(57)【要約】      （修正有）【課題】３Ｄ  ＭＲＩシステムの総実行時間を短縮するとともに、高効率および高精度を達成するための３次元磁気共鳴イメージング法を提供する。【解決手段】該方法は、被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加することと、被検体に高周波パルスを伝送することと、被検体のスラブを励起して、連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させることと、を含み、さらに、磁気共鳴信号をエンコードするための３次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成することを含み、このとき、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野を空間エンコーディング傾斜磁場によって制御し、等価エンコード視野は、被検体の励起スラブサイズよりも短縮されており、さらに、空間エンコーディング傾斜磁場と共に分離傾斜磁場を印加することと、エンコードされた磁気共鳴信号を受信して再構成することで３Ｄ画像を生成することと、を含む。【選択図】図２
2014198243.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁場勾配出力モジュールにより、被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加する工程と、
ＲＦ励起モジュールにより、前記被検体に高周波（ＲＦ）パルスを伝送し、当該被検体のスラブを励起して、連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させる工程と、
前記磁場勾配出力モジュールにより、前記磁気共鳴信号をエンコードするための３次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成する工程であって、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野（ＦＯＶ）を当該空間エンコーディング傾斜磁場により制御するとともに、当該加速方向の等価エンコード視野を通常の３Ｄ  ＭＲＩスキャンの場合と比較して短縮する工程と、
エンコードされた磁気共鳴信号を生成するべく、前記磁場勾配出力モジュールにより、前記空間エンコーディング傾斜磁場（Ｇｓｐｅｎ）とともに分離傾斜磁場（Ｇｓｅｐ）を印加する工程と、
ＲＦ受信モジュールにより、エンコードされた前記磁気共鳴信号を受信し、画像処理モジュールにより、エンコードされた前記磁気共鳴信号を３Ｄ画像に再構成する工程と、
を備えたことを特徴とする３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項２】
前記ＦＯＶは、３Ｄ空間（Ｘ、Ｙ、Ｚ系）のいずれかを示すｎに沿ったｋ空間のステップサイズを示すΔｋｎによって、式
2014198243.tif 000008
で定義され、
Δｋｎは、
2014198243.tif 000009
すなわち、磁気回転比（γ）と空間エンコーディング傾斜磁場強度（Ｇｎ）と各サンプリング点間の時間幅（Δｔ）との積、または、磁気回転比（γ）と固定傾斜磁場継続時間（ｔ）と傾斜磁場強度ステップ（ΔＧｎ）との積である
ことを特徴とする請求項１に記載の３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項３】
選択された前記加速方向に沿った前記等価エンコード視野は、加速係数（Ｗ）によって短縮されることを特徴とする請求項２に記載の３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項４】
前記加速係数（Ｗ）は、励起スラブサイズを示すｔｈと、選択された前記加速方向に沿ったエンコード視野を示すＦＯＶａｃｃｅｌとによって、式
2014198243.tif 000010
で表されることを特徴とする請求項３に記載の３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項５】
画像分離方向に沿ったエンコード視野（ＦＯＶ’ｎ）は、式
