(57)【要約】【課題】マルチボリューム法により３Ｄ撮像を行うときに再構成画像に生じるＳＢＡをなくす。【解決手段】ボリュームＶ１〜Ｖ４を１ＴＲ内で選択励起してＹ方向の位相エンコードステップＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６とＺ方向位相エンコードステップのすべてとを組み合わせたデータを収集した後、選択励起するボリュームをＺ方向に１スライス分ずらして上記Ｙ方向位相エンコードステップに隣接するＫｙ２、Ｋｙ７、Ｋｙ１０、Ｋｙ１５とＺ方向位相エンコードステップのすべてとを組み合わせたデータを収集するというように、選択励起ボリュームをＺ方向へ位置シフトさせるとともにそのシフト前後でＹ方向位相エンコードステップを隣接させてデータ収集していき、収集されたデータをＺ方向にフーリエ変換してＺ方向位置を再現した上で、Ｚ方向位置ごとにデータを並べてＹ方向のフーリエ変換によりＹ方向の位置を復元する。【選択図】　　　　図２
2004135887.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が置かれる空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
任意の直交３軸の第１軸、第２軸および第３軸のそれぞれで磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、
上記空間内にＲＦパルスを印加するＲＦ送信手段と、
エコー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／Ｄ変換してデータを得る受信手段と、
上記ＲＦ送信手段、傾斜磁場印加手段および受信手段を制御し、第１軸傾斜磁場パルスを印加しながら所定幅の周波数スペクトラムを有するＲＦパルスを印加することにより第１軸方向の複数のボリュームを１ＴＲ内で順次選択励起し、各ボリュームからの信号を受信してデータを得るとともに、これらの信号に対して、第１軸方向の傾斜磁場パルスによる第１軸方向の位相エンコードを、第２軸方向の傾斜磁場パルスによる第２軸方向の位相エンコードを、それぞれ施し、かつ第３軸方向の傾斜磁場パルスによる第３軸方向の周波数エンコードを施すこととし、同一の第２軸位相エンコードステップで第１軸位相エンコードのすべてのステップを行なった後、上記選択励起する複数ボリュームを第１軸方向にずらし、第２軸位相エンコードステップを上記のステップに隣接したものに変えて第１軸位相エンコードのすべてのステップを行なうということを繰り返して、第１軸および第２軸の位相エンコードステップのすべてを行なうよう制御する制御手段と、第１軸方向の位相エンコードステップの順にデータを並べた上で第１軸方向のフーリエ変換によって第１軸方向の位置を復元し、その第１軸方向各位置ごとに第２軸位相エンコードステップの順にデータを並べた後、第２軸方向のフーリエ変換によって第２軸方向に位置を復元し、さらにこれらとは独立に第３軸方向のフーリエ変換によって第３軸方向の位置を復元することにより、上記直交３軸系における３次元画像を再構成する画像再構成手段と
を備えることを特徴とするＭＲイメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージング装置に関し、とくにマルチボリューム法とよばれる撮像スキャン法により３次元の画像を高速に得るＭＲイメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、ＭＲイメージング装置の３次元画像データを得るための撮像スキャン法としてマルチボリューム法が知られている。このマルチボリューム法は、３次元画像データを取得するための撮像スキャンの高速化手法であり、１ＴＲ（パルスシーケンスの１繰り返し時間）内で複数のボリュームの選択励起を行い、撮像スキャン時間を通常の撮像スキャン時間のボリューム分の１に短縮するものである。また、このマルチボリューム法に、つぎの非特許文献１に示されているような、公知の高速スピンエコー法（以下、ＦＳＥ（　Ｆａｓｔ　Ｓｐｉｎ　Ｅｃｈｏ　の略）法と称する）を組み合わせることも知られている。
【０００３】
【非特許文献１】
