JP2002177240A - 磁気共鳴イメージング装置における計測方法及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ダイナミックMRAにおいて、高周波数領域の
時間分解能を大きく劣化させることなく、各回の計測時
間を短縮化する。 【解決手段】 ｋｙ−ｋｚ平面を、中央の領域とその周
辺の領域に分割し、中央の領域を必須計測領域41とし、
周辺の領域をさらに分割して周辺計測領域42とする。必
須計測領域については、計測の各回において必ず計測
し、各周辺計測領域については計測の各回において所望
の順序で一つづつ計測する。各回の計測において計測し
なかった３次元のk空間の領域については、その回に最
も近い過去の回の計測結果を流用する。各回の計測毎
に、その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって
充填された３次元のk空間データに対して３次元フーリ
エ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した
２次元画像を得る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴現象を
利用して被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング
装置(MRI)に関し、特に、磁気共鳴イメージング装置お
けるダイナミック磁気共鳴アンジオグラフィ撮像に好適
な計測方法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】MRI（磁気共鳴イメージング装置）は、N
MR現象を利用して、被検体中の所望の検査部位における
原子核スピンの密度分布、緩和時間分布等を計測して、
その計測データから被検体の任意の断面を画像表示する
ものである。

【０００３】また、このような磁気共鳴イメージング装
置を利用して血流画像を得る技術は、MRA（磁気共鳴ア
ンジオグラフィ）と呼ばれる。このMRAは、造影剤を使
用しない手法と造影剤を使用する手法に大別することが
できる。

【０００４】造影剤を使用しないMRAの手法としては、
スライス面への流入効果を利用してて血流画像を抽出す
るタイムオブフライト（Time-Of-Flight; TOF）法、血
流による位相拡散の有無を利用して血流画像を抽出する
差分処理を施すフェイズセンシティブ法（Phase-Sensit
ive：PS法）、血流による位相拡散の極性を反転し血流
画像を抽出する差分処理を施すフェイズコントラスト法
（Phase-Contrast：PC法）などが知られている。

【０００５】なお、これらの手法については、"Magneti
c Resonance Imaging; Stark DD etal. edited, The C.
V.Mosby Company, pp108-137, 1988"、"Cerebral MR An
gio-imaging(脳血管時期共鳴画像法）の研究-第1報-、
福井啓二 他、CT研究、10(2) 1988年、133頁-142
頁"、"Magnetic resonance angiography, Dumoulin CL,
etal, Radiology 161:717-720, 1986"、"Simultaneous
acquisition of Phase-contrast angiograms and stat
ionary-tissue images with Hadamard encoding offlow
-induced phase shifts, Dumoulin CL, et al. J. Magn
etic Resonance Imaging 1:399-404, 1991"、"Encoding
strategies for three-direcrion Phase-contrast MR
imaging, Dumoulin CL, et al. J. Magnetic Resonanc
e Imaging 1:405-413, 1991"等に詳しい。

【０００６】一方、造影剤を用いるMRAの手法として
は、Gd-DTPA等のT1短縮型の造影剤とグラジエントエコ
ー系のTRの短いパルスシーケンスを組み合わせる手法が
一般的である。この手法では、数ms〜数10msの短時間間
隔の高周波磁場による同一領域の励起の繰り返しによっ
て、血流以外の部分のピンを飽和させ、造影剤を含むた
めにT1が短縮し、スピンの飽和が生じにくい血流部分か
らのみ高信号を得ることにより血流画像を抽出する。ま
たは、さらに、造影前後の画像差分をとるDSA; Digital
Subtraction Angiographyによって、より血流部分のコ
ントラストを上げた画像を得る。ここで、このような造
影剤を用いるMRAの手法では、通常肘静脈から造影剤を
注入する。注入された造影剤は、心臓、動脈系、毛細血
管、静脈系と順に循環する。そこで、ダイナミックMRA
と呼ばれる技術では、造影剤の循環の各段階において繰
り返し計測を行い、各部の血流の時系列画像が得られる
ようにしている。なお、このような造影剤を用いるMRA
の手法やダイナミックMRAについては、"3D Contrast MR
Angiography 2nd edition. Prince MR, Grist TM and
Debatin JF, Springer, pp3-39,1988"に詳しい。なお、
ダイナミックMRAについては特に本書のpp16-19に詳し
い。

【０００７】さて、このようなダイナミックMRAにおけ
る１回の撮像時間は、２次元計測の場合は繰り返し時間
TRと位相エンコードステップ数を乗じた時間となり、３
次元計測の場合は繰り返し時間TRと位相エンコードステ
ップ数にスライスエンコードステップ数を乗じた時間と
なる。したがって、空間分解能を向上するためには位相
エンコードステップ数やスライスエンコードステップ数
を大きくとることが望ましい一方、そのようにすると時
間分解能は低下する。すなわち基本的に空間分解能と時
間分解能はトレードオフの関係にある。