2014198243.tif 000011
で表され、
Ｍが前記加速係数（Ｗ）以上であることにより、再構成された前記３Ｄ画像の空間の各断面が前記分離傾斜磁場により分離された複数の画像を１つのグラフに収容可能であることを特徴とする請求項２に記載の３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項６】
前記分離傾斜磁場（Ｇｓｅｐ）は、式
2014198243.tif 000012
で表されることにより、距離ＦＯＶａｃｃｅｌのエイリアス画像が最終的な結果画像において完全に分離可能であることを特徴とする請求項４に記載の３次元磁気共鳴イメージング方法。
【請求項７】
被検体にＲＦパルスを伝送し、当該被検体のスラブを励起することで、核スピンごとに連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させる高周波（ＲＦ）励起モジュールと、
前記被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加し、さらに前記磁気共鳴信号をエンコードするための３次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成し、エンコードされた磁気共鳴信号を生成するべく前記空間エンコーディング傾斜磁場（Ｇｓｐｅｎ）とともに分離傾斜磁場（Ｇｓｅｐ）を印加する磁場勾配出力モジュールと、
エンコードされた前記磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信モジュールと、
エンコードされた前記磁気共鳴信号を受け取るべく前記ＲＦ受信モジュールに接続されるとともに、エンコードされた前記磁気共鳴信号を３Ｄ画像に再構成する画像処理モジュールと、
前記磁場勾配出力モジュール、前記ＲＦ励起モジュール、前記ＲＦ受信モジュール、および前記画像処理モジュールに接続されたシーケンス・コントローラと、
を備え、
前記シーケンス・コントローラは、前記３Ｄ画像を生成するべく、前記磁場勾配出力モジュール、前記ＲＦ励起モジュール、前記ＲＦ受信モジュール、および前記画像処理モジュールを制御することを特徴とする３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項８】
前記ＲＦ励起モジュールは、核スピンごとに１つの連続周波数帯域で構成されるＲＦパルスを印加するために用いられることを特徴とする請求項７に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項９】
前記磁場勾配出力モジュールは、目的に応じて異なる、空間エンコーディング傾斜磁場（Ｇｓｐｅｎ）、選択傾斜磁場、または分離傾斜磁場としての３次元空間における傾斜磁場の大きさおよび継続時間を制御するために用いられることを特徴とする請求項７に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項１０】
前記空間エンコーディング傾斜磁場の継続時間および強度によって、３Ｄ空間（Ｘ、Ｙ、Ｚ系）のいずれかを示すｎに沿ったｋ空間のステップサイズを示すΔｋｎに係る式
2014198243.tif 000013
により等価エンコード視野（ＦＯＶ）が定まり、
Δｋｎは、磁気回転比（γ）と空間エンコーディング傾斜磁場強度（Ｇｎ）と各サンプリング点間の時間幅（Δｔ）との積、または、磁気回転比（γ）と固定傾斜磁場継続時間（ｔ）と傾斜磁場強度ステップ（ΔＧｎ）との積であることを特徴とする請求項９に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項１１】
選択された加速方向に沿った等価エンコード視野（ＦＯＶ）は、加速係数（Ｗ）によって短縮されることを特徴とする請求項９に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項１２】
前記加速係数（Ｗ）は、励起スラブサイズを示すｔｈと、選択された前記加速方向に沿ったエンコード視野を示すＦＯＶａｃｃｅｌとによって、式
2014198243.tif 000014
で表されることを特徴とする請求項１０に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項１３】