”　ＲＡＲＥ　Ｉｍａｇｉｎｇ　：　　Ａ　Ｆａｓｔ　Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｍｅｔｈｏｄ　ｆｏｒ　Ｃｌｉｎｉｃａｌ　ＭＲ　”，　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，　３，　ｐｐ８２３−８３３，　１９８６
【０００４】
このＦＳＥ法では、まず、９０°パルス（励起パルス）を印加した後、複数個の１８０゜パルス（リフォーカスパルス）を加えるとともに、これらのＲＦパルスの各々と同時にスライス選択用傾斜磁場パルスを加える。そして、読み出し（および周波数エンコード）用傾斜磁場パルスを加えて、複数個のスピンエコーの信号を各々の１８０゜パルスの後に発生させる。これらの信号の発生直前に位相エンコード用傾斜磁場パルスをそれぞれ加えて所定の一軸方向の位置情報に関して位相エンコードを施す。その各々の位相エンコード用傾斜磁場パルスの印加量を、それらの信号から得たデータがＫスペース（生データ空間）上で位相方向の異なる場所に配置されるものとなるような位相エンコード量に対応させる。なお、これら３つの傾斜磁場は、磁場強度の傾斜方向が任意の直交３軸の各方向となっている。このＦＳＥ法によると、１ＴＲでＫスペース上の異なる多数のラインに配置すべきデータを得ることができるため、ＴＲ数を少なくできて高速撮像が可能となる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のマルチボリューム法によると、３次元の再構成画像に、スライス方向（スライス厚さ方向）にブラインド状（縞状；各縞はスライス方向に直角な方向に細長くなっている）のアーティファクトが生じて、臨床画像診断を行なう場合の障害となるという問題がある。
【０００６】
これは、ＲＦパルスのプロファイル（周波数スペクトラム）が完全に矩形でないことやクロストークによる干渉などを原因として、励起される各ボリュームの両端で信号強度が低下し、そのため収集したデータを用いてＭＰＲ（　Ｍｕｌｔｉｐｌｅ　Ｐｌａｎａｒ　Ｒｅｆｏｒｍａｔｔｉｎｇ　）再構成すると、ＳＢＡ（スラブ境界アーティファクト）と呼ばれるアーティファクトが上記のようにブラインド状に生じるからである。
【０００７】
この発明は、上記に鑑み、マルチボリューム法を実行する際、各励起ボリューム境界での信号強度低下の影響を受けないようにデータ収集することによって、再構成画像においてＳＢＡがなくなるように改善した、ＭＲイメージング装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するため、特許請求の範囲の請求項１記載の発明によるＭＲイメージング装置においては、
被検体が置かれる空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
任意の直交３軸の第１軸、第２軸および第３軸のそれぞれで磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、
上記空間内にＲＦパルスを印加するＲＦ送信手段と、
エコー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／Ｄ変換してデータを得る受信手段と、
上記ＲＦ送信手段、傾斜磁場印加手段および受信手段を制御し、第１軸傾斜磁場パルスを印加しながら所定幅の周波数スペクトラムを有するＲＦパルスを印加することにより第１軸方向の複数のボリュームを１ＴＲ内で順次選択励起し、各ボリュームからの信号を受信してデータを得るとともに、これらの信号に対して、第１軸方向の傾斜磁場パルスによる第１軸方向の位相エンコードを、第２軸方向の傾斜磁場パルスによる第２軸方向の位相エンコードを、それぞれ施し、かつ第３軸方向の傾斜磁場パルスによる第３軸方向の周波数エンコードを施すこととし、同一の第２軸位相エンコードステップで第１軸位相エンコードのすべてのステップを行なった後、上記選択励起する複数ボリュームを第１軸方向にずらし、第２軸位相エンコードステップを上記のステップに隣接したものに変えて第１軸位相エンコードのすべてのステップを行なうということを繰り返して、第１軸および第２軸の位相エンコードステップのすべてを行なうよう制御する制御手段と、第１軸方向の位相エンコードステップの順にデータを並べた上で第１軸方向のフーリエ変換によって第１軸方向の位置を復元し、その第１軸方向各位置ごとに第２軸位相エンコードステップの順にデータを並べた後、第２軸方向のフーリエ変換によって第２軸方向に位置を復元し、さらにこれらとは独立に第３軸方向のフーリエ変換によって第３軸方向の位置を復元することにより、上記直交３軸系における３次元画像を再構成する画像再構成手段と