【０００８】そこで、このような問題を解決するため
に、米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号では、
次のような計測方法を提案している。すなわち、これら
の技術では、一度の計測でk空間全てを計測するのでは
なく、k空間をky方向に複数の領域に分割し、分割した
領域を単位として、k空間の中心領域（低周波数領域）
がより高い頻度で計測されるように、各回で計測するk
空間の部分を制御する。そして、今回計測しなかったk
空間の部分については、他の回に計測した計測結果を流
用する。または、他の回に計測した複数の計測結果から
補間によって生成する。

【０００９】この技術によれば、各回の計測において位
相エンコードステップの全てを実行しないために、各回
の計測時間を短縮化し時間分解能を向上することができ
ると共に、比較的、診断に重要なコントラストを決定す
るk空間の中心領域（低周波領域）については経時的変
化を確実に捉えることができる。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記米
国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号の技術では、
高周波数領域の時間分解能の犠牲が著しく大きかった。
また、k空間の分割の仕方がky方向のみと一次元方向の
みであるために、計測結果に方向依存性が生じ、これに
よって生成される画像の品質を劣化する場合があった。

【００１１】そこで、本発明は、MRIにおいて繰り返し
撮像を行う際に、高周波数領域の時間分解能を大きく劣
化させることなく、各回の計測時間を短縮化する計測方
法を提供することを課題とする。また、このような計測
方法において、さらに、計測結果の方向依存性を排除す
ることを課題とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記課題を達成するため
に本発明のMRI装置を用いた計測方法は、MRI装置を用い
て被検体の計測を繰り返し行う計測方法であって、k空
間上に、k空間中央領域を含む必須計測領域と、各々前
記必須計測領域と重複した領域を持たない複数の周辺計
測領域とを設定する初期設定ステップと、k空間に配置
されるデータとして被検体からの核磁気共鳴信号を計測
する計測ステップと、前記計測ステップを繰り返し行う
繰り返しステップとを有し、前記繰り返しステップによ
って繰り返し行われる各回の計測ステップは、前記必須
計測領域のデータと、前記計測ステップの各回毎に所望
の順序で選択した一つの周辺計測領域のデータとを測定
する測定ステップと、今回の計測ステップの測定ステッ
プで測定しなかった周辺計測領域のデータを、他の回の
計測ステップの測定ステップで測定された周辺計測領域
のデータから生成し、周辺計測領域に補充する補充ステ
ップと、前記補充ステップでデータが補充されたk空間
のデータに基づいて画像を生成するステップとを有する
ものである。

【００１３】このような計測方法によれば、各回の計測
ステップにおける測定ステップで測定されるデータに、
必ず一つの周辺計測領域分の高周波領域の成分が含まれ
ることになるため、前記従来の米国特許5,713,358号、
米国特許5,830,143号に比べ、高周波数領域の時間分解
能の劣化は小さく、したがって、生成画質の劣化も小さ
い。

【００１４】また、このような計測方法において、前記
k空間は３次元のk空間であって、当該３次元のk空間全
体の、前記必須計測領域および前記各周辺計測領域との
境界線は、前記３次元のk空間全体を、前記３次元のk空
間を規定する３座標軸のうちの少なくとも２座標軸方向
について複数の領域に分割する。このようにすれば、k
空間をky方向のみに分割する前記従来の米国特許5,713,
358号、米国特許5,830,143号に比べ、計測結果に生じる
方向依存性を低減し、これによって生成される画像品質
の低下を軽減することができる。

【００１５】また、このような計測方法において、k空
間の全領域を計測するのではなく、その一部を非計測と
することができる。即ち、前記必須計測領域および前記
複数の周辺計測領域の和集合空間に外接する直方体状の
k空間は、前記和集合空間と重複しない、非計測領域を
有するものとすることができる。このように、直方体状
のk空間のうちの、計測目的上重要でない空間周波数部
分を非計測領域とすることにより、計測目的への適合度
を大きく損なうことなく、時間分解能を向上することが
できる。

【００１６】さらに、本発明の計測方法では、以上のよ
うな計測方法において、前記繰り返しステップによる前
記計測ステップの繰り返しの間に、前記複数の周辺計測
領域、または、前記必須計測領域および前記複数の周辺
計測領域の設定を変更するステップを設けてもよい。こ
のようにすれば、時間経過に伴い、空間分解能と時間分
解能の重要性の程度が変化していくような場合でも、そ
れに対応した計測を行うことができるようになる。

