(57)【要約】【課題】エイリアシングによる折り返しアーチファクトを防止する磁気共鳴画像化装置などを提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置１００は、静磁界に磁界強度が線形に変化する線形勾配の勾配磁界と特徴磁界とが重畳された重畳磁界において、被検体１０に高周波磁界を印加し、当該高周波磁界の印加により被検体１０内の原子核とのエネルギーの吸収共鳴によって生ずる核磁気共鳴交番磁界を受信して誘導電圧を検出し、特徴磁界を発生させて位相エンコード方向の勾配磁界を印加する毎にエコー信号を順次取得する。また、このＭＲＩ装置１００は、取得されたエコー信号から構成される測定データを構成させ、当該測定データに対して、撮像パラメータに基づいて逆フレネル変換を行うことによって、当該パラメータとして設定された画像サイズ係数αにて被検体１０における所望の検査部位の画像化を行うようになっている。【選択図】図１
2007301159.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化装置であって、
前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生手段と、
前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、
前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記磁界発生手段および前記高周波パルス発生手段を所定のシーケンスにて動作制御させる制御手段と、
前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化する受信手段と、
前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う処理手段と、
を備え、
前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記磁界発生手段が、
前記被検体が載置される空間内に静磁界を発生させる静磁界発生回路と、
前記空間内に勾配磁界を発生させる勾配磁界発生回路と、
前記空間内に磁界強度が非線形に変化する非線形勾配であって、前記被検体内の原子核のスピンの位相を拡散させるために使用する２次関数状に強度が変化する特徴磁界を発生させる特徴磁界発生回路と、
を有し、
前記処理手段が、前記パラメータを構成する前記磁界強度に関する値として前記特徴磁界を印加する際の時間を用いて前記符号化されたデータに対して前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を行い、前記逆フレネル変換を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項４】
請求項２に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記画像サイズを定めるための値を逆数として用いた前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を繰り返すことによって、前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項５】
請求項１に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記磁界発生手段が、
被検体が載置される空間内に静磁界を発生させる静磁界発生回路と、
前記空間内に勾配磁界を発生させる勾配磁界発生回路と、
を有し、
前記高周波パルス発生手段が、前記勾配磁界に対して２次の位相変調を与える前記高周波パルスを発生させるとともに、
前記処理手段が、前記パラメータを構成する前記磁界強度に関する値として前記勾配磁界の強度を用いて前記符号化されたデータに対して前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項６】
請求項５に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を行い、前記逆フレネル変換を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項７】
請求項５に記載の磁気共鳴画像化装置において、
前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記画像サイズを定めるための値を逆数として用いた前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を繰り返すことによって、前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項８】
前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化方法であって、
前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生工程と、
前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生工程と、
前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記静磁界、前記勾配磁界および前記高周波パルスを所定のシーケンスにて動作制御させる制御工程と、
前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化する受信工程と、
前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う処理工程と、
を含み、
前記被検体内部の画像を再構成する際に、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行うことを特徴とする磁気共鳴画像化方法。
【請求項９】
前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化装置であって、前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生手段と、前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記磁界発生手段および前記高周波パルス発生手段を所定のシーケンスにて動作制御させる制御手段と、を備え、コンピュータによって前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化して前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う前記磁気共鳴画像化装置において、
前記コンピュータを、
前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化して取得する取得手段、
前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う演算手段と、
