JPH09140686A

JPH09140686A - 磁気共鳴画像撮像方法

Info

Publication number: JPH09140686A
Application number: JP7325210A
Authority: JP
Inventors: Hiromichi Shimizu; 博道清水; Hiroshi Nishimura; 博西村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-11-21
Filing date: 1995-11-21
Publication date: 1997-06-03

Abstract

(57)【要約】【課題】医療用の磁気共鳴診断装置のデータ処理方法に
おいて，画像の計測時間を延長せずにＳ／Ｎを向上させ
るかあるいは画素数を増大する方法を提供する。【解決手段】被写体の予備撮像を行い，ｋ空間データを
リードアウト方向に積分した強度に基づいて，本撮像の
ＥＰＩ法の位相エンコードステップを信号強度の強いス
テップから優先的に不等間隔配置し，撮影を行う。計測
データからｋ空間の格子点データを内挿し，これを２Ｄ
−ＦＦＴして再構成画像を得る。本発明によればｋ空間
データの振幅の大きい点を優先し，振幅の小さい点を省
略して計測するため計測時間を有効に配分することがで
きるため，画像の計測時間を延長せずにＳ／Ｎを向上さ
せるかあるいは画素数を増大させることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴診断装置
（ＭＲＩ）に関し、特に医療用磁気共鳴診断装置の画像
撮像方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年ＭＲＩは組織描出能に優れた画像診
断装置として、Ｘ線ＣＴと並んで疾病の重要な診断手段
となっている。ＭＲＩでは人体中の水分に含まれる水素
原子核に核磁気共鳴現象を生じさせ、これにより放射さ
れる高周波（ＲＦ波）信号を計測する。水素原子核密度
の空間分布を画像情報として得るための方法には様々な
ものがあり、初期の段階においては磁場焦点法、センシ
ティブプレーン法等の信号発生領域を空間的に限定する
手法が試みられたが、現在では広い空間領域全体からの
信号を同時に得ることができ、信号の利用効率の高い２
Ｄ−ＦＦＴ法（平面の場合）や３Ｄ−ＦＦＴ法（立体の
場合）が商用機の主流となっている。これらのフーリエ
変換法に至る間には，Ｘ−ＣＴと同様の原理による投影
再構成法も現れた。これは空間分解能が等方的である等
の理由により現在も使われているものの、一部の用途に
限定されている。

【０００３】２Ｄ−ＦＦＴ法では，空間の直交する２方
向に傾斜磁場をかけて、横磁化の位相が位置によって直
線的に変化する分布をもつようにしながら信号を計測す
る。２Ｄ−ＦＦＴ法のための典型的なデータ収集法であ
るスピンエコー法（ＳＥ法）のシーケンスを図２に示し
た。同図中、横軸は時間軸を表す。

【０００４】この方法では、１方向（ｘ方向とする）に
はｘ傾斜磁場２６をかけつつ磁気共鳴信号を連続してサ
ンプリングする（リードアウト方向）。各サンプリング
データは時間に比例した位相変化を示す。他方、同一時
刻で個々の核スピンの位相を見ると、位置に対して直線
的に変化する位相分散を持っている。すなわちｘ座標が
信号の位相に反映される。ただし，ｘ方向には位相ばか
りでなく周波数も分散しており、このｘ方向を周波数エ
ンコードと呼ぶ。残りの１方向（ｙ方向）に対しては、
ＲＦパルス２１による横磁化の励起から信号検出２７ま
での期間に、一定期間ｙ傾斜磁場２４を印加してｙ方向
座標に応じて異なる一定量の位相分散を与える。このた
め、ｙ方向を位相エンコード方向と呼ぶ。