【００１７】本発明のMRI装置は、被検体に核磁気共鳴
を起させる手段と、前記核磁気共鳴信号に位相エンコー
ドを付与する手段と、前記核磁気共鳴信号を測定し、前
記核磁気共鳴信号に基づき画像を再構成する手段とを備
えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記各手段を
制御し、位相エンコードで決るk空間の計測を制御する
制御手段と、k空間上の、k空間中央領域を含む必須計測
領域と、各々前記必須計測領域と重複した領域を持たな
い複数の周辺計測領域との設定を記憶する記憶手段とを
有し、前記制御手段は、被検体の計測を繰り返し行う制
御を行うと共に、繰り返し行う各回の計測において、前
記必須計測領域のデータと、計測の各回毎に所望の順序
で選択した一つの周辺計測領域のデータとを測定し、今
回の計測で測定しなかった周辺計測領域のデータを、他
の回の計測で測定された周辺計測領域のデータから生成
し、周辺計測領域に補充することを特徴とする。

【００１８】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態につい
て、ダイナミックMRAへの適用を例にとり説明する。

【００１９】図１に、本実施形態に係るMRI装置の構成
を示す。図示するように、本MRI装置は、NMR現象を利用
して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生磁石2
と、傾斜磁場発生系3と、シーケンサ4と、送信系5と、
受信系6と、信号処理系7と、中央処理装置(CPU)8とを備
えて成る。

【００２０】静磁場発生磁石2は、被検体1の周りにその
体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発
生させるもので、被検体1の周りのある広がりをもった
空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方
式の磁場発生手段が配置されている。

【００２１】傾斜磁場発生系3は、X,Y,Zの三軸方向に巻
かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル
を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシーケン
サ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源10を駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁
場Gx,Gy,Gzを被検体1に印加するようになっている。こ
の傾斜磁場の加え方により被検体1の特定のスライス又
はスラブを選択的に励起することができ、また計測空間
（k空間）における計測点（サンプリング点）の位置、
計測順序を規定することができる。

【００２２】シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被
検体1の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、傾
斜磁場発生系3、送信系5及び受信系6に送るようになっ
ている。シーケンサ4が制御する傾斜磁場発生系3、送信
系5及び受信系6の動作タイミングはパルスシーケンスと
呼ばれ、ここではパルスシーケンスの一つとして三次元
血流撮像のためのシーケンスが採用される。シーケンサ
4の制御については後に詳述する。

【００２３】送信系5は、シーケンサ4から送り出される
高周波パルスにより被検体1の生体組織を構成する原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を
照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増
幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波
発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4の
命令にしたがって変調器12で振幅変調し、この振幅変調
された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被
検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給する
ことにより、電磁波が被検体1に照射されるようになっ
ている。

【００２４】受信系6は、被検体1の生体組織の原子核の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検
出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と
直交位相検波器16とA/D変換器17とから成る。上記送信
側の高周波コイル14aから照射された電磁波による被検
体1の応答の電磁波(NMR信号)は被検体1に近接して配置
された高周波コイル14bで検出される。検出されたエコ
ー信号は、増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D
変換器17に入力されディジタル量に変換され、さらにシ
ーケンサ4からの命令によるタイミングで直交位相検波
器16によりサンプリングされた二系列の収集データとさ
れ、信号処理系7に送られる。

【００２５】信号処理系7は、CPU8と、磁気ディスク18
及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のディスプレ
イ20とから成り、CPU8で３次元フーリエ変換、補正係数
計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布
あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布
を画像化してディスプレイ20に断層像として表示するよ
うになっている。なお、図１において、送信側及び受信
側の高周波コイル14a、14bと傾斜磁場コイル9は、被検
体1の周りの空間に配置された静磁場発生磁石2の磁場空
間内に設置されている。

【００２６】次に、このようなMRI装置における、ダイ
ナミックMRA撮像動作について説明する。まず、計測に
用いるパルスシーケンスについて説明する。

【００２７】シーケンサ4は、所定のパルスシーケン
ス、ここでは３次元MRAシーケンスに従い傾斜磁場発生
系3、送信系5及び受信系6の動作タイミングを制御す
る。このパルスシーケンスはCPU8に備えられたメモリに
予めプログラムとして組み込まれており、他のパルスシ
ーケンスと同様、使用者が撮影の目的に応じて適宜選択
することにより実行することができる。即ち、CPU8の入
力装置を介して造影剤を用いたMRAが選択されると、シ
ーケンス4はCPU8によって制御され、３次元MRAシーケン
スを実行する。

【００２８】このパルスシーケンスは、例えば図２に示
すように、グラディエントエコー法を基本とするシーケ
ンスで、３次元MRAシーケンスに一般的なものである。
ただし、Gradient Moment Nulling 等のフローコンペン
セーションなどが付加される場合もある。