が備えられることが特徴となっている。
【０００９】
一つあるいはいくつかの互いに離れた同一の第２軸位相エンコードステップを、第１軸位相エンコードのすべてのステップについて行った後、選択励起する複数ボリュームを第１軸方向にずらした上で、第２軸位相エンコードステップを上記のステップに隣接する一つあるいはいくつかの互いに離れたものに変えて、第１軸位相エンコードのすべてのステップを行うということを繰り返して、第１軸および第２軸の位相エンコードステップのすべてを行ってデータを収集する。こうして収集されたデータを、それぞれの位相エンコードステップ順に２次元的に並べ、第１軸位相エンコードステップ方向でフーリエ変換を行えば、第１軸方向の位置が復元できる。この復元された第１軸方向の位置ごとにデータを並べ替えると、第２軸位相エンコードステップ方向に並ぶデータは、ボリューム内のそれぞれの位置（第１軸方向位置）で得られたものが分散・混在しているとともに、第２軸位相エンコードステップ方向で隣接するもの同士は第１軸方向の隣接位置で得られたものになっている。このようにデータを得た第１軸方向位置が第２軸位相エンコードステップ並び方向で分散しており、このことはどのスライスについても同様であるから、第１軸方向で信号強度が均等になり、再構成画像においてスライス方向に生じるＳＢＡをなくすことができる。また、第２軸位相エンコードステップ並び方向で隣接するデータ同士は第１軸方向の隣接位置で得られたものになっているため第２軸位相エンコードステップ並び方向では信号強度は緩やかな変化となっており、この第２軸方向でフーリエ変換したときに、信号段差に起因するアーティファクトを軽減できる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。この発明にかかるＭＲイメージング装置は、図１で示すように構成されている。図１において主マグネット１１は強力な静磁場を発生するもので、この静磁場空間内に図示しない被検体が配置される。また、傾斜磁場コイル１２は、Ｘ，Ｙ，Ｚの直交３軸方向に磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを、上記静磁場に重畳するようにして発生するよう３組設けられている。被検体には送信用のＲＦコイル１３と、ＮＭＲ信号の受信用ＲＦコイル１４とが取り付けられる。
【００１１】
ホストコンピュータ２１はシステム全体の制御を行い、シーケンサ２２はこのホストコンピュータ２１の制御の下で、被検体の所望の断面での画像を再構成するためのデータを収集するパルスシーケンス（後に図４を参照しながら説明する）を行うのに必要な種々の命令を送信系、受信系および傾斜磁場発生系に送る。傾斜磁場発生については、波形発生器１５からＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚに関する所定のパルス波形を所定のタイミングで発生させて、傾斜磁場電源１６に送り、傾斜磁場コイル１２から図４に示すような傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生させる。図４に示すパルスシーケンスでは、Ｇｚをスライス選択用傾斜磁場、Ｇｘを読み出し用（周波数エンコード用）傾斜磁場、Ｇｙを位相エンコード用傾斜磁場としているが、これらスライス選択用傾斜磁場、読み出し用（周波数エンコード用）傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場はそれぞれＧｚ，Ｇｘ，Ｇｙとするだけに限らず、任意の直交３軸のそれぞれ一つの方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場とすることができ、上記以外の組み合わせでＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚのいずれか１つをそれぞれ用たり、あるいはいくつかずつを組み合わせて任意方向のものとして作ってもよい。
【００１２】