前記分離傾斜磁場（Ｇｓｅｐ）は、式
2014198243.tif 000015
で表されることにより、距離ＦＯＶａｃｃｅｌのエイリアス画像が最終的な結果画像において完全に分離可能であることを特徴とする請求項９に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【請求項１４】
画像分離方向に沿ったエンコード視野（ＦＯＶ’ｎ）は、式
2014198243.tif 000016
によって調整され、Ｍが前記加速係数（Ｗ）以上であることにより、再構成された前記３Ｄ画像の空間の各断面が前記分離傾斜磁場により分離された複数の画像を１つのグラフに収容可能であることを特徴とする請求項１０に記載の３次元磁気共鳴画像取得装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージングのための方法および装置に関し、特に３Ｄ磁気共鳴イメージングのための方法および装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
３Ｄ  ＭＲＩの原理は、２Ｄ  ＭＲＩの原理と同様であり、主な違いは、ＲＦ励起と空間エンコードにある。
【０００３】
２Ｄ  ＭＲＩでは、薄いスライスを励起することで、繰り返しごとに特定の厚さの範囲内で磁気共鳴信号を取得していたのに対し、３Ｄ  ＭＲＩでは、複数のスライスの情報を含み、はるかに大きい厚さであるスラブを励起していた。さらに、３Ｄ  ＭＲＩでは、２次元空間エンコードに加えて、励起スラブ内の核スピンがＺ方向に何らかの位相差を持つように、空間エンコーディング傾斜磁場ＧＺがさらに印加される。また、２Ｄ  ＭＲＩでの２Ｄ再構成とは異なり、３Ｄのｋ空間の取得が完了した後に、３次元逆フーリエ変換（ＦＴ：Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）が実行されて、３Ｄ  ＭＲ画像空間を得る。
【０００４】
特許文献１を参照すると、これは３Ｄ  ＦＴ型の画像再構成法であって、励起と測定のシーケンスを編成することにより、マクロシーケンスの繰り返しを構成している。マクロシーケンスでは、少ない（特に、画像の予想分解能よりも小さい）数のエンコード・ステップとすることができる選択エンコード傾斜磁場が印加される。
この先行特許は、このアプローチによって、画像再構成の計算を実行するために、ベクトルプロセッサの能力および柔軟性を最大限に利用することが可能となり、その場合、画像をリアルタイムで生成することが可能であることを示している。結論として、被検体でのＮＭＲ実験により取得される画像を再構成する方法は、画像を取得するために、Ｎ回のマクロシーケンスを実行することを含み、Ｎ回のマクロシーケンスの各々は、被検体を励起しＮＭＲ信号を測定するように設計されたＬ回のシーケンスを含み、各シーケンスでは、そのＮＭＲ信号のＰ個のサンプルが測定される。
該方法は、さらに、画像の撮像軸の１つに沿った分解能Ｌが、画像の他の２つの撮像軸に沿った分解能Ｎ，Ｐよりも小さいという条件で、ベクトル計算機において、３Ｄ  ＦＴ型イメージング法により画像を再構成するため、以下のステップを以下の順序で含む。ＮＭＲ信号のサンプルに対して、Ｐ回の計算ステップでＮ×Ｍ×Ｐフーリエ変換を実行する第１の計算と、次に、第１の計算による結果に対して、Ｌ回の計算ステップでＮ×Ｍ×Ｐフーリエ変換を実行する第２の計算と、次に、第２の計算による結果に対して、Ｎ回の計算ステップでＮ×Ｍ×Ｐフーリエ変換を実行する第３の計算であって、この第３の計算の完了によって、最終的な画像の再構成が得られる。
【０００５】
特許文献２を参照すると、ＭＲＩシステムにおいて、被検体の特定の３次元領域から、３次元データを取得する。３次元データの一方向の２次元データに対して、２次元フーリエ変換を用いて画像再構成処理を実行する。３次元データに対して、３Ｄ  ＦＴを用いた画像再構成処理を実行する。この場合、３次元画像が表示される前に、２次元画像が表示される。