【０００５】ｘ方向の位相情報は経時的に連続するデー
タの中に盛り込まれるが、ｙ方向の位相は１回の横磁化
の励起に対して１回盛り込まれるのみであるため、ｙ傾
斜磁場２４の振幅を変えて励起を反復する必要がある。
図２ではこれを２４の破線で示している。３次元の計測
の場合にはもう一つの方向（ｚ方向）が同様に位相エン
コードされ、反復のループは２重になる。核スピンを繰
り返して励起する場合には、次の励起を行う前に、縦磁
化の回復のための待ち時間が必要であり、通常の生体組
織のプロトンではこの待ち時間は１秒程度である。この
ため，画素数が２５６×２５６の２次元画像の計測には
約４分、また画素数が２５６×２５６×２５６の３次元
画像の計測には約１８時間必要になる。

【０００６】このように、２Ｄ−ＦＦＴ法ではｘ、ｙ傾
斜磁場の強度または印加時間を操作することにより、
ｘ、ｙ方向の位置に応じた位相変化量を各位置の核スピ
ンに与えつつ、核スピンの総和の信号（回転する磁気ベ
クトルが放射するＲＦ信号）を計測する。ＳＥ法の欠点
は位相エンコード量を変化させながら、横磁化を生起す
るためのの励起を位相方向の画素数に相当する回数分反
復する必要があるため、計測時間が長くなる点である。
この点を解決した２Ｄ−ＦＦＴ法の１方法にエコープラ
ナー（Ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ：ＥＰ
Ｉ）法がある。図３に典型的なＥＰＩ法のシーケンスを
示す。まず，９０°高周波（ＲＦ）磁場パルス３１とと
もにｚ方向の傾斜磁場パルス３２を印加し、ｚ軸と垂直
な特定のスライス面内の磁化を励起する。横磁化を生じ
させた後、傾斜磁場エコー３７を位相エンコード数分発
生させるとともにブリップ３５により各エコーに一定値
で増大する位相エンコードを与えることにより、１回の
磁化の励起に対して２次元の位置情報取得に必要なエン
コードを全てかけてしまう。これにより１枚の画像を５
０ｍｓないし１００ｍｓの短時間の内に計測することが
可能になった。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ＥＰＩ法は上述のよう
に高速であるため、ゲーティング等の技術を用いず１シ
ョットで人体の動きの速い部位を撮像できるという大き
な特徴がある。このような部位の代表例は心臓である。
また、従来、ＭＲＩは専ら画像診断に用いられてきた
が、ＥＰＩ法による撮像のリアルタイム性を活かして、
低侵襲手術中のデバイスのガイドや患部のモニターへの
応用が開かれようとしている（インターベンショナルＭ
ＲＩ）。しかし、ＥＰＩ法にも固有の欠点がある。第一
に多数の傾斜磁場エコーを短時間の内に発生させ、しか
もk空間の高周波領域までカバーする必要があるため、
傾斜磁場コイルと電源に大きな負担が生じる。例えば傾
斜磁場の典型的な例としては約２５ｍＴ／ｍの振幅を
０．３ｍｓ程度の短時間の内に反転しなければならな
い。これに要求される電源のピーク電圧は従来の撮像シ
ーケンスのそれの数倍から十数倍に上る。第二に、傾斜
磁場強度に比例してＭＲ信号の帯域幅が広がるため、受
信機の帯域幅をこれに応じて広く設定せねばならず、信
号のＳＮ比が低下する。このためＥＰＩ法を実用化する
ためには、ＳＮ比を上げるためにに少なくとも１．５Ｔ
程度の超電導磁石が必要と考えられている。この他にも
傾斜磁場強度の増大に伴うコイル騒音の問題等がある。
また、上述の装置的な制限が解決されたとしても、人体
に対する磁場の時間変化（ｄＢ／ｄｔ）の生理的な影響
が無視できない大きさとなるため、傾斜磁場の振幅と切
り変え速度には限界がある。その故に信号が時定数Ｔ２
により減衰する前に計測可能なエコー数には上限があ
る。これらの点を勘案すると、１２８エンコード（位相
方向の画素数が１２８）に１００ｍｓ程度を要する現状
は将来も大きくは改善されないと予想される。これは１
ショットのＥＰＩ法に於ては，通常のＳＥ法で用いられ
てる２５６×２５６のような多数の画素は実現困難なこ
とを意味する。本発明はこの課題を解決しようとするも
のである。