前記画像再構成演算を行うことによって画像データを生成して出力する出力手段、
として機能させるとともに、
前記演算手段としては、前記被検体内部の画像を再構成する際に、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行うことを特徴とする演算処理プログラム。
【請求項１０】
コンピュータに読み取り可能な情報記憶媒体であって、請求項９に記載の演算処理プログラムを記憶したことを特徴とする情報記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）を用いた画像化装置の技術分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）を用いた画像化装置（以下、「ＭＲＩ装置」という。）は、観察部位の断層像などの画像を撮像するものとして知られている。このＭＲＩ装置は、被検体の主な構成物質である例えばプロトンすなわち水素原子核の核磁気共鳴（NMR：nuclear magnetic resonance）現象を用いて被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するようになっており、検出された核磁気共鳴信号に位置情報を加え、信号の強度分布を画像化するようになっている。
【０００３】
具体的には、このようなＭＲＩ装置では、静磁界が発生された装置内に被検体を載置し、当該被検体内の組織を構成する原子核の原子核スピンに対して、静磁界の強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）にて静磁界方向を軸として歳差運動を行わせるようになっている。また、このＭＲＩ装置は、このラーモア周波数と等しい周波数の高周波パルスを、被検体に対して照射してスピンを励起こさせ、高いエネルギー状態に遷移させるようになっている。そして、このＭＲＩ装置は、スピンを励起こさせた後に、高周波パルスの照射を停止し、各スピンがそれぞれの状態に応じた時定数にて低いエネルギー状態に戻る際に外部に放出する電磁波を、この周波数に同調した高周波受信コイルによって検出するようになっており、当該受信コイルにより受信する際に、三軸方向の勾配磁界を静磁界空間に印加することによって空間内の位置情報を周波数情報として取得するようになっている。
【０００４】
特に、このようなＭＲＩ装置においては、位置情報を得るために、スピンエコー（ＳＥ）法または勾配エコー（グラディエントエコー（ＧＲＥ））法など各種の高周波パルスの照射および勾配磁界の印加のレベルやタイミング、すなわち、パルスシーケンスを用いるようになっており、これらのパルスシーケンスとともに磁界の強度が空間座標に比例して変化する線形勾配磁界を用いて被検体のスピン密度分布関数のフーリエ変換式で記述可能な信号を検出し、検出された信号に対して逆フーリエ変換などの画像再構成演算を行うことによって被検体の画像化を行うようになっている。
【０００５】
一方、静磁界空間内にさらに磁界強度が非線形に変化する非線形勾配の特徴磁界を発生させ、被検体から放出される核磁気共鳴信号に基づいて画像再構成演算を行うＭＲＩ装置も知られている。
【０００６】
このＭＲＩ装置は、特徴磁界を発生させて被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化するようになっており、比較的弱い磁界強度の非線形勾配の磁界を用いて被検体内全領域の情報を時間効率よく画像化するためのデータを取得することができるようになっている（例えば、特許文献１を参照）。
【特許文献１】特公平２−６３００９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、上述の各種のＭＲＩ装置においては、画像処理、被検体または高周波パルスにおけるＲＦ（Radio Frequency）などに起因するアーチファクト（虚像）に対して種々の対策が行われている一方で、エイリアシングによるアーチファクト、すなわち、画像処理上において撮像された被検体の画像に撮像視野（ＦＯＶ：Field Of View）外にある被検体の部位が移り込む折り返しアーチファクト（Wrap-around Artifact）に対する対策については、撮像視野を狭めるなどの対策の他には、事後的な演算処理にて解消するための具体的な解決方法がない。
【０００８】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであって、その目的は、事後的な演算処理にてエイリアシングによるアーチファクトを防止する磁気共鳴画像化装置などを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化装置であって、前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生手段と、前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記磁界発生手段および前記高周波パルス発生手段を所定のシーケンスにて動作制御させる制御手段と、前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化する受信手段と、前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う処理手段と、を備え、前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００１０】
この構成により、請求項１に記載の発明は、受信する核磁気共鳴信号において原子核のスピンの位相が２次関数状に変調され、当該変調に用いた磁界強度に関する値とともに原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づいて、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって画像再構成演算を行うので、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００１１】
したがって、請求項１に記載の発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、パラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理にてエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【００１２】
また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の磁気共鳴画像化装置において、前記磁界発生手段が、前記被検体が載置される空間内に静磁界を発生させる静磁界発生回路と、前記空間内に勾配磁界を発生させる勾配磁界発生回路と、前記空間内に磁界強度が非線形に変化する非線形勾配であって、前記被検体内の原子核のスピンの位相を拡散させるために使用する２次