結論として、ＭＲＩシステムにおいて２次元データおよび３次元データを処理する方法は、複数の２次元データを含む３次元データを取得するステップと、取得した３次元データを記憶するステップと、記憶された３次元データから、複数の２次元データのうち１つを読み出すステップと、読み出した２次元データを２次元フーリエ変換処理することにより、２次元画像を再構成するステップと、再構成した２次元画像を表示するステップと、記憶された３次元データを読み出すステップと、読み出した３次元データを３次元フーリエ変換処理することにより、３次元画像を再構成するステップと、再構成した２次元画像を表示した後に、再構成した３次元画像を表示するステップと、を含む。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】米国特許第４９５８２８２号明細書
【特許文献２】米国特許第５１６６８７５号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
上記の説明によれば、両特許は、従来の３Ｄ  ＭＲＩである。本発明では、３Ｄ  ＭＲＩシステムの総実行時間を短縮するとともに、高効率および高精度を達成するため、さらに、エンコード視野を変更し、分離傾斜磁場を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、３Ｄ  ＭＲＩ法について開示し、該方法は、磁場勾配出力モジュールにより、被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加することと、高周波（ＲＦ：ＲａｄｉｏＦｒｅｑｕｅｎｃｙ）励起モジュールにより、被検体に高周波パルスを伝送することと、被検体のスラブを励起することで、連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させることと、を含み、さらに、磁場勾配出力モジュールにより、磁気共鳴信号をエンコードするための３次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成することを含み、このとき、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野を、空間エンコーディング傾斜磁場により制御し、等価エンコード視野は、被検体の励起スラブサイズよりも短縮され、さらに、磁場勾配出力モジュールにより、空間エンコーディング傾斜磁場と共に分離傾斜磁場を印加することと、高周波（ＲＦ）受信モジュールにより、エンコードされた磁気共鳴信号を受信することと、画像処理モジュールにより、エンコードされた磁気共鳴信号を３Ｄ画像空間に再構成することと、を含む。
【０００９】
３Ｄ  ＭＲＩの等価エンコード視野は、次式で定義される。
2014198243.tif 000003
ここで、ｎは、３Ｄ空間におけるいずれかの次元（Ｘ、Ｙ、またはＺ次元）を表し、Δｋｎは、その次元に沿ったｋ空間のステップサイズを表し、それは、磁気回転比（γ）と空間エンコーディング傾斜磁場強度Ｇｎと各サンプリング点間の時間幅Δｔとの積である。また、Δｋｎの同様の効果は、固定傾斜磁場継続時間ｔと傾斜磁場強度ステップΔＧｎとによっても、Δｋｎ＝γｔΔＧｎのように得ることができる。
【００１０】
提示する３次元磁気共鳴イメージング法では、選択された加速方向に沿ったエンコード視野の幅で励起スラブサイズ幅を除算したものである加速係数Ｗ（Ｗ＝ｔｈ／ＦＯＶａｃｃｅｌ）によって、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野が、被検体の励起スラブサイズよりも短縮される。
【００１１】
また、提示する方法では、画像分離方向に沿ったエンコード視野（本例では、Ｘ方向のＦＯＶ’ｘ）は、以下の式に従って拡張されなければならない。
2014198243.tif 000004
ここで、ＦＯＶｘは、通常の３Ｄ  ＭＲＩにおけるシフト方向に沿った単一画像の視野であり、Ｍは、加速係数Ｗより大きいか、または等しく、従って、再構成された３Ｄ画像空間の各断面は、分離傾斜磁場により分離される複数の２Ｄ画像を収容することができる。
【００１２】
本発明は、３Ｄ  ＭＲＩのための装置について開示する。該装置は、シーケンス・コントローラと、ＲＦ励起モジュールと、磁場勾配出力モジュールと、ＲＦ受信モジュールと、画像処理モジュールと、を備える。
【００１３】