【０００８】さらに、近年注目を集めるようになったイ
ンターベンショナルＭＲＩでは患者へのアクセスが容易
なオープン構造の磁石が必要とされるが、このような磁
石では構造的に高磁場を発生させるのは困難であり、全
身用の商用機では０．３〜０．５Ｔ程度が上限である。
そこで、インターベンショナルＭＲＩにおいてＥＰＩ法
によるリアルタイム撮像を実施するためには、ＳＮ比を
向上させるため傾斜磁場強度を低く設定して信号の帯域
幅を狭くする必要がある。この場合、空間分解能（傾斜
磁場振幅の時間積分に相当する）を一定に保つためには
傾斜磁場の反転周期を延ばす必要が生じるから、信号が
減衰する前に計測できるエコー列の数は高磁場機の場合
よりも更に減少し、画素数もより少ないものとならざる
を得ないので、言い換えると高解像度で視野の小さい画
像となる。このように低磁場でのインターベンショナル
ＭＲＩでは、画素数を多く設定できないという問題は一
層深刻なものとなる。

【０００９】本発明は上記事情に鑑みてなされたもの
で、その目的は、各々の位相エンコードステップで得ら
れると予想される信号強度に応じて位相エンコードステ
ップを配置（画像適応型エンコード配置）することによ
り、ＥＰＩ法の限られた数の位相エンコードステップを
有効に利用する磁気共鳴画像診断装置の画像撮影方法を
提供することであり、インターベンショナルＭＲＩでの
ＥＰＩ法において、画素数を多く設定できないという問
題に対して特に有効な手法を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】一般に２Ｄ−ＦＦＴ法を
用いる画像再構成法では、２のべき乗個の計測データが
ｋ空間において一定の間隔を隔てた２次元直交格子点上
に配置されている必要がある。格子点上の個々の複素数
データは空間角周波数がｘ方向にｋｘ、ｙ方向にｋｙで
ある画像のフーリエ成分の振幅と位相を表している。と
ころで、人体の組織のような不均一な対象のフーリエ成
分は一般に片寄っているから、全てのフーリエ成分を計
測することは冗長であり、極端な場合を考えると信号の
無い（小さい）格子点は計測を省略しても良いと考えら
れる。そして、計測時間等の制約により計測可能なフー
リエ成分の総数が決められているときには、大きい成分
を優先して計測するのが合理的である。

【００１１】このような観点から上記課題を解決するた
め，本発明ではまず注目するＦＯＶ（Ｆｉｅｌｄｏｆ
Ｖｉｅｗ）の予備画像を高速の撮像法、例えば通常の
ＥＰＩ法でｋ空間の全格子点について撮像する。この画
像のｋ空間データの絶対値をリードアウト方向に積分
し、この積分値を位相エンコードステップ毎に評価す
る。次にこの積分値に基づいて本撮影における位相エン
コードステップを再設定する。すなわち、決められた数
の位相エンコードステップを一定間隔で設定する代わり
に、積分値の小さい領域では粗く、積分値の大きい領域
では密に配置してＥＰＩ法を実施する。計測されたデー
タはｋ空間において位相エンコード方向に不等間隔に並
んでいるので、内挿により格子点上のデータを作成し、
これを２次元高速フーリエ変換して実空間の画像を得
る。同一のＦＯＶで連続してＥＰＩ撮像を行う場合に
は、予備画像を１枚撮影して上述の画像適応型の位相エ
ンコード割当てを行い、この割当てを以後の連続撮影に
共通して用いることができる。