波形発生器１５は、さらに、シーケンサ２２の制御の下でＲＦパルスの波形を所定のタイミングで発生して振幅変調器２４に送る。この振幅変調器２４には、ＲＦ信号発生器２３からのＲＦ信号がキャリアとして送られてきており、このキャリアが波形発生器１５からの波形信号に応じて振幅変調される。このＲＦ信号発生器２３は、被検体の共鳴周波数を中心とする所定幅の周波数スペクトラムを持つＲＦ信号を発生するようにホストコンピュータ２１によってセットされている。振幅変調器２４の出力はＲＦパワーアンプ２５を経てＲＦコイル１３に送られる。こうして、ＲＦコイル１３から送信されるＲＦ信号の波形とタイミングとがシーケンサ２２によって定められることにより、図４に示す９０°パルスや１８０°パルスが被検体に照射されることになる。
【００１３】
被検体から発生したＮＭＲ信号は受信用のＲＦコイル１４で受信され、プリアンプ２６を経て位相検波器２７に送られる。位相検波器２７には、送信ＲＦパルスのキャリアとなっているＲＦ信号が、ＲＦ信号発生器２３から送られてきており、この信号が参照信号として用いられて位相検波が行われる。Ａ／Ｄ変換器２８は、シーケンサ２２によってタイミングや周波数などが制御されたサンプリングパルス発生器２９からのサンプリングパルスに応じて、位相検波器２７からの検波信号をサンプリングし、デジタルデータに変換する。このデジタルデータはホストコンピュータ２１に取り込まれ、画像再構成装置３３によってフーリエ変換処理される。これによって再構成された画像はディスプレイ装置３２によって表示される。指示器３１は、オペレータ等がホストコンピュータ２１に必要な指示を与えるためのキーボードやマウスなどである。
【００１４】
このようなＭＲイメージング装置において、ホストコンピュータ２１およびシーケンサ２２の制御の下にマルチボリューム法によるパルスシーケンスが行われる。ここでは、図２に示すように、Ｚ方向の４つのボリュームＶ１〜Ｖ４を１つのＴＲで選択励起し、それらのボリュームでのデータを収集するものとする。なお、この図２でＫｙは実空間のＹ方向を示すのではなく、Ｋスペースの位相方向（つまり実空間のＹ方向を位相エンコードして得たデータを並べる方向）を示すこととしている。
【００１５】
このように４つのボリュームのデータを１つのＴＲで収集する場合には、図３の（ａ）で示すように、１ＴＲ内で４つのパルスシーケンスＰ１〜Ｐ４を順次行なう。最初のパルスシーケンスＰ１はボリュームＶ１に関するもの、２番目のパルスシーケンスＰ２はボリュームＶ２に関するもの、３番目のパルスシーケンスＰ３はボリュームＶ３に関するもの、４番目のパルスシーケンスＰ４はボリュームＶ４に関するものである（このＰ１〜Ｐ４の詳細は後述のように図４で示すようなものである）。
【００１６】
そこで、ボリュームＶ１〜Ｖ４の各々について見れば、図３の（ｂ）〜（ｅ）にそれぞれ示すように、十分な回復時間が与えられていることになる。逆に言うと、各ボリュームの回復時間の間に他のボリュームの励起を行なうようにして、それぞれの回復時間を有効利用し、４つのボリューム全体のスキャン時間を短縮しているわけである。したがって、Ｔ２強調画像を得るのに適したものとなっており、ここでもパルスシーケンスＰ１〜Ｐ４の各々は図４で示すようなＴ２強調画像を得るのに適したＦＳＥ法を採用している。
【００１７】
このＦＳＥ法のパルスシーケンスについては先に簡単に説明したが、ここで図４を参照しながらいま少し詳しく説明すると、まず１個の９０゜パルス（励起ＲＦパルス）５１を印加した後、複数個（ここでは４個）の１８０゜パルス（リフォーカスＲＦパルス）５２を加えるとともに、これらのＲＦパルス５１、５２の各々と同時にスライス選択用の傾斜磁場Ｇｚのパルス６１、６４を加える。ここでＧｚパルス６１、６４はスライス選択用と言ったが正確に言えば複数スライス（ここでは４つのスライス）を含むようなＺ方向厚さを有するボリュームを選択するためのものである。このＧｚパルス６１、６４印加時に、図２に示すボリュームＶ１〜Ｖ４の各々のＺ方向位置およびＺ方向厚さに対応させた周波数スペクトラムのＲＦパルス５１、５２を加えることにより、ボリュームＶ１〜Ｖ４の各々を選択励起する。つまり図２のパルスシーケンスＰ１〜Ｐ４の各々でＲＦパルス５１、５２の周波数スペクトラムを変えてそれぞれのボリュームを選択励起する。
【００１８】