シーケンス・コントローラは、ＲＦ励起モジュール、磁場勾配出力モジュール、およびＲＦ受信モジュールを制御するために用いることができる。それは、被検体を制御するステップを含む。
【００１４】
ＲＦ励起モジュールは、核スピンごとに１つの連続周波数帯域で構成されるＲＦパルスを印加するために用いることができ、これにより、被検体のスラブを励起して、磁気共鳴信号を生成させる。
【００１５】
磁場勾配出力モジュールは、３次元空間における傾斜磁場の大きさおよび継続時間を制御するために用いることができる。傾斜磁場は、空間エンコーディング傾斜磁場、選択傾斜磁場、分離傾斜磁場など、その主目的によって命名される。
【００１６】
ＲＦ受信モジュールは、被検体の励起スラブに対応するエンコードされた磁気共鳴信号を受信するために用いることができる。
【００１７】
画像処理モジュールは、受信した磁気共鳴信号を再構成するために用いることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】通常の３Ｄ  ＭＲＩの画像設定と結果である。
【図２】一実施形態により１スラブのＭＲＩ信号を取得するための装置の一例を示す図である。
【図３】一実施形態による本発明のための方法の一例を示すフローチャートである。
【図４】本発明のシステムの制御を示すタイミングチャートである。
【図５】励起スラブ厚のチャートである。
【図６】本発明と通常の３Ｄ  ＭＲＩの比較可能グラフである。
【図７Ａ】通常の励起厚で励起され、Ｚ方向に沿った通常の空間エンコードによるヒトの頭部のチャートである。
【図７Ｂ】通常の３Ｄ  ＭＲＩの再構成画像を示している。
【図８Ａ】通常の励起厚で励起され、通常の励起厚の半分であるＺ方向に沿った通常の空間エンコード（ＦＯＶｚ）によるヒトの頭部のチャートである。
【図８Ｂ】図８Ａの再構成画像である。
【図８Ｃ】分離傾斜磁場が提供される場合の通常の３Ｄ  ＭＲＩの再構成画像を示している。
【図８Ｄ】通常の励起厚で励起され、通常の励起厚の半分であるＺ方向に沿った通常の空間エンコード（ＦＯＶｚ）によるヒトの頭部のチャートであって、分離傾斜磁場が提供される。
【図８Ｅ】図８Ｄの再構成画像である。
【図９】通常の３Ｄ  ＭＲＩと本発明のエンコード時間のフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
以下、詳細について本発明の例示的な実施形態を参照し、その例を添付の図面に示しており、図面では、全体を通して類似の要素は同様の参照符号で示している。図面を参照して、本発明について説明するため、以下で例示的な実施形態について記載する。
【００２０】
図１を参照する。従来の３Ｄ  ＭＲＩ法では、スキャンごとに被検体のシングルスラブを１つのみ励起して、スラブの画像情報を得る。３次元すべてのエンコード視野が、その励起スラブサイズを包含するように設定されていた。取得された磁気共鳴信号は、３Ｄ逆フーリエ変換（ＦＴ）によって３Ｄ画像空間に再構成することができる。３Ｄ画像空間は、２Ｄ画像のスタックとみなすことができ、ここでは、取得したヒトの脳の３Ｄ  ＭＲＩによる軸方向の画像を示している。
また、３Ｄ  ＭＲＩ信号を取得するのに要する時間は、スキャン時間Ｔｔｏｔａｌ＝ＴＲ×Ｎｐｅ×Ｎｚ×ＮＥＸと計算される。従って、３Ｄ  ＭＲ画像を取得するには、エンコード・ステップが２Ｄ  ＭＲイメージングよりもＮｚ倍多いので、より多くの時間を要することは明らかである。
【００２１】
図２は、一実施形態により被検体の３Ｄ  ＭＲ画像を取得するための装置１００の一例を示す図である。
【００２２】
図２を参照する。イメージング装置１００は、シーケンス・コントローラ１と、ＲＦ波形を発するためのＲＦ励起モジュール２１と、磁気共鳴信号を受信するためのＲＦ受信モジュール２２と、静磁場出力モジュール３と、磁場勾配出力モジュール４と、メインコンソール７と、表示装置５２と、入力装置５３と、を備える。
ＲＦ励起モジュール２１とＲＦ受信モジュール２２は、いずれもシングルチャネル型またはマルチチャネル型とすることができる。磁場勾配出力モジュール４は、磁場勾配コントローラ４１と複数の磁場勾配コイル４２とを備えることができる。メインコンソール７は、制御モジュール７１と、記憶モジュール７２と、画像処理モジュール７３と、を有する。
【００２３】
