起特性は理想
的には矩形であるが、実際には図５に示すように矩形か
ら多少変形している。この特性が平坦な部分が実効スラ
ブ厚である。

【００１７】図３に示すような従来のシーケンシャルマ
ルチスラブ法では、第１番目〜第Ｂ番目までのＢ個のス
ラブを順次撮影するときに、第ｂ番目のスラブの中心ス
ライスの位置Ｃb を次のように決めている。

【００１８】 Ｃb ＝Ｃ0 ＋ｂ×Ｄ(ef) （１） ここで、Ｃ0 は第１番目のスラブの中心スライス位置で
ある。すなわち、従来のシーケンシャルマルチスラブ法
では、１スラブの撮影（図１のシーケンスをＮE ×ＮS
回実行する）が終了する毎にＤ(ef)だけ励起中心がずれ
る。

【００１９】そして、ＣＰＣ(Centering Phase Correct
ion)処理を含む３ＤＦＴ再構成により得られた画像から
Ｃb を中心とするＮS(ef) 枚のスライス画像を抜き出
す。これにより得られる画像をｆb （ｌ，ｍ，ｎ）とす
る。ＣＰＣ処理についてはUSP5,084,818 がある。

【００２０】ここで、パラメータの定義を再度まとめ
る。 ＮR ：データ収集ポイント数（リード方向）。インデッ
クスはｉ（生データ）、ｌ（画像データ）であり、ｌ＝
−ＮR ／２〜（ＮR ／２）−１である。

【００２１】ＮE ：エンコード数。インデックスはｊ
（生データ）、ｍ（画像データ）であり、ｍ＝−ＮE ／
２〜（ＮE ／２）−１である。 ＮS ：スライス枚数（＝スライス方向エンコード数）。
インデックスはｋ（生データ）、ｎ（画像データ）であ
り、ｎ＝−ＮS ／２〜（ＮS ／２）−１である。

【００２２】ＮS(ef) ：実効スライス枚数。インデック
スはｋ（生データ）、ｎ（画像データ）であり、ｎ＝−
ＮS(ef) ’〜ＮS(ef) ’である。なお、実効スライス枚
数は奇数である必要はないが、説明の便宜上、奇数（す
なわち、ＮS(ef) ＝ＮS(ef)’×２＋１）とする。

【００２３】Ｆb （ｉ，ｊ，ｋ）：第ｂ番目のスラブの
生データ ｆb （ｌ，ｍ，ｎ）：第ｂ番目のスラブの画像データ。
なお、画像データは生データＦb に対しＣＰＣを施した
ものに３ＤＦＴを施して得たものとする。

【００２４】Ｂ：スラブ数。インデックスはｂ（＝０〜
Ｂ−１）である。 なお、ＣＰＣ処理とはスラブ中心をフーリエ変換後のマ
トリクスの中心とするための処理であり、次のように表
わされる。

【００２５】

【数１】

【００２６】ここで、ｎ＝−ＮS(ef) ’，−ＮS(ef) ’
＋１，…，０，…，ＮS(ef) ’ ｂ＝０，１，…，Ｂ−１ これに対して、本発明の手法では、有効スラブ厚Ｄ(ef)
よりも細かい間隔で１エンコード毎にスラブ（励起中
心）をずらす。しかし、エンコードの１周期が経過する
と、Ｄ(ef)ずれることは従来法と同様である。すなわ
ち、第ｂ番目のスラブの第ｊ番目のエンコードステップ
における中心スライスの位置Ｃb,j を次のように決めて
いる。

【００２７】 Ｃb,j ＝Ｃ0 ＋ｂ×Ｄ(ef)＋σ（ｊ）×ｄ （２） ここで、σ（ｊ）は各エンコードステップ毎にどのスラ
イスを撮影するかを決めるための｛−ＮE ／２，…，
（ＮE ／２）−１｝→｛−ＮS ／２，…，（ＮS／２）
−１｝の函数であり、例えば次のような函数が用いられ
る。