【００２９】図示した例では、高周波磁場パルスRFを印
加して目的血管を含む領域（スラブ）を励起した後、Z
方向の位相エンコード傾斜磁場GzおよびY方向の位相エ
ンコード傾斜磁場Gyを印加し、次いで読み出し/周波数
エンコード傾斜磁場Gx印加するとともにその極性を反転
させてエコー信号を計測している。３次元イメージング
では、このようなパルスシーケンスを、Z方向の位相エ
ンコード傾斜磁場Gz、Y方向の位相エンコード傾斜磁場G
yの磁場強度の組み合わせを変えながら、所定の繰り返
し時間TRで繰り返すことによって、三次元データを得
る。

【００３０】ここで、Z、Y方向のエンコードステップ数
はZ、Y方向の領域の分割数を決めるもので、例えばそれ
ぞれ128、256などに設定されている。また、このZ、Y方
向のエンコードステップ数によってk空間のky−kz平面
の大きさが規定される。即ち図２のシーケンスにおい
て、傾斜磁場強度Gzのある値と傾斜磁場強度Gyのある値
の組み合わせのときに計測された信号は、Gz、Gyの値に
対応するk空間の座標（ky,kz）に配置されることにな
る。逆に言えば、k空間のky−kz平面のある座標（ky1、
kz1）をサンプルするということは、ky1に対応するGyと
kz1に対応するGzの組み合わせにおいて、図２のパルス
シーケンスを実行することであり、座標（ky1、kz1）を
サンプルしないということは、ky1に対応するGyとkz1に
対応するGzの組み合わせにおいて、図２のパルスシーケ
ンスの実行を省略するということである。

【００３１】従来の基本的なダイナミックMRAでは、各
回の計測におけるZ、Y方向のエンコードステップ数、ス
テップ幅を固定として、毎回の計測において、全てのGy
とGzの組み合わせについて図２のパルスシーケンスを実
行し、全ての座標にデータが充足された３次元のk空間
を得る。

【００３２】これに対し、本実施形態では、ダイナミッ
クMRA撮像において、各回の計測におけるZ、Y方向のエ
ンコードステップ数、ステップ幅を固定とせずに、各回
の計測を以下のように制御する。

【００３３】すなわち、本実施形態では、予め可能な
Z、Y方向の位相エンコードステップ数に応じて大きさを
定めたky, kzの座標軸を有する２次元のk空間上に、そ
の中央領域である必須計測領域と、その周辺に複数の周
辺計測領域を設定する。ここで、各周辺計測領域は他の
周辺計測領域と部分的に同じ領域を含んでいてもよい。
必須計測領域については、計測の各回において必ず計測
し、各周辺計測領域については計測の各回において所望
の順序、例えば巡回的に一つづつ計測する。また各回の
計測において計測しなかったk空間の領域については、
その回で計測しなかったk空間の部分を計測した回であ
って、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用す
る。そして、前述のように各回の計測毎に、その回の計
測と過去の回の計測結果の流用によって必須計測領域と
全ての周辺計測領域のデータが充填されたk空間に対し
て３次元フーリエ変換を施し、３次元データを得、これ
を投影した２次元画像を得る。

【００３４】或いはこの再構成した３次元データと、造
影剤投入前に計測しておいて３次元データとの差分をと
り、これを最終的な３次元データとしてもよい。この差
分は、複素差分であることが好ましいが、強度絶対値の
差分であっても良い。また、各回の全領域充填後のk空
間データと造影剤投入前に計測しておいたk空間データ
とのk空間データ同士で複素差分を取った後に再構成を
行うようにしてもよい。

【００３５】さらに３次元データは、これを所定のまた
は指定された配置関係において、仮想的な２次元スクリ
ーンと共に仮想３次元座標系に配置し、３次元データを
仮想的な２次元スクリーンに投影した２次元画像を生成
し、これを表示する。ここで、投影の方向は、任意で良
いが、一般的には、冠状断、矢状断、軸横断の方向に投
影する。さらに、ある軸を中心として投影方向を回転さ
せながら順次二次元画像を生成し、これらをつなげて動
画像を生成するようにしてもよい。たとえば、３次元の
血管データDbを、A軸の回りに45度ずつ回転させて得ら
れる３方向に対して、３次元の血管データDbを投影して
得られる３枚の二次元画像Ixは、図３に示すようにな
る。

【００３６】なお、この２次元画像の生成には、一般に
は、２次元スクリーンのある座標に投影される位置にあ
るボクセルの内の最大値のボクセルのみをその座標に投
影する最大値投影法(Maximum Intensity Projection）
とRay tracing （光線追跡法）の組み合わせの他、Surf
ace rendering、Volume renderingなどの周知のレンダ
リング手法が用いられる。