被検体６は、測定空間３０内に位置決めすることができる。測定空間３０では、磁場勾配コントローラ４１の制御下で、静磁場出力モジュール３により均一磁場が生成されており、さらに磁場勾配コイル４２により傾斜磁場が生成されている。均一磁場と傾斜磁場との協働を利用して、被検体６に対して、ＭＲＩ信号源としての磁化を発生させる。
【００２４】
図３は、一実施形態による本発明のための方法の一例を示すフローチャートである。
【００２５】
図２および図３を参照して、ステップＳ１１で、ＲＦ励起モジュール２１により、被検体６に対して、１つの連続周波数帯域を有する高周波（ＲＦ）パルスと、その１つの連続周波数帯域に対応する被検体６のスラブが励起されるようにスラブ選択傾斜磁場と、を印加する。
【００２６】
ステップＳ１２で、磁場勾配出力モジュール４により、被検体６に対して、空間エンコーディング傾斜磁場Ｇｓｐｅｎを印加し、このとき、空間エンコーディング傾斜磁場Ｇｓｐｅｎは、３次元すべてに沿った傾斜磁場、すなわち、Ｙ次元に沿った空間エンコード（ＧＹ）と、Ｘ次元に沿った空間エンコード（ＧＸ）と、Ｚ次元に沿った空間エンコード（Ｇｚ）と、を含み、注目されるのは、Ｘ、Ｙ、Ｚ方向は、ユーザが定義することができるということである。
【００２７】
一方向が、選択加速方向として選択され、この選択加速方向に沿ったエンコード視野は、特定の加速係数Ｗ（Ｗ＝ｔｈ／ＦＯＶａｃｃｅｌ）によって、励起スラブサイズよりも縮小され、ここで、ｔｈは、励起スラブサイズであり、ＦＯＶａｃｃｅｌは、選択加速方向に沿ったエンコード視野（空間エンコード幅）である。他の直交方向が分離方向として選択され、この分離方向に沿ったエンコード視野は、通常の３Ｄ  ＭＲＩのＦＯＶのＭ倍となるように拡張されなければならない。
【００２８】
ステップＳ１３で、磁場勾配出力モジュール４により、分離傾斜磁場Ｇｓｅｐを、空間エンコーディング傾斜磁場のうちの１つと同時に印加する。
【００２９】
ステップＳ１４で、ＲＦ受信モジュール２２により、ＭＲＩ信号を受信し、信号処理後に、分離された画像を得る。ＭＲＩ信号は、空間エンコードを実施することにより、さらに３Ｄ逆フーリエ変換により再構成されて、これにより、被検体６のスラブの３Ｄ  ＭＲＩ画像が生成される。
【００３０】
下記の表は、シーケンスにおける傾斜磁場と、空間におけるそれらの次元の一例である。提案される発明を適切に実施することができる傾斜磁場の次元は、他の多くの可能性がある。
【００３１】
【表１】
2014198243.tif 000005
【００３２】
図４は、図３の処理を実施する際の、図２のシステムの制御を示すタイミングチャートである。
【００３３】
図２および図４を参照して、シーケンス・コントローラ１は、ＲＦ励起モジュール２１、ＲＦ受信モジュール２２、および磁場勾配出力モジュール４のアクティベーションを駆動および制御するための駆動信号を出力するように構成することができ、その場合、一実施形態により制御するステップは、次の通りである。
ｉ．    シーケンス・コントローラ１は、ＲＦ励起モジュール２１を駆動して、連続周波数帯域を有する１つのＲＦ励起パルス１０１を被検体６に対して発振させる、さらに、シーケンス・コントローラ１は、磁場勾配コントローラ４１を駆動して、スラブ選択傾斜磁場ＧＳＳ  １０４を生成するための磁場勾配コイル４２を制御させる。
ｉｉ．  シーケンス・コントローラ１は、被検体６のスラブのエンコード方向に関して、空間エンコーディング傾斜磁場Ｇｓｐｅｎ（１０２，１０３，１０６）を被検体６に印加する。
ｉｉｉ．シーケンス・コントローラ１は、磁場勾配コントローラ４１を駆動して、被検体６に対して分離傾斜磁場Ｇｓｅｐ  １０５を生成するための複数の磁場勾配コイル４２を制御させる。
【００３４】
本例では、空間エンコーディング傾斜磁場Ｇｓｐｅｎは、傾斜磁場１０２（Ｙに沿った空間エンコード）と、傾斜磁場１０３（Ｘに沿った空間エンコード）と、傾斜磁場１０６（Ｚに沿った空間エンコード）と、を含む。空間エンコード傾斜磁場Ｇｓｐｅｎ  １０３を印加する間に、分離傾斜磁場Ｇｓｅｐ  １０５を印加しながら、被検体６からのＭＲＩ励起信号が受信され、この分離傾斜磁場は、通常のＭＲイメージングではないものである。選択された加速方向に沿った距離ＦＯＶａｃｃｅｌのエイリアス画像が、最終的な結果画像において完全に分離されることを可能とするためには、追加されるＧｓｅｐ  １０５の、Ｇｓｐｅｎ  １０３に対する比率は、式