Ｇｚについての反対極性のＧｚパルス６２はＧｚパルス６１によって乱された位相を揃えるためのリフェーズパルスである。Ｇｚパルス６４は１８０°パルス５２の前後にかかるため、その前後で互いに位相への影響を打ち消し合う。９０°パルス５１と最初の１８０°パルス５２との間に加えるＧｚパルス６３はＺ方向の位相エンコード用であり、ＴＲごとに少しずつ矢印に示すように変化させていく。この変化ステップは４段階とし、１つのボリュームの中で、Ｚ方向の４つの位置（スライス位置）をエンコードするようにしている。
【００１９】
読み出し用（および周波数エンコード用）の傾斜磁場Ｇｘのパルス８１を９０°パルス５１の後で加え、さらに１８０°パルス５２の後でＧｘパルス８２を与えて、各１８０°パルス５２の後でスピンエコーの信号を発生させる。Ｙ方向の位相エンコード用傾斜磁場Ｇｙパルス７１を各々の信号発生前に加えるとともに、信号発生後にその影響を打ち消すよう反対極性で同じ積分値のリフェーズ用のＧｙパルス７２を加える。このＧｙパルス７１の積分量は１ＴＲ内の各信号ごとに異なるものとするとともに、ＴＲごとに少しずつ矢印に示すようにステップ的に変化させていく。
【００２０】
ここでは、Ｘ，Ｙ方向にそれぞれ１６の位置をエンコードするように（つまりＸ−Ｙ平面では１６×１６のマトリクスの画像が得られるように）、Ｙ方向の位相エンコード用傾斜磁場Ｇｙパルス７１は全体で１６ステップの異なる積分量となるようにしている。１ＴＲで４つのステップを与えることができるため、４ＴＲですべてのステップを与えることができる。Ｚ方向の位相エンコードは先に述べたように４ステップ与える必要があるため、４×４＝１６のＴＲでＹ方向とＺ方向のすべての位相エンコードステップを行なうことができることになる。
【００２１】
Ｙ方向の位相エンコードステップを順にＫｙ１、Ｋｙ２、…、Ｋｙ１６とし（Ｇｙパルス７１の積分量を正方向の最大値から負方向の最大値まであるいはその逆の順に１６ステップ変化させることとし）、Ｚ方向の４ステップの位相エンコードをＫｚ１、Ｋｚ２、Ｋｚ３、Ｋｚ４とすると（Ｇｚパルス６３の積分量を正方向の最大値から負方向の最大値まで順に、あるいはその逆の順にＫｚ１、Ｋｚ２、Ｋｚ３、Ｋｚ４とすると）、同じＫｚ１でＫｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのステップを行って１６個のデータが得られるように４つのＴＲを行い、つぎにＫｚ２として同じく４つのＴＲを行なってＫｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのステップに対応する１６個のデータを得、Ｋｚ３、Ｋｚ４についても同様にＫｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのステップに対応する１６個のデータを得る、というようにして全部でＴＲを１６回繰り返せば、Ｙ方向とＺ方向のすべての位相エンコードステップにより位相エンコードされた６４個のデータを得ることができるため、これらのデータをＫスペースにおいてＹ方向とＺ方向の位相エンコードステップ順に並べて２次元フーリエ変換すればＹ方向とＺ方向の位置を復元することができる。ところが、ＲＦパルス５１、５２のプロファイル（周波数スペクトラム）ＲＦｐは図２に示すように矩形とはなっていず、端の部分で低くなることが避けられない。このことおよびボリューム間のクロストークによる干渉などによってボリュームＶ１〜Ｖ４の各々の端部（ボリューム境界付近）では信号強度が低下する。つまりＺ方向で信号強度に強弱パターンが現れ、これが原因となって再構成された３次元画像にＺ方向のブラインド状アーティファクトが生じてしまう。
【００２２】
そこで、ここでは、上記のように、同じＫｚ１でＫｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのステップでデータを得るように４つのＴＲを行い、つぎにＫｚ２としてＫｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのステップでデータを得るように４つのＴＲを行い、Ｋｚ３、Ｋｚ４も同様にするというのではなく、第１ＴＲでＫｚ１としてＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータを得た後、第２ＴＲでＫｚ２として同じくＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータを得、第３ＴＲではＫｚ３としてＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータを得、第４ＴＲではＫｚ４としてＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータを得る。