【００１２】ｋ空間を螺旋状に操作するスパイラルＥＰ
Ｉ法では上記位相方向の代わりに動径方向をとり、動径
方向に不等間隔に計測点を配置する。

【００１３】上述の方法によれば、ＥＰＩ法においてｋ
空間の信号強度の大きい位相エンコードステップ（特徴
的な位相エンコードステップと呼ぶことにする）に計測
を集中できる。故に全エコー時間が同一であれば画像の
ＳＮ比を向上させることができる。また位相エンコード
数を減らしても、ｋ空間を間引いた後に最大のｋ値のデ
ータが残っていれば同一の解像度の画像を得ることがで
きる。また、補間により画素数を効果的に増大させるこ
とができる。

【００１４】本発明は予備撮像から有効な位相エンコー
ドステップを抽出するため、ＦＯＶが撮像毎に変わる場
合には大きな効果が発揮されるとは言えないが、同一の
ＦＯＶで連続してＥＰＩ撮像を行う場合、例えば薬剤投
与後のダイナミックスタディや、固定された視野で小さ
な針の動きを追跡するインターベンショナルＭＲＩには
特に有効である。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下、図面を用いて本発明の実施
の形態を詳細に説明する。図４は本発明の適応対象であ
る核磁気共鳴診断装置の概略構成図である。同図に於て
４０２は被検体内部に一様な静磁場Ｈ０を発生させるた
めの静磁場発生磁気回路で、具体的には電磁石または永
久磁石から成る。４０１は被検体、４１４ａは高周波磁
場を発生する送信用の高周波コイル、４１４ｂは被検体
から生じる核磁気共鳴信号を検出する受信用の高周波コ
イル、４０９は直交するｘ、ｙおよびｚの３方向に強度
が線形に変化する傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する
傾斜磁場コイル、４１０は傾斜磁場に電流を供給するた
めの傾斜磁場電源である。また、４０８はコンピュー
タ、４０６は信号の処理及び記録をする信号処理記録装
置、４２１は操作部である。

【００１６】次に本装置の動作の概要を説明する。シン
セサイザ４１１により発生させた高周波を変調器４１２
で変調し電力増幅器４１３で増幅し、送信用コイル４１
４ａに供給することにより被検体４０１の内部に高周波
磁場を発生させ、核スピンを励起させる。通常は１Ｈを
対象とするが、３１Ｐ、１３Ｃ等、核スピンを有する他
の原子核を対象とすることもある。

【００１７】被検体４０１から放出される核磁気共鳴信
号は受信用コイル４１４ｂにより受信され、増幅器４１
５を通った後、検波器４１６で直交位相検波され、Ａ／
Ｄ変換器４１７を経てコンピュータ４０８へ入力され
る。コイル４１４は送受信両用でもよく、別々でもよ
い。コンピュータ４０８は信号処理後、前記核スピンの
密度分布、緩和時間分布、スペクトル分布等に対応する
画像をＣＲＴディスプレイ４２８に表示する。４２４と
４２５は計算途中のデータあるいは最終データを収納す
るメモリである。傾斜磁場発生系４０３、送信系４０
４、検出系４０５は全てシーケンサ４０７によって制御
され、このシーケンサ４０７はコンピュータ４０８によ
って制御される。コンピュータ４０８は操作部４２１か
らの指令により制御される。

【００１８】このような装置で本発明の撮像方法を実施
する場合の一例を図１により説明する。同図はｋ空間
（空間角周波数の空間）において被写体の２次元空間角
周波数成分の分布１２を模式的に示したもので、通常原
点から遠ざかるにつれて信号強度が減少する。また、方
向により異なる強度を示す。同図ではｋｙ軸方向にエネ
ルギーが集中した領域をもつ仮想的な場合を示した。こ
れは実空間で被写体がｙ方向に複雑な構造をもつ場合に
相当する。

【００１９】本方法の手順を述べると、まず位相エンコ
ード数を１２８として通常のＥＰＩ法によりＦＯＶの予
備撮像を行いｋ空間のデータを得る。個々のデータは複
素数値を取り、図１（ａ）のように格子点１１上に配置
される。ｋ空間上での計測データの位置は傾斜磁Ｇｘ、
Ｇｙの印加の仕方により決まり、数１で与えられる。