2014198243.tif 000006
を満たしていなければならない。Ｗ＝２の場合を例にとると、ＦＯＶｓｅｐ＝２０ｃｍ、ＦＯＶａｃｃｅｌ＝１０ｃｍ、ｔｈ＝２０ｃｍ（従って、Ｗ＝ｔｈ／ＦＯＶａｃｃｅｌ＝２）、Ｇｓｐｅｎ＝０．５Ｇ／ｃｍであれば、エイリアス画像が最終的な結果でオーバラップしないためには、Ｇｓｅｐは、１Ｇ／ｃｍ以上でなければならないことになる。
【００３５】
実施形態によっては、受信モジュール２２は、空間エンコーディング傾斜磁場１０３と分離傾斜磁場１０５が印加されている間に、被検体６から励起されたＭＲＩ信号を受信することができる。そして、ＭＲＩ信号は、３Ｄ逆フーリエ変換を実行する画像処理モジュール７３により、再構成することができ、これにより、被検体６のスラブのリアルタイム画像データを得る。励起されたスラブの画像である再構成されたデータは、その後、表示装置５２で表示するために出力することができる。
【００３６】
図５および図６を参照すると、図５は、励起スラブ厚のチャートであり、有限帯域幅のＲＦパルスによって、被検体の特定の厚さを励起し、すなわち、ＢＷｓｌａｂは、ＲＦパルスの有限帯域幅であるとして、励起スラブ厚ｔｈは、
2014198243.tif 000007
である。
図６は、本発明を通常の３Ｄ  ＭＲＩと比較している。同図において、通常の３Ｄ  ＭＲＩでは、エンコード視野（空間エンコード）は、励起スラブサイズに等しいが、本発明では、選択された加速方向に沿ったエンコード視野が縮小されている。この場合は、スラブ厚方向を選択された加速方向としており、エンコード視野が励起厚の４分の１である場合は、スラブ方向に沿った３Ｄ  ＭＲ画像の単一の断面に４つの画像が含まれる。
このような効果を得るためには、エンコード視野とスラブ厚との比が、Ｗ＝ｔｈ／ＦＯＶａｃｃｅｌを満たしていなければならず、ただし、Ｗは加速係数であり、ｔｈは励起スラブサイズであり、ＦＯＶａｃｃｅｌは、選択された加速方向に沿ったエンコード視野（空間エンコード幅）である。比率Ｗを変えることにより、１グラフあたりのＭＲＩスライス画像の数を決めることができる。本実施形態では、Ｗ＝４である。
【００３７】
本発明についてより明確に説明するため、選択された加速次元がＺに沿っている（ＦＯＶａｃｃｅｌ＝ＦＯＶｚ）図７Ａ〜８Ｅを参照することにより、他の実施形態について以下で説明する。
図７Ａでは、通常の励起厚ｔｈで励起され、通常の３Ｄ  ＭＲＩにおける通常の励起厚に対応する（Ｚ方向に沿ったエンコード視野は、励起厚ｔｈに等しい）Ｚ方向に沿った空間エンコード（Ｚ方向に沿ったエンコード視野、ＦＯＶａｃｃｅｌ＝ＦＯＶｚ）による被検体（ヒトの頭部）を示している。通常の３Ｄ  ＭＲＩでは、空間エンコード処理におけるＺ方向に沿ったエンコードはＮｚステップである。
取得したデータの３Ｄ逆フーリエ変換を実行した後に、被検体の３Ｄ画像空間が得られる。３Ｄ画像空間は、Ｚ方向に沿ってスタックされたＮｚ個の２Ｄ画像とみなすことができ、それらの２Ｄ画像の各々は、対応するロケーションの情報を明らかにするものである。Ｎｚ個の画像のうち、３つのロケーション（ラベルＡ、Ｂ、Ｃ）にそれぞれ対応する３つの画像（ラベル１、２、３）を、図７Ｂに示している。
【００３８】
図７Ａおよび７Ｂに示す通常の３Ｄ  ＭＲＩでは、Ｚ方向に沿ったエンコード視野は、励起スラブ厚と同じであるように設定されている（ＦＯＶｚ＝ｔｈ）。ＦＯＶｚがｔｈよりも小さくされると、Ｚ方向に沿って画像エイリアスが生じる。どのようになるかと言うと、エンコード視野ＦＯＶｚの外側の信号が、ＦＯＶｚの内側に現れることになり、空間においてＦＯＶｚ外にある異なるロケーションの画像のオーバラップが生じる。
画像エイリアスの影響を図８Ａおよび８Ｂに示す。この場合、ＦＯＶｚ外のロケーションの２つの画像（図８Ｂにおける画像１と３）が、再構成画像の１つにおいてオーバラップしている。空間エンコードに「ＩＩ」を付した図８Ａに示すように、空間エンコードＦＯＶｚは、ｔｈ／２に等しい（励起スラブ領域には、図８Ａの左側におけるＩ、ＩＩ、ＩＩＩが含まれ、ＩＩが空間エンコード領域であるが、エイリアスが生じる場合について明確に説明するため、異なる線種を用いて、これら３つの領域を明確に示しており、また、２つの線の間の間隙を用いて、それらの領域の範囲を明確に示している。実際には、領域Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩの間に間隙はない）。