【００２８】(i) スライス中心を−ＮS ／２〜（ＮS ／
２）−１まで線形的に変える場合： σ（ｊ）＝（ＮS(ef) ／ＮE ）×ｊ (ii)スライス中心を−ＮS ／２〜（ＮS ／２）−１の中
からランダムに選ぶことによりランダムに変える場合： σ（ｊ）＝（ＲＡＮＤＯＭ（ｊ）−１／２）×ＮS(ef) ここで、ＲＡＮＤＯＭは［０，１］の乱数を示す。

【００２９】なお、(i) ，(ii)のいずれの場合も、σ
（ｊ）は右辺の整数部である。選択励起の中心位置Ｃb,
j はｂとｊのみに依存し、ｉ，ｋには依存しないので、
ｋ空間上でエンコード方向の位置を決めると、スラブの
位置が決まる。

【００３０】本発明ではこのようにして選択励起領域を
決定する。そして、ｂ，ｊ，ｋを変えながらスラブを少
しずつずらしながらデータＦb （ｉ，ｊ，ｋ）（ｉ＝−
ＮR／２，…，０，…（ＮR ／２）−１）を収集する。
ｂ，ｊ，ｋの変え方に制限はないが、以降のデータ処理
と連動するためには、ｂ，ｊを決めて、スライス方向の
エンコード量（インデックス：ｋ）を変えながら、デー
タを収集することが好ましい。

【００３１】収集されたデータ｛Ｆb （ｉ，ｊ，ｋ）｜
ｋ＝−ＮS ／２，…，０，…，（ＮS ／２）−１｝に対
して、スライス方向のＣＰＣ処理を施した後、スライス
方向のフーリエ変換処理を施す。スライス方向のフーリ
エ変換処理後のデータを｛ＦbF（ｉ，ｊ，ｎ）｜ｎ＝−
ＮS ／２，…，０，…，（ＮS ／２）−１｝とする。ス
ライス方向にフーリエ変換することによりデータがスラ
イス方向に分解され、スライス方向のみ実空間に相当す
るデータとなる。

【００３２】スライス方向のみのフーリエ変換後のＦbF
（ｉ，ｊ，ｎ）の全部のデータから選択励起特性が平坦
な部分のデータを抽出し、これらを図６、図７に示すよ
うにスライス方向の位置に応じて配置する。図６はスラ
イス中心を線形的に変える場合である。図７はスライス
中心をランダムに変える場合である。いずれの場合も位
相エンコード量ｊが同一の複数のデータは信号強度特性
が平坦な部分（Ｄ(ef)）の和集合がスライス方向（実空
間）について全体を覆うように収集されている。並び換
え後のデータをＦF （ｉ，ｊ，ｎ’）とすると、並べ替
えは次のように表わされる。

【００３３】 ＦF （ｉ，ｊ，ｎ’）＝ＦbF（ｉ，ｊ，ｎ） ここで、ｉ＝−ＮR ／２，…，（ＮR ／２）−１、 ｊ＝−ＮE ／２，…，（ＮE ／２）−１ ｎ’はｎ’＝ｂ×ＮS(ef) ＋ｎにより決まるもので、０
から（Ｂ−１）×（ＮS(ef) −１）の整数である。

【００３４】並び換え後のデータはＮR ×ＮE ×（Ｂ−
１）×ＮS(ef) の大きなサイズのマトリクスデータであ
る。このデータＦF （ｉ，ｊ，ｎ’）にスライス方向以
外の２方向（リード方向、エンコード方向）のフーリエ
変換処理を施して画像データｆF （ｌ，ｍ，ｎ）を得
る。画像データｆF （ｌ，ｍ，ｎ）もＮR ×ＮE ×（Ｂ
−１）×（ＮS(ef) −１）のマトリクスデータである。