【００３７】次に、このような本発明の実施形態におい
て、周辺計測領域の設定および必須計測領域と周辺計測
領域の計測の具体例について説明する。

【００３８】まず、第１の具体例について示す。本例で
は、図４aに示すように、ky方向に、３次元のk空間を３
分割し、図中上下の領域を周辺計測領域42、中央の領域
を必須計測領域41とする。そして、図４bに示したよう
に必須計測領域41については、計測の各回において必ず
計測し、各周辺計測領域42については計測の各回におい
て交互に一つづつ計測する。

【００３９】また各回の計測において計測しなかった３
次元のk空間の領域については、その回で計測しなかっ
た３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回
に最も近い過去の回の計測結果を流用する。画像再構成
に際しては、前述のように各回の計測毎に、その回の計
測と過去の回の計測結果の流用によって充填された３次
元のk空間に対して３次元フーリエ変換を施し、３次元
データを得、これを投影した２次元画像を得る。

【００４０】なお、図４b中、黒塗りの領域は、その回
の計測で計測を行わない領域である。以下の各図につい
ても同様である。

【００４１】本第１具体例を用いる場合の、計測の手順
の一例を図５に示す。すなわち、図５aに示す静脈への
造影剤注入前から、計測を開始し、図５b、cに示すよう
に、計測の各回において３次元のk空間の必須計測領域
については必ず計測し、３次元のk空間の各周辺計測領
域については計測の各回において交互に一つづつ計測す
るように、計測を繰り返す。各回の計測において計測し
なかったk空間の領域については、その回で計測しなか
ったk空間の部分を計測した回であって、その回に最も
近い過去の回の計測結果を流用し、３次元のk空間を充
填する。充填されたk空間データに対して３次元フーリ
エ変換を施し、図５dに示すように３次元画像データ
（時系列造影剤分布画像）を得、これを投影した図５e
の２次元画像（投影血管画像）を得る。

【００４２】この結果、造影剤の血管A、血管B、血管C
への流動に伴い、順次、各血管が高コントラストで表示
されることになる。

【００４３】なお、各回の計測における３次元のk空間
の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向の位相エンコー
ディングの順序は、図４に示す例では、図中k空間の内
部に矢印で示したように、必須計測領域のうち、その回
で計測されない周辺計測領域の側から始めて、その回で
計測される周辺計測領域の側へと走査するようにしてい
るが、これに限られるものではない。

【００４４】以上、説明した第１の具体例の計測によれ
ば、各回の計測に、必ず一つの周辺計測領域分の高周波
領域の成分が含まれることになるため、高周波領域を低
頻度で計測する従来技術（例えば米国特許5,713,358
号、米国特許5,830,143号）に比べ、高周波数領域の時
間分解能の劣化は小さく、したがって、生成画質の劣化
も小さい。

【００４５】次に、第２の具体例について説明する。本
例では、図６aに示すように、ky方向に３次元のk空間を
３分割し図中上下の領域を周辺計測領域62とすると共
に、kz方向に３次元のk空間を３分割し図中左右の領域
を周辺計測領域63とし、これら４つの周辺計測領域に囲
まれた中央の領域を必須計測領域61とする。図６bに示
したように必須計測領域61については、計測の各回にお
いて必ず計測し、各周辺計測領域62、63については計測
の各回において、所望の順序で一つづつ計測する。周辺
計測領域を計測する順序は、例えば図６ｂに示したよう
に巡回的に行ってもよいし、上下（或いは左右）の周辺
計測領域を順次計測し、次いで左右（或いは上下）の周
辺計測領域を順次計測してもよい。

【００４６】各回の計測において計測しなかった３次元
のk空間の領域については、前記第１の具体例と同様
に、その回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計
測した回であって、その回に最も近い過去の回の計測結
果を流用し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回
の計測結果の流用によって充填された３次元のk空間デ
ータに対して３次元フーリエ変換を施し、３次元画像デ
ータを得、これを投影した２次元画像を得る。

【００４７】なお、本例においても、各回の計測におけ
る３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向
の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必
須測定領域のうち、その回で計測されない周辺計測領域
の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の側へ
と走査するようにしてもよいが、これに限られるもので
はない。

【００４８】以上のように、本例によれば、必須計測領
域、周辺計測領域の境界をkyとkzの２方向について設定
するために、さらに、k空間をky方向のみに分割する従
来技術（例えば米国特許5,713,358号、米国特許5,830,1
43号）に比べ、計測結果に生じる方向依存性を低減し、
これによって生成される画像の品質を劣化を軽減するこ
とができる。