【００２０】

【数1】

【００２１】ここでγは核磁気回転比、積分はＧｘまた
はＧｙの全印加時間に亘る。ｋｉは実験パラメータによ
り制御可能なパラメータであり、通常はｋｉを一定間隔
で変化させながら信号を計測する。

【００２２】次に、コンピュータ４０８により格子点上
の個々のデータの絶対値を計算し、これをリードアウト
方向（ここではｋｘ方向）に積算し、積分曲線１３（図
１（ｃ）））を得る。次に位相方向（ｋｙ）にこの積算
曲線をたどり、積算強度の大きい位置（被写体の構造を
反映した特徴的な空間周波数に相当する）では本撮像に
おける位相エンコードステップを配置し、積算強度の小
さい位置では省略する（図１（ｂ））。この位相エンコ
ードステップの設定はコンピュータ４０８で自動的に行
うか、または操作者が手動で行っても良い。図５は同じ
く積分曲線を示したもので、図５（ｂ）はこのようにし
て位相エンコードステップ数を予備撮像（図５（ａ）)
に対して半減した例を示す。

【００２３】このようにして削減したエンコードステッ
プを用いてＥＰＩ法による本撮像を実行する。このＥＰ
Ｉのシーケンスを実現するには、図６に示すようにブリ
ップ状の位相エンコードパルス６１の大きさをパルス毎
に変化させるのが好適である。ｎ番目のエコーに対する
位相エンコード量は数２で与えられる。

【００２４】

【数2】

【００２５】ここでＧｙ（ｉ）はｉ番目の位相エンコー
ドパルスの振幅、ΔＴはパルスの幅を表す。

【００２６】別の実現法として、パルス６１の大きさＧ
ｙ（ｉ）を一定とし、代わりに幅ΔＴを変化させても良
い。その場合はリードアウトの反転パルス３６とデータ
サンプリングの時間３８も連動して変化させなければな
らない。

【００２７】本撮像で得られるデータはｋ空間の格子点
を全てカバーすることはできず、位相方向に間引かれた
ものなる（図１（ｂ）参照）ので、間引かれた格子点の
データを位相方向の補間により作成する。その後通常の
２Ｄ−ＦＦＴにより画像を再構成する。これにより６４
エコーを用いて位相方向（ｙ方向）に実質的に１２８の
画素を得ることができる。一方リードアウト方向（ｘ方
向）の画素数はリードアウト傾斜磁場の反転周期内にサ
ンプリングされるデータ数で決まるが、ＡＤ変換器のサ
ンプリング速度は通常１μｓ程度まで上げられるから、
単にデータのサンプリング速度を上げるのみで１０００
画素程度まで拡張できる。

【００２８】上記例では予備画像を１２８位相エンコー
ドで撮像している（図５（ａ））がこれは理想的な場合
であって、現実には低磁場ＭＲＩ装置では実現困難であ
る。この場合は予備撮像も本撮像と同数の６４エンコー
ドとし（図５（ｃ））、積分曲線５１を計算した後、強
度の大きい位置に密に、強度の小さい位置に粗になるよ
うに同数の位相エンコードステップを再配置する（図５
（ｂ））。

【００２９】低磁場の場合の別法として、ｋ空間分割型
ＥＰＩで予備撮像を行うことにより、ｋ空間を複数の軌
跡でインターリープし高密度に充填したものを用いて、
位相エンコードの配置を評価しても良い。

【００３０】本撮像データには、位相エンコードの再配
置に応じたリサンプル処理が必要である。この場合リサ
ンプル後のｋ空間のデータ間隔を通常の撮影法と同じに
設定（図５（ｃ）からリサンプルにより図５（ｂ）を作
成）すれば、解像度と画素数は同一となるが、計測信号
が大きいためＳＮ比は本法の方が大きくなる。

【００３１】以上では位相方向のみに注目してきたが、
計測データがｋ空間でリードアウト方向に不等間隔で配
列されている場合、例えば傾斜磁場を正弦波駆動するＥ
ＰＩに対しても本方法は適応可能である。また、ブリッ
プの代わりに直流的な傾斜磁場で位相エンコードを行う
斜行型のＥＰＩ法でも、直流に位相エンコードの飛び越
しのためのブリップを重畳すれば本方法を適用できる。