こうして得られた１６個のデータをＫスペースにおいてＹ方向とＺ方向の位相エンコードステップ順に並べてＺ方向のフーリエ変換を行なえば、Ｚ方向の４つの位置Ｚ１、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４を再現できるのでそのＺ方向各位置ごとに並べ替えれば、図２に示すように、Ｚ方向の４つの位置Ｚ１、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４について、Ｋｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータが得られたことになる。
【００２３】
このようにＺ方向エンコードステップのすべてを行なう４つのＴＲの終了後、選択励起するボリュームＶ１〜Ｖ４の各々の位置がＺ方向に１スライス分ずれるよう、ＲＦパルス５１、５２の周波数スペクトラムをずらして、今度はＫｙ２、Ｋｙ７、Ｋｙ１０、Ｋｙ１５のデータを、Ｋｚ１、Ｋｚ２、Ｋｚ３、Ｋｚ４の各々について得るように４つのＴＲを行なう。こうして得られたデータにつき、Ｚ方向のフーリエ変換を行なえば、各ボリューム内のＺ方向の４つの位置を再現できるので、図２に示すように、Ｚ方向の４つの位置Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４、Ｚ５について、Ｋｙ２、Ｋｙ７、Ｋｙ１０、Ｋｙ１５のデータが得られたことになる。
【００２４】
つぎにまた選択励起するボリュームＶ１〜Ｖ４の各々の位置をＺ方向に１スライス分ずらして、Ｋｙ３、Ｋｙ６、Ｋｙ１１、Ｋｙ１４のデータを、Ｋｚ１、Ｋｚ２、Ｋｚ３、Ｋｚ４の各々について得るように４つのＴＲを行なう。こうして得られたデータにつき、Ｚ方向のフーリエ変換を行なえば、各ボリューム内のＺ方向の４つの位置を再現できるので再現されたＺ方向位置ごとにデータを並べ替えれば、図２に示すように、Ｚ方向の４つの位置Ｚ３、Ｚ４、Ｚ５、Ｚ６について、Ｋｙ３、Ｋｙ６、Ｋｙ１１、Ｋｙ１４のデータが得られたことになる。
【００２５】
そのつぎの４つのＴＲでは、さらにまた選択励起するボリュームＶ１〜Ｖ４の各々の位置をＺ方向に１スライス分ずらした上で、Ｋｙ４、Ｋｙ５、Ｋｙ１２、Ｋｙ１３のデータを、Ｋｚ１、Ｋｚ２、Ｋｚ３、Ｋｚ４の各々について得るように４つのＴＲを行なう。こうして得られたデータにつき、Ｚ方向のフーリエ変換を行なえば、各ボリューム内のＺ方向の４つの位置を再現できるので再現されたＺ方向位置ごとにデータを並べ替えれば、図２に示すように、Ｚ方向の４つの位置Ｚ４、Ｚ５、Ｚ６、Ｚ７について、Ｋｙ４、Ｋｙ５、Ｋｙ１２、Ｋｙ１３のデータが得られたことになる。
【００２６】
したがって、Ｚ４のスライスについて見れば、Ｋｙ１〜Ｋｙ１６のすべてのデータが揃っていることが分かる。そしてこのＺ４のスライスのＫｙ方向のデータ並びは図２に示されたようになっている。つまり、データが取得された位置（励起されたボリュームＶ１内でのＺ方向位置が何番目か）は、４番目、３番目、２番目、１番目、１番目、２番目、３番目、４番目、４番目、３番目、２番目、１番目、１番目、２番目、３番目、４番目というようにＫｙ方向に並んでおり、ボリュームＶ１内でのＺ方向位置が分散して均等に含まれているとともに、その並び順においてＺ方向位置が隣接している。そのため、励起されたボリュームＶ１のＺ方向で信号強度が変化していても、その各強度の信号が分散させられるとともに、信号強度の隣接しているもの同士がＫｙ方向に隣接することになって、Ｋｙ方向の信号強度分布に極端な段差が生じることが避けられ、その結果、Ｙ方向のフーリエ変換を行なったときに画像にアーティファクトが生じることを軽減できる。
【００２７】
また、このことは、ボリュームＶ１〜Ｖ４の全体（両端の３スライス分を除いた）のすべてのスライスについても同じである。つまり、Ｚ方向の各スライス位置において再現されたＹ方向位置に置かれる画像データは、各強度の信号がそれぞれ均等に分散して含まれているＫｙデータをフーリエ変換して得られるものであるため、再構成された３次元画像のＺ方向においては信号強度差による影響を受けなくなる。