【００４９】本例では、図７aに示すように、ky方向に
３次元のk空間を３分割し、kz方向に３次元のk空間を３
分割して得られる９つの領域のうち、図中上側左右方向
中央、下側左右方向中央、左側上下方向中央、右側上下
方向中央の４領域を周辺計測領域72とすると共に、周辺
計測領域に囲まれた中央の領域を必須計測領域71とす
る。また、残りの領域を非計測領域73として計測を行わ
ない領域とする。この具体例でも、図７bに示したよう
に必須計測領域については、計測の各回において必ず計
測し、各周辺計測領域については計測の各回において所
望の順序で一つづつ計測する。

【００５０】各回の計測において計測しなかった３次元
のk空間の領域については、その回で計測しなかった３
次元のk空間の部分を計測した回であって、その回に最
も近い過去の回の計測結果を流用し、各回の計測毎に、
その回の計測と過去の回の計測結果の流用によって非計
測領域以外の領域が充填された３次元のk空間データを
得る。非計測領域についてゼロフィリングした後、k空
間データに対して３次元フーリエ変換を施し、３次元画
像データを得、これを投影した２次元画像を得る。

【００５１】なお、本例においても、各回の計測におけ
る３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向
の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必
須計測領域のうち、その回で計測される周辺計測領域と
反対の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の
側へと走査するようにしてもよいが、これに限定されな
い。

【００５２】以上のように、本例によれば、さらに、診
断等に比較的重要でない３次元のk空間上の角の領域を
非計測領域とすることにより、より短い時間で計測を繰
り返せるようになるので、比較的小さな画質の低下にお
いて時間分解能を向上することができる。

【００５３】次に第４の具体例について説明する。本例
では、図８aに示すように、３次元k空間のうちｋｙ−ｋ
ｚ平面に内接する円の内側の領域と、外側の領域に２分
割し、外側の領域を非計測領域83とする。さらに円の内
側の領域については、それに包含される四角形の内側の
領域と外側の領域とに分割し、四角形の内側の領域を必
須計測領域81とする。非計測領域83と必須計測領域81と
の間の領域、すなわち円の内側であって必須計測領域81
の外側の領域については、これを４つに等分割し、得ら
れる４領域を周辺計測領域82とする。なお、ｋｙ−ｋｚ
平面が正方形の場合、円は真円となるが、ｋｙ軸とｋｚ
軸の長さが異なり長方形の場合には、円は楕円状とな
る。本明細書におい「円」はこのような「楕円」を含む
意である。

【００５４】この場合にも、図８bに示したように必須
計測領域81については、計測の各回において必ず計測
し、各周辺計測領域82については計測の各回において所
望の順序で一つづつ計測する。

【００５５】各回の計測において計測しなかった３次元
のk空間の領域については、第１の具体例同様に、その
回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回
であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用
し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結
果の流用によって非計測領域以外の領域が充填された３
次元のk空間データを得る。ここでも非計測領域はゼロ
フィリングしてもよい。このk空間データに３次元フー
リエ変換を施し、３次元画像データを得、これを投影し
た２次元画像を得る。

【００５６】なお、本例においても、各回の計測におけ
る３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向
の位相エンコーディングの順序は、図示するように、必
須計測領域のうち、その回で計測される周辺計測領域と
反対の側から始め、その回で計測される周辺計測領域の
側へと走査するようにしてもよいが、これに限定されな
い。

【００５７】または、上述するようなラスター走査では
なく、図９に示すように、螺旋状に走査してもよい。こ
の場合には、kｙ−kｚ平面の原点との距離が近いものよ
り走査する。或いは、同じ螺旋状の走査であっても、図
１０に示すように、必須計測領域のうち、kｙ−kｚ平面
の原点に達するまでは、原点との距離が遠いものより走
査を始め、当該原点に達した後は、kｙ−kｚ平面の原点
との距離が近いものより走査し、次いで周辺計測領域を
走査するようにしてもよい。

【００５８】次に第５の具体例について説明する。本例
は、図１１aに示すように、ｋｙ−ｋｚ平面に設定した
円内の領域を必須計測領域111とし、さらにｋｙ−ｋｚ
平面に少なくとも必須計測領域を包含するように円を設
定し、二つの円で囲まれる領域を周方向に４つに等分割
して得られる４領域を周辺計測領域112としたものであ
る。周辺計測領域112の外側は非計測領域113である。

【００５９】図１１bに示したように必須計測領域111に
ついては、計測の各回において必ず計測し、各周辺計測
領域112については計測の各回において所望の順序で一
つづつ計測する。

【００６０】第１の具体例同様に、各回の計測において
計測しなかった３次元のk空間の領域については、その
回で計測しなかった３次元のk空間の部分を計測した回
であって、その回に最も近い過去の回の計測結果を流用
し、各回の計測毎に、その回の計測と過去の回の計測結
果の流用によって非計測領域以外の領域が充填された３
次元のk空間データを得る。ここでも非計測領域113はゼ
ロフィリングする。このk空間データに３次元フーリエ
変換を施し、３次元画像データを得、これを投影した２
次元画像を得る。