【００３２】本方法は位相方向の計測データ点数が８な
いし６４点程度と少ない場合、例えば低磁場でのＥＰＩ
やＴ２＊が小さく信号減衰の速い部位のＥＰＩに対して
より有効である。

【００３３】本方法の別の実施例では螺旋走査型のＥＰ
Ｉに対して本方法を用いる。螺旋走査型のＥＰＩでは図
７に示すように、ｋ空間において中心から一定の速度で
遠ざかる螺旋軌跡７１を描きながら、一定の時間間隔で
データをサンプリングして行く。ここでも先ず予備撮像
を行い、ｋ空間で計測データを評価する。一例としてデ
ータの絶対値を螺旋に添って１周毎に積算し、積分曲線
を動径の関数として得る。これは図５の積分曲線５１に
相当する。被写体の前記特徴的な周波数成分を含む領域
は図７の７２のような帯状領域を形成する。次に動径方
向で積分値の大きい位置では計測を密にし、積分値の小
さい位置では計測を粗にするように本撮像のシーケンス
を設定する。シーケンスの例を図８に示す。同図では
ｘ、ｙ傾斜磁場を数３のように振幅が次第に増加する正
弦関数、余弦関数を基にして変化させているが、動径の
増加速度を一定とせず、動径が特徴的な格子点を含む帯
状領域を通過する期間では遅くすることにより同領域の
データサンプリング密度を大きくしている。

【００３４】

【数3】

【００３５】さて、本方法はＥＰＩ法に限定されるもの
ではなく、一般のＳＥ法やＧＦＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ
ＦｉｅｌｄＥｃｈｏ）法に応用することも可能であ
る。これらに於ては予備撮像で特徴的な位相エンコード
ステップを評価した後、本撮像において位相エンコード
傾斜磁場強度の増加分を通常のように一定とせず、可変
とすれば良い。

【００３６】また本発明はＫ−ｈｏｌｅ法と組み合わせ
ることもできる。Ｋ−ｈｏｌｅ法ではまず基準画像にお
いてｋ空間の全域を計測し、以後の画像はｋ空間の中心
部（ｋｅｙ−ｈｏｌｅ）のみデータを計測し周辺部は基
準画像のデータを充てることにより、空間分解能の劣化
を低減し、かつ画像コントラストの時間分解を向上させ
る。ここでは画像のコントラストは画像の低周波数成分
で概ね決定されるという一般的な特徴を利用している。
ここでｋ空間の低周波の一定領域のエンコードステップ
を更新する代わりに、前記特徴的な位相エンコードステ
ップを更新すれば、コントラストの変化をより忠実にた
どることができる。

【００３７】別の実施例ではインターベンショナルＭＲ
Ｉで、一方向に挿入される生検針や細管を本方法により
追跡する。この場合視野の大部分は静止しており、その
中で微小物体が平行移動する。実空間での平行移動はｋ
空間では信号位相の直線的な回転を与える。（実空間で
の回転はｋ空間で同じ角度の回転を与える）従ってｋ空
間で信号の絶対値をとると平行移動による変化は除去さ
れるから、積分曲線（図１中の１３）は平行移動の前後
で不変である。故に予備撮像により得た最適な位相エン
コードステップの配置を以後の本計測で共通に用いるこ
とができる。複数の本画像に対して予備画像は１枚で済
むため、効率的に針や細管を追跡できる。

【００３８】本方法ではリードアウト方向と位相エンコ
ード方向との取り扱いに顕著な非対称性が生じるから、
撮影対象に大きな異方性がある場合、例えば生検針や内
視鏡等をガイドする場合には特徴的な周波数がより顕著
に現れる方向を位相エンコード方向に選ぶべきである。