【００３５】このような処理を行なう磁気共鳴イメージ
ング装置の実施の形態の概略構成を図８に示す。ガント
リ２０内には静磁場磁石１、Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場
コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。送受信コ
イル３はガントリ２０内に埋め込まれるのではなく、寝
台１３の天板内に埋め込まれる、あるいは被検体に直に
装着されてもよい。また、送受信コイルの代わりに送
信、受信専用の別々のコイルを用いてもよい。静磁場発
生装置としての静磁場磁石１は例えば超電導コイル、ま
たは常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ
軸傾斜磁場コイル２はＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイルであ
る。送受信コイル３はスライスを選択するための選択励
起パルスとしての高周波（ＲＦ）パルス（スライスの位
置に応じた周波数の信号）を発生し、かつ磁気共鳴によ
り発生した磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を検出するために
使用される。寝台１３の天板上に載置された被検体Ｐは
ガントリ２０内のイメージング可能領域（イメージング
用磁場が形成される球状の領域であり、この領域内での
み診断が可能となる）に挿入される。

【００３６】静磁場磁石１は静磁場制御装置４により駆
動される。送受信コイル３は磁気共鳴の励起時には送信
器５により駆動され、かつ磁気共鳴信号の検出時には受
信器６に結合される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル
２はＸ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸傾
斜磁場電源９により駆動される。

【００３７】Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、前述した所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、例えば位相エンコード用傾
斜磁場Ｇｅ、読出し用傾斜磁場Ｇｒ、スライス用傾斜磁
場Ｇｓとしてそれぞれ使用される。コンピュータシステ
ム１１はシーケンサ１０を駆動制御するとともに、受信
器６で受信される磁気共鳴信号を取り込んで所定の信号
処理を施すことにより、被検体の断層像を生成し、表示
部１２で表示する。

【００３８】第１の実施の形態によれば、シーケンサ１
０の制御の下で、スラブの位置を（２）式に示すように
画像化領域内で１エンコードステップ毎に少しずつずれ
るようにＲＦパルスの周波数を制御しながら図１に示す
ようなパルスシーケンスでデータを収集する。収集され
たデータは、コンピュータシステム１１において、先ず
スライス方向についてのフーリエ変換処理が行なわれ
る。このフーリエ変換により得られたデータのうち選択
励起特性が平坦な部分に対応するもののみを図６、図７
に示すようにスラブ位置に対応して画像化領域全体にわ
たって配置する。この後、所定のスライス位置にあるデ
ータのみを残りの２方向（リード、エンコード方向）に
ついての画像再構成処理を行うことにより、所望の位置
の断層像が得られ、スライス位置を変えて、同様の処理
を行うことにより、画像化領域全体の画像が得られる。
これにより、画像の信号強度などのスライス方向での位
置依存性が小さくなり、画像化領域全体にわたって信号
強度むらの小さい画像を得ることができる。

【００３９】以下、本発明の他の実施の形態を説明す
る。 ［第２の実施の形態］上述の説明は３次元イメージング
についてであるが、この手法は２次元イメージングにも
適用可能である。２次元イメージングの場合は、通常、
リード方向と位相エンコード方向の２方向について画像
化する。すなわち、リード方向にも選択励起を行い（例
えば、スピンエコー法の１８０゜パルスでリード方向に
選択励起する）、このリード方向の選択励起位置を前述
の３次元イメージングの場合のスライス方向の位置と同
じ要領で移動させ、収集データをリード方向についてフ
ーリエ変換を行い、リード方向の情報を持たせる。そし
て、リード方向の位置に応じて配置し、その後残りの１
方向（エンコード方向）にフーリエ変換を行い、リード
方向に長い最終画像を得ることができる。

【００４０】なお、スピンエコー法の１８０゜パルスを
用いて選択励起すると、マルチスライス法ができなくな
る等の問題があるが、リード方向については下記のよう
にローパスフィルタを用いて撮影領域を制限する方法も
可能である。

【００４１】ある基準周波数でＭＲＩ信号を検波後、ロ
ーパスフィルタを通すことで、その基準周波数を中心と
したある帯域の信号のみを取り込むことができる。これ
を上述の選択励起の代わりに使うことができる。また、
検波する際の周波数を基準周波数から少しずらすこと
で、信号が取り込まれる周波数帯域が移動するので、選
択励起位置の移動に相当する操作も可能である。なお、
このローパスフィルタの周波数特性も理想的に矩形では
あり得ず、特性がフラットな部分は限られる。