【００６１】なお、本例においても、各回の計測におけ
る３次元のk空間の測定の走査方向、すなわち、Z,Y方向
の位相エンコーディングの順序は任意である。すなわ
ち、図１１に示すようにｋｙ−ｋｚ平面の原点との距離
が近いものより螺旋状に走査するようにしてもよいし、
図１２に示すように、必須計測領域のうち、ｋｙ−ｋｚ
平面の原点に達するまでは、当該原点との距離が遠いも
のより走査し、当該原点に達した後は、ｋｙ−ｋｚ平面
の原点との距離が近いものより走査し、次いで周辺計測
領域を走査するようにしてもよい。

【００６２】以下、第６の具体例を説明する。本例で
は、図１３に示すように、一連の計測手順の流れの中
で、周辺計測領域132の大きさを変更する。

【００６３】すなわち、より時間分解能が必要とされる
期間は個々の周辺計測領域を小さくとることにより、各
回の計測で計測する領域の大きさを小さくして、より短
い時間で計測を繰り返せるようにし、より空間分解能が
必要とされる期間は個々の周辺計測領域を大きくとるこ
とにより、各回の計測で計測する領域の大きさを大きく
して、より高い空間分解能で計測を行えるようにする。

【００６４】具体的には、たとえば、図１３aに示すよ
うに造影剤の投入前後及び主要な大動脈へ造影剤が到達
する時間帯には図１３b、cに示すように高い時間分解能
で計測が行えるように周辺計測領域132を小さく設定す
る。また図１３aに示すように造影剤が動脈相を過ぎ静
脈相に到達した時点では、図１３b、cに示すように高い
空間分解能で計測が行えるように周辺計測領域を大きく
設定することにより、血流動態の変化に合わせた計測を
可能とする。

【００６５】なお、図１３に示した例では、ｋｙ−ｋｚ
平面に設定した円内の領域を必須計測領域131とし、こ
の必須計測領域131を包含するように設定した円と必須
計測領域131との間の領域を周方向にnに等分割して得ら
れるn個の領域を周辺計測領域132とすることとし、nの
数を測定開始からの経過時間に応じて変化させることに
より個々の周辺計測領域の大きさを変化させている。周
辺計測領域の大きさを変化させる方法は、これに限ら
ず、例えば図４に示す周辺計測領域の設定と、図６や図
７に示す周辺計測領域の設定とを適宜組み合わせてもよ
い。

【００６６】以上、本発明の実施形態を説明したが、上
述の実施形態における周辺計測領域の数は例示であっ
て、その用途、目的に併せて任意に設定できる。

【００６７】また各回の計測において計測しなかった３
次元のk空間の領域については、その回で計測しなかっ
た３次元のk空間の部分を計測した回であって、その回
に最も近い過去の回の計測結果を流用したが、他の手法
で、たとえば、その回で計測しなかった３次元のk空間
の部分を計測した回であって、その回に最も近い過去と
次回の２つの計測結果の補間によって、その回で計測し
なかった３次元のk空間の部分のデータを生成するよう
にしてもよい。

【００６８】また、以上では、Z方向とY方向について位
相エンコーディングを行うことにより３次元計測を行う
場合について説明したが、Z方向についてはスライス選
択傾斜磁場とRFパルスの組み合わせによって、その位置
をエンコードする３次元計測を行う場合についても、以
上の必須計測領域および周辺計測領域を用いた計測は同
様に適用することができる。

【００６９】また、以上では３次元計測を行う場合につ
いて説明したが、２次元計測（1スライス毎の計測）を
行う場合についてもｋｘ−ｋｙ方向について必須計測領
域および周辺計測領域の境界を設定することにより同様
に適用することができる、また、以上では、造影剤と用
いたダイナミックMRAへの適用を例にとり説明したが、
以上の必須計測領域および周辺計測領域を用いた計測
は、MRIにおいて任意の繰り返し計測を行う場合につい
て同様に適用することができる。

【００７０】

【発明の効果】以上のように、本発明によれば、MRIに
おいて繰り返し撮像を行う際に、高周波数領域の時間分
解能を大きく劣化させることなく、各回の計測時間を短
縮化する計測方法を提供することができる。また、この
ような計測方法において、さらに、計測結果の方向依存
性を排除することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態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。