図８Ａの右側に示すエイリアスが生じる場合には、領域Ｉは、領域ＩＩの底部に向けてエイリアスを生じ、領域ＩＩＩは領域ＩＩの頂部に向けてエイリアスを生じる。この場合、ロケーションＡの画像が、ロケーションＣの画像にオーバラップする。Ｎｚの数も元の値の半分であり、その結果、スキャン時間が半分となる。
【００３９】
本実施形態では、最初に、励起厚は変わらないままで、選択された加速方向に沿った視野ＦＯＶｚが意図的に励起スラブ厚ｔｈよりも小さく設定された。この設定によって、画像はエイリアスが生じることを余儀なくされる。選択された方向Ｚに沿ったエンコードの数（Ｎｚ）も、ＦＯＶｚに応じて比例的に調整された。図８Ａでは、ＦＯＶｚは、スラブ厚の半分である。
【００４０】
オーバラップを生じることなく加速された画像を取得するため、本発明では、信号取得の際に分離傾斜磁場を印加する。信号サンプリング中に分離傾斜磁場を追加することによって、再構成画像セットの画像をシフトさせる。その効果を図８Ｃに示す。
この場合、シフトの方向および大きさは、ロケーションと分離傾斜磁場強度によって決まる。通常の３Ｄ  ＭＲＩで分離傾斜磁場を設定した場合、Ｎｚ個の画像の各々は、異なる方向および大きさの画像シフト（ラベル１’、２’、３’）を生じる。その結果、オーバラップする画像が互いに離れるように強制的に移される。ところが、Ｘ方向に沿ったエンコード視野（ＦＯＶｘ）によって、ＭＲＩグラフの幅のサイズは制限される。
【００４１】
その解決方法は、図８Ｄおよび８Ｅに示すように、本実施形態において１つのＭＲＩグラフに複数の画像を含むようにＦＯＶｘを増加させることである。加速係数Ｗは２に等しく、ＦＯＶｘを拡張するための比率Ｍも２である（Ｍは、Ｗより大きいか、または等しい）。
【００４２】
図９を参照する。これは、通常の３Ｄ  ＭＲＩと本発明のエンコード時間のフローチャートである。通常の３Ｄ  ＭＲＩでは、被検体のスラブ方向に沿って、２５６個のＭＲＩ画像の画像空間が生成され、３Ｄ  ＦＴの実行および再構成の後に、１つのＭＲＩグラフには被検体の１つのロケーションのみが含まれる。
本発明では、図９に示す本実施形態における励起厚とエンコード視野との比率関係を調整することが可能であり、通常の３Ｄ  ＭＲＩのエンコードの数（Ｎｚ）は、励起厚がエンコード視野の４倍（Ｗ＝４）である場合の本発明の４倍であり、また、画像シフト方向の次元に沿ったエンコード視野（本例ではＦＯＶｘ）も、本実施形態では４倍とされ（Ｍ＝４）、再構成された３Ｄ画像空間の１つの断面に４つのロケーションが含まれる。本発明における総取得時間は、Ｎｚの減少によって決まり、通常の３Ｄ  ＭＲＩの４分の１にすぎない。
【００４３】
本発明のいくつかの例示的な実施形態について図示し、説明を行ったが、本発明は、記載の例示的な実施形態に限定されるものではない。むしろ、その範囲が請求項およびそれらの均等物によって規定される本発明の原理および趣旨から逸脱することなく、これらの例示的な実施形態に対して変更を実施することができることは、当業者であれば理解できるであろう。
【００４４】
当然のことながら、本発明の上記実施形態における数多くの変更および変形を実施することが、その範囲から逸脱することなく可能である。よって、科学および有用な技術の進歩を促進するために、本発明は開示され、また、添付の請求項の範囲によってのみ限定されるものである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図８Ｄ】
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【図８Ｅ】
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【図９】
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【外国語明細書】
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