【００４２】ＮR(ef) ：リード方向で実際に画像化に使
えるポイント数（特性がフラットな部分） ｄR ：リード方向のピクセルサイズ ＤR ＝ｄR ×ＮR とし、リード方向の実効撮影視野をＤR(ef) ＝ｄR ×Ｎ
R(ef) とする。３次元のスライス方向と同様にデータ収
集は次のようにすればよい。

【００４３】第ｂ番目の選択励起領域（３次元のスラブ
に相当し、リード方向の選択励起またはフィルタを介す
ることによる信号収集領域）の第ｊ番目のエンコードス
テップにおける中心位置Ｃb,j を Ｃb,j ＝Ｃ0 ＋ｂ×ＤR(ef) ＋σ（ｊ）×ｄR とする。

【００４４】ここで、σ（ｊ）は各エンコードステップ
毎にどの領域を撮影するかを決めるための｛−ＮE ／
２，…，（ＮE ／２）−１｝→｛−ＮR ／２，…，（Ｎ
R ／２）−１｝の函数であり、例えば次のような函数が
用いられる。

【００４５】(i) 励起中心を線形的に変える場合： σ（ｊ）＝（ＮR(ef) ／ＮE ）×ｊ (ii)励起中心をランダムに変える場合： σ（ｊ）＝（ＲＡＮＤＯＭ（ｊ）−１／２）×ＮR(ef) ここで、ＲＡＮＤＯＭは［０，１］の乱数を示す。

【００４６】得られた信号をリード方向にフーリエ変換
し対応する信号収集位置にデータを配置した上で、エン
コード方向にフーリエ変換することで画像を得ることが
できる。

【００４７】［第３の実施の形態］上述の説明は２次元
イメージングの場合であるが、３次元イメージングの場
合にも撮影効率は落ちるが、このようにリード方向につ
いて領域制限して同様な処理を行なってもよい。

【００４８】［第４の実施の形態］第１の実施の形態で
は、３次元イメージングに際して、３つの方向ともフー
リエ変換法によりデータ収集／再構成を行ったが、スラ
イス方向についてはフーリエ変換法を用いることが必要
であるが、残りの２方向（面内）についてはバックプロ
ジェクション法のデータ収集／再構成法を用いて、同様
な処理を行なってもよい。

【００４９】例えば、バックプロジェクション法ではｋ
空間で図９（ｂ）に示すようにデータを収集し、極座標
で表示できる。図９（ａ）は２ＤＦＴ法を使用する第１
実施の形態の場合のｋ空間でのデータの収集の仕方を示
す図である。図９（ｂ）において、角度方向θのインデ
ックスをｈとし、ｈ・Δθ方向のデータをインデックス
ｈで表わす。

【００５０】上述したσと同様の函数（τとする）を定
義する。 τ：｛０，１，…，Ｈ−１｝→｛−ＮS ／２，…，（Ｎ
S ／２）−１｝ τの例としてはσと同様に線形やランダムでよい。この
とき、 Ｃ’b,h ＝Ｃ0 ＋ｂ×Ｄ（ef）＋（Ｎs(ef) ／Ｈ）×τ
（ｈ）×ｄ を選択励起の中心位置として ｈ＝一定：ｋ＝−Ｎs ／２，…，０，…，（Ｎs ／２）
−１ のデータを収集するようにする。収集データを選択励起
方向においてフーリエ変換し、その結果から特性が平坦
な部分を取出し、収集位置に応じてデータを配置する処
理は第１実施の形態と全く同様である。ただし、データ
の配置後、残りの２方向についてフーリエ変換するので
はなく、コンボリューション、バックプロジェクション
またはフィルタードバックプロジェクション等と呼ばれ
るいわゆるバックプロジェクション処理を残りの２方向
に施し、最終画像を得る点のみが異なる。