【図２】本発明の実施形態に係る計測に用いることので
きるパルスシーケンスの例を示すタイミングチャートで
ある。

【図３】本発明の実施形態に係る３次元データを投影し
た二次元画像の生成法の例を示す図である。

【図４】本発明の実施形態に係る計測法の第1の具体例
を示す図である。

【図５】本発明の実施形態に係る計測法の第1の具体例
による計測手順を示す図である。

【図６】本発明の実施形態に係る計測法の第2の具体例
を示す図である。

【図７】本発明の実施形態に係る計測法の第3の具体例
を示す図である。

【図８】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体例
を示す図である。

【図９】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体例
における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図であ
る。

【図１０】本発明の実施形態に係る計測法の第4の具体
例における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図で
ある。

【図１１】本発明の実施形態に係る計測法の第5の具体
例を示す図である。

【図１２】本発明の実施形態に係る計測法の第5の具体
例における３次元k空間の走査順序の他の例を示す図で
ある。

【図１３】本発明の実施形態に係る計測法の第６の具体
例における計測手順を示す図である。

【符号の説明】

1…被検体 2…磁場発生装置 3…傾斜磁場発生系 4…シーケンサ 5…送信系 6…受信系 7…信号処理系 8…CPU 9…傾斜磁場コイル 14a…送信側の高周波コイル 14b…受信側の高周波コイル

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AB01 AB03 AB25 AC04 AD12 BA01 BA06 BA10 BA18 BA36 CA02 CA03 CA05 CA15 CA16 CD09 DA02 DA04 DA14 DA30 DB03 DB09 DB10 DC31 DC37 5B057 AA07 BA07 CA08 CA13 CA16 CB08 CB12 CB13 CB16 CG05

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 磁気共鳴イメージング装置を用いて被検
   体の計測を繰り返し行う計測方法であって、 k空間上に、k空間中央領域を含む必須計測領域と、各々
   前記必須計測領域と重複した領域を持たない複数の周辺
   計測領域とを設定する初期設定ステップと、 前記k空間に配置されるデータとして、前記被検体から
   の核磁気共鳴信号を計測する計測ステップと、 前記計測ステップを繰り返し行う繰り返しステップとを
   有し、 前記繰り返しステップによって繰り返し行われる各回の
   計測ステップは、 前記必須計測領域のデータと、前記計測ステップの各回
   毎に所望の順序で選択した一つの周辺計測領域のデータ
   とを測定する測定ステップと、 今回の計測ステップの測定ステップで測定しなかった周
   辺計測領域のデータを、他の回の計測ステップの測定ス
   テップで測定された周辺計測領域のデータから生成し、
   周辺計測領域に補充する補充ステップと、 前記補充ステップでデータが補充されたk空間のデータ
   に基づいて画像を生成するステップとを有することを特
   徴とする磁気共鳴イメージング装置における計測方法。
2. 【請求項２】 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装
   置における計測方法であって、 前記k空間は３次元のk空間であって、当該３次元のk空
   間全体の、前記必須計測領域および前記各周辺計測領域
   との境界線は、前記３次元のk空間全体を、前記３次元
   のk空間を規定する３座標軸のうちの少なくとも２座標
   軸方向について複数の領域に分割していることを特徴と
   する磁気共鳴イメージング装置における計測方法。
3. 【請求項３】 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装
   置における計測方法であって、 前記必須計測領域および前記複数の周辺計測領域の和集
   合空間に外接する直方体状のk空間は、前記和集合空間
   と重複しない、非計測領域を有することを特徴とする磁
   気共鳴イメージング装置における計測方法。
4. 【請求項４】 請求項１、２または３記載の磁気共鳴イ
   メージング装置における計測方法であって、 前記繰り返しステップによる前記計測ステップの繰り返
   しの間に、前記複数の周辺計測領域、または、前記必須
   計測領域および前記複数の周辺計測領域の設定を変更す
   るステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージ
   ング装置における計測方法。
5. 【請求項５】 被検体に核磁気共鳴を起させる手段と、
   前記核磁気共鳴信号に位相エンコードを付与する手段
   と、前記核磁気共鳴信号を測定し、前記核磁気共鳴信号
   に基づき画像を再構成する手段とを備えた磁気共鳴イメ
   ージング装置であって、 前記各手段を制御し、位相エンコードで決るk空間の計
   測を制御する制御手段と、 k空間上の、k空間中央領域を含む必須計測領域と、各々
   前記必須計測領域と重複した領域を持たない複数の周辺
   計測領域との設定を記憶する記憶手段とを有し、 前記制御手段は、被検体の計測を繰り返し行う制御を行
   うと共に、繰り返し行う各回の計測において、前記必須
   計測領域のデータと、計測の各回毎に所望の順序で選択
   した一つの周辺計測領域のデータとを測定し、今回の計
   測で測定しなかった周辺計測領域のデータを、他の回の
   計測で測定された周辺計測領域のデータから生成し、周
   辺計測領域に補充することを特徴とする磁気共鳴イメー
   ジング装置。