【００２８】
なお、上記は、説明がわかりやすくなるような例について述べたものである。ボリューム数を４としたことや、Ｚ方向でのボリューム内スライス数を４としたことや、Ｘ−Ｙ平面でのマトリクスを１６×１６としたことなどは、説明の便宜であって、Ｘ−Ｙ平面でのマトリクスを２５６×２５６とするなど、他の数を採用することができることはもちろんである。また、１つのＴＲで１つのボリュームにつき４個のスピンエコー信号を発生させるとしたこともひとつの例にすぎず、さらに多数のスピンエコー信号を発生させたり、それよりも少ない数のスピンエコー信号を発生させたりもできる。極論すると、スキャン時間を短縮する必要がないのであれば、ＳＦＥ法は採用しなくてもよく、その場合、１つのＴＲで１つのボリュームにつき１個の信号を発生させることになる。
【００２９】
また、Ｋｙ（Ｙ方向位相エンコードステップ）の順序も、選択励起ボリューム位置をずらす前後で、Ｋｙが隣接するという条件を満たした変形インターリーブ方式であれば、自由に定め得る。ただし、選択励起ボリューム位置をずらす前に（同一の選択励起ボリューム位置で）すべてのＫｚ（スライス方向位相エンコードステップ）についてのデータを収集する必要がある。そのため、図４のように４つのスピンエコー信号を得るＳＦＥ法を採用する場合には、図４のように１つのＴＲで４つのＫｙステップを行うのではなく、Ｋｙステップは一つとし、４つのスピンエコー信号の各々について異なるＫｚステップを行うよう各スピンエコー信号の前に各ステップに対応した積分量のＧｚパルス６３を加えるようにしてもよい。
【００３０】
さらに、上記の図４では、説明の便宜のため、第１ＴＲ〜第４ＴＲでＫｙ１、Ｋｙ８、Ｋｙ９、Ｋｙ１６のデータを４つのＫｚステップについて収集し、これについてＺ方向のフーリエ変換を先に行った後、選択励起ボリュームの位置をずらしながら同様にデータ収集を続けているが、Ｚ方向のフーリエ変換は行わずに選択励起ボリュームの位置をずらしながら同様にデータ収集を続けていってもよい。要するに、Ｚ方向のフーリエ変換を先に行ってＺ方向の位置を復元して、そのＺ方向位置に各Ｋｙデータを配置した上でＹ方向のフーリエ変換を行ってＹ方向位置をデコードすればよい。Ｘ方向のフーリエ変換を行ってＸ方向位置を再現することはこれらの順序とは独立にいつでも行うことができる。
【００３１】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明のＭＲイメージング装置によれば、マルチボリューム法により３Ｄ撮像を行うときに、ボリューム境界付近で信号強度低下などが生じるが、そのボリューム境界付近でのデータをＹ方向の位相空間上で分散させるようにしてデータを収集することによりその信号強度低下の影響を受けないようにし、そのことによってボリューム境界付近での信号強度低下などに起因して再構成画像に生じるＳＢＡをなくすことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態にかかるＭＲイメージング装置を示すブロック図。
【図２】同実施形態での被検査空間と収集データとの関係を示す模式図。
【図３】同実施形態において行うマルチボリューム法の全体のシーケンスを示すタイムチャート。
【図４】同実施形態において行う個々のパルスシーケンスを示すタイムチャート。
【符号の説明】
１１　　　　　　　静磁場発生用主マグネット
１２　　　　　　　傾斜磁場コイル
１３　　　　　　　送信用ＲＦコイル
１４　　　　　　　受信用ＲＦコイル
１５　　　　　　　波形発生器
１６　　　　　　　傾斜磁場電源
２１　　　　　　　ホストコンピュータ
２２　　　　　　　シーケンサ
２３　　　　　　　ＲＦ信号発生器
２４　　　　　　　振幅変調器
２５　　　　　　　ＲＦパワーアンプ
２６　　　　　　　プリアンプ
２７　　　　　　　位相検波器
２８　　　　　　　Ａ／Ｄ変換器
２９　　　　　　　サンプリングパルス発生器
３１　　　　　　　指示器
３２　　　　　　　ディスプレイ装置
３３　　　　　　　画像再構成装置
５１　　　　　　　９０°パルス
５２　　　　　　　１８０°パルス
【図１】
2004135887.tif 000003
【図２】
2004135887.tif 000004
【図３】
2004135887.tif 000005
【図４】
2004135887.tif 000006