【００５１】なお、残りの２方向（面内）の再構成とし
てバックプロジェクション法も説明したが、これ以外に
も、データを螺旋(spiral)状に収集するスパイラルスキ
ャン法を始めとする他の２次元成分をｋ空間上でどのよ
うに収集する方法にも本発明は適用できる。

【００５２】［第５の実施の形態］次に、ＭＲアンギオ
グラフィ（ＭＲＡ）を行なう実施の形態を説明する。Ｍ
ＲＡには３Ｄ−ＴＯＦ法、２Ｄ−ＴＯＦ法の他、両者の
中間的な手法としてシーケンシャルマルチスラブ法等が
ある（"Intracranial MR Angiography: A Direct Compa
rison of Three Time-of-Flight Techniques", J. S. L
ewin et al., American Roentgen Ray Society, AJR:15
8, February 1992, P381-P387, 1992 ）。シーケンシャ
ルマルチスラブ法のパラメータ（スラブ厚、スラブ数
等）は対象となる血流の速度、インフロー効果、Ｓ／Ｎ
比等のバランスで決める。しかし、いずれの手法でも従
来のＭＲＡでは次のような問題点があった。図１０に示
すように、各スラブ内で血流の下流側は飽和効果により
信号強度が低下する。そのため、スラブの境界で信号強
度が不連続になる。

【００５３】しかしながら、本発明の手法を用いれば、
スラブの境界が、図１０に示す場合より均等に画像化領
域全体に分布するので、信号強度のむらの影響を軽減す
ることができる。ただし、本発明によれば、信号強度の
異なる原データを用いることになるが、乱数ＲＡＮＤＯ
Ｍを用いて選択励起領域の中心を決める方法では、信号
強度はエンコード方向に乱数的に変化する成分を含むこ
とになり、この成分は最終画像上でエンコード方向のラ
ンダムなゴーストとなる。しかしながら、これらはスラ
イス方向では同様な大きさで生じるので、血管像は継目
のない滑らかなものになり、診断能は向上する。

【００５４】［第６の実施の形態］スラブ内でフリップ
角を変えることによりスラブ内の信号強度を一定にする
傾斜スライスプロファイル(inclined slice profile me
thod) 法が提案されている（"The Design of Variable
Tip Angle Slab Selection (TONE) Pulses for Improve
d 3-D MR Angiography", Purdy et al. , Abstract Boo
k of SMRM '92, P882 ）。しかし、この方法では、同一
スラブ内で異なる血流速度の血管が並走する実際の生体
の例では信号強度を完全に一定にすることはできない。
しかしながら、本発明は励起中心の指定に関する改良で
あるので、トーン法と併用できるので、両者を併用する
ことにより、信号強度の安定化により効果がある。

【００５５】［第７の実施の形態］第５の実施の形態は
ＴＯＦ(Time of Flight)法について述べたが、ＭＲＡの
もう１つの代表的な手法であるＰＣ(Phase Contrast)法
もシーケンシャルマルチスラブ法と併用できる。特に、
ＰＣ法は遅い血流にも感度があるので、薄いスラブの本
発明の手法とＰＣ法とを組合せれば、より遅い血流をな
めらかな信号強度変化で画像化できる。なお、ＰＣ法の
一例としては、USP 5,352,980 がある。

【００５６】［第８の実施の形態］次に、短軸ＭＲＩシ
ステムについて説明する。短軸ＭＲＩシステムとは図１
１に示すようにｚ軸方向の撮影可能領域の長さが短い撮
像視野のコイルを用いるシステムである。このようにｚ
軸方向の撮影可能領域よりも広い撮像視野でサジタル／
コロナル、または３ＤＦＴ撮影を行なう場合がある。例
えば、撮影中に寝台を連続的に移動しながら、サジタル
／コロナル撮影を行なう場合がある。