【００３９】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、Ｅ
ＰＩ法における画素数を効果的に増大させることができ
る。一方、画素数を一定とした場合には画像のＳＮ比を
向上させることができるという効果がある。特に低磁場
の開放型磁石を用いたインターベンショナルＭＲＩにお
いて、ＥＰＩ法を高画質で実施する上で有効である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の概念を示す図

【図２】ＳＥ法のシーケンスを示す図

【図３】ＥＰＩ法のシーケンスを示す図

【図４】本発明の適用対象である磁気共鳴画像診断装置
の全体の構成を示す図

【図５】ｋ空間でリードアウト方向に信号を積分した曲
線とエンコードステップとを示す図

【図６】本方法を適用したＥＰＩ法のシーケンスを示す
図

【図７】本方法の螺旋走査型ＥＰＩ法への適用を示す概
念図

【図８】２本方法を適用した螺旋走査型ＥＰＩ法のシー
ケンスを示す図

【符号の説明】

１１ｋ空間の計測点１２ｋ空間データのリードアウト方向積分１３特徴的なエンコードステップ２１９０°ＲＦパルス２２スライス選択傾斜磁場パルス２３リフォーカス１８０°ＲＦパルス２４ｙ座標位相エンコード傾斜磁場パルス２６リードアウト傾斜磁場パルス２７ＮＭＲ信号３５ｙ座標位相エンコードブリップ傾斜磁場パルス３６矩形波駆動リードアウト傾斜磁場パルス３７ＮＭＲ信号３８信号計測区間４０８コンピュータ４０９傾斜磁場コイル４１４高周波コイル４１６直交位相検波器４１７Ａ−Ｄ変換器５１ｋ空間データのリードアウト方向積分５２位相エンコードステップ６１ｙ座標位相エンコードブリップ傾斜磁場パルス７１螺旋型ｋ空間軌跡７２特徴領域８１振動ｙ傾斜磁場８２振動ｘ傾斜磁場８３特徴領域

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場、傾斜磁場、ＲＦ（高周波）磁場、
磁気共鳴信号検出手段および画像再構成手段を備えた磁
気共鳴画像診断装置において、被写体を予備撮像し該予
備画像データのｋ空間における信号強度を評価し、これ
に基づき該信号強度が大きいｋ空間の点のみを計測し、
信号強度が小さい点は省略するように本撮像の計測点を
設定し本撮像データを得、該本撮像データを補間して直
交格子点上のデータを作成した後画像再構成処理を行う
ことを特徴とする磁気共鳴画像撮像方法。
【請求項２】１ショット型エコープラナー法またはｋ空
間分割型エコープラナー法で被写体を予備撮像し、該予
備画像のｋ空間データをリードアウト方向に積算し、該
積算値の位相エンコード方向の分布を評価し、該積算値
が大きい位相エンコードステップを選択的し、積算値が
小さい位相エンコードステップは省略するように、１シ
ョット型エコープラナー法またはｋ空間分割型エコープ
ラナー法による本撮像の位相エンコード配置を設定する
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像撮像方
法。
【請求項３】上記ｋ空間で省略した位相エンコードステ
ップのデータを近傍の位相エンコードステップの計測デ
ータを用いて内挿した後、画像再構成処理を施すことを
特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴画像撮像方
法。
【請求項４】スパイラル走査型のエコープラナー法にお
いて、被写体を予備撮像し、該予備画像のｋ空間におけ
る動径方向の信号強度を評価し、該信号強度が大きい動
径位置のデータを選択的に計測し信号強度が小さい動径
位置の計測は省略するように、本撮像のｋ空間軌跡を設
定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像
撮像方法。
【請求項５】注目する領域の予備画像をスパイラル走査
型のエコープラナー法により取得し、同方法によるｋ空
間データを動径毎に方位角方向に積分し、該積分値が大
きい動径を残し、該積分値が小さい動径位置の計測を省
いて本撮像を実施し計測データを得、該データに動径方
向の内挿を施してデータを補間した後再構成を行うこと
を特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴画像撮像方法。