【００５７】このような場合、従来は撮影可能領域より
も広い視野を撮影するには、一旦寝台を移動し、あらた
めて断面を設定していた。しかし、この方法によると、
寝台の移動前後で得たスライス画像間で微妙な位置ズレ
が生じたり、コントラスト／信号強度等に不連続性が生
じ、診断の妨げになる可能性があった。

【００５８】そのため、寝台を連続的に移動しながらデ
ータを収集した後、データの不連続性を極力低減するよ
う処理を行なう。具体的には、リード方向を短軸方向に
一致させ、寝台移動時に図１２に示すように１エンコー
ドステップ毎に撮影領域をずらしながら順次データを収
集する。リード方向については、撮影可能範囲に含ま
れ、選択励起特性またはフィルタ特性が平坦な範囲（長
さＤ’とする）のデータのみを使用する。また、エンコ
ードが１サイクルする間に寝台がＤ’だけ移動するよう
に（すなわち、（ＴＲ×ＮＡ×ＮE ）×ｖ＝Ｄ’となる
ように）、各種のパラメータ（ＴＲ：繰返し時間，Ｎ
Ａ：加算平均回数，ＮE:エンコード数）を選ぶ。こうし
て得られたデータを上述の実施の形態と同様にリード方
向にフーリエ変換してから選択励起特性が平坦なものを
抽出し、これらを図１３に示すように並べて（配置し
て）から、エンコード方向（例えばｙ方向）にフーリエ
変換すれば、図１４に示すようにｚ方向に無限に長い矩
形領域の画像を得ることができる。

【００５９】これにより、ｚ方向の画像化可能範囲より
も長い領域で連続的なサジタル／コロナル画像が得られ
る。３ＤＦＴの場合も同様にしてｚ方向に長い画像が得
られる。

【００６０】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、信
号収集領域の位置を画像化したい全領域内で移動しなが
ら、データを収集し、先ず、この移動方向についてのフ
ーリエ変換処理を行ない、このフーリエ変換により得ら
れたデータのうち選択励起特性が平坦な部分のみを抽出
して信号収集位置に対応して配置し、その後、残りの２
方向についての画像再構成処理を行い、全体領域の画像
を得ることにより、信号強度のスライス方向での位置依
存性が小さくなり、画像化領域全体にわたって信号強度
が均一な高画質の画像を得ることができる磁気共鳴イメ
ージング装置が提供される。本発明をＭＲアンギオグラ
フィに適用した場合は、血流信号の不連続の程度の小さ
い画像が得られる。また、本発明をｚ軸方向の撮影可能
範囲が短い短軸型ＭＲＩシステムに適用すれば、ｚ軸方
向の画像化可能範囲よりも長い領域で連続的なサジタル
／コロナル画像や３ＤＦＴ画像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】従来の３ＤＦＴ法によるシーケンシャルマルチ
スラブ法のパルスシーケンスを示す図。

【図２】従来の３ＤＦＴ法によるシーケンシャルマルチ
スラブ法の１回の撮影で選択励起されるスラブを示す
図。

【図３】従来のシーケンシャルマルチスラブ法を説明す
るための図。

【図４】図３に対比してスラブの励起順序を示すことに
より本発明の第１実施の形態の撮影法を説明する図。

【図５】第１実施の形態による選択励起中心位置の移動
を定式化するために必要なパラメータを示す図。

【図６】本発明の原理であるスライス方向のみのフーリ
エ変換後のデータの配置の一例を示す図。

【図７】本発明の原理であるスライス方向のみのフーリ
エ変換後のデータの配置の他の例を示す図。

【図８】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施の形態の概略構成を示すブロック図。

【図９】２ＤＦＴ法、バックプロジェクション法による
ｋ空間でのデータの収集の仕方を示す図。

【図１０】従来のＭＲアンギオグラフィの問題点を説明
する図。

【図１１】本発明による短軸型ＭＲＩシステムの概略を
示す図。

【図１２】図１１に示す短軸型ＭＲＩシステムの動作を
説明するための図。

【図１３】短軸型ＭＲＩシステムにおけるリード方向の
みのフーリエ変換後のデータの配置を示す図。

【図１４】図１３に示すように配置されたデータをエン
コード方向にフーリエ変換して得られたｚ軸方向に長い
コロナル、またはサジタル画像を示す図。

【符号の説明】

１…静磁場磁石、２…Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイ
ル、３…送受信コイル、４…静磁場制御装置、５…送信
器、６…受信器、７…Ｘ軸傾斜磁場アンプ、８…Ｙ軸傾
斜磁場アンプ、９…Ｚ軸傾斜磁場アンプ、１０…シーケ
ンサ、１１…コンピュータシステム、１２…表示部。

Claims (13)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 信号収集領域を所定の方向にずらすこと
   により信号収集領域を画像化する領域全体内に分散して
   配置し、各信号収集領域から発生される磁気共鳴信号を
   収集する手段と、 前記収集手段により収集された磁気共鳴信号に対して前
   記所定の方向についてのフーリエ変換を行なう手段と、 前記抽出手段により抽出された信号成分を前記所定方向
   に関する信号収集位置に対応して配置する手段と、 前記配置手段により配置された信号成分について前記所
   定の方向以外の方向についての画像再構成演算を行う手
   段とを具備する磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】 前記所定の方向は周波数エンコード方向
   であり、位相エンコード量が同一の複数の磁気共鳴信号
   は信号強度特性が平坦な部分の和集合が周波数エンコー
   ド方向について全体を覆うように収集されていることを
   特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装
   置。
3. 【請求項３】 前記収集手段はｋ空間で位相エンコード
   量を規則的に変化させながら磁気共鳴信号を収集するこ
   とを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング
   装置。
4. 【請求項４】 前記収集手段はｋ空間で位相エンコード
   量をランダムに変化させながら磁気共鳴信号を収集する
   ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージン
   グ装置。
5. 【請求項５】 前記収集手段は前記所定の方向がスライ
   ス方向であり、他の２方向が２次元ｋ空間を覆うような
   収集法により、位相エンコード量が同一の複数の磁気共
   鳴信号は信号強度特性が平坦な部分の和集合がスライス
   方向について全体を覆うように収集することを特徴とす
   る請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 【請求項６】 前記収集手段はｋ空間で位相エンコード
   量を規則的に変化させながら磁気共鳴信号を収集するこ
   とを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング
   装置。
7. 【請求項７】 前記収集手段はｋ空間で位相エンコード
   量をランダムに変化させながら磁気共鳴信号を収集する
   ことを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージン
   グ装置。
8. 【請求項８】 前記所定の方向は第１の位相エンコード
   方向であり、他の２方向が第２の位相エンコード方向と
   周波数エンコード方向であり、第２の位相エンコード量
   が同一の複数の磁気共鳴信号は信号強度特性が平坦な部
   分の和集合が第１の位相エンコード方向について全体を
   覆うように収集されていることを特徴とする請求項１に
   記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 【請求項９】 前記収集手段はｋ空間で第２の位相エン
   コード量を規則的に変化させながら磁気共鳴信号を収集
   することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメー
   ジング装置。
10. 【請求項１０】 前記収集手段はｋ空間で第２の位相エ
    ンコード量をランダムに変化させながら磁気共鳴信号を
    収集することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イ
    メージング装置。
11. 【請求項１１】 前記収集手段はＭＲアンギオグラフィ
    のためのシーケンシャルマルチスラブ法のパルスシーケ
    ンスにより磁気共鳴信号を収集することを特徴とする請
    求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 【請求項１２】 前記収集手段は選択励起により信号収
    集領域を決定し、血流信号が選択励起領域内で均一とな
    るように選択励起方向の位置に依存してフリップ角を変
    えるパルスシーケンスにより磁気共鳴信号を収集するこ
    とを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴イメージン
    グ装置。
13. 【請求項１３】 前記収集手段は主にマグネット長によ
    り決まるＭＲＩシステムの撮影可能領域よりも広い領域
    の画像を寝台を移動しながら磁気共鳴信号を収集するこ
    とを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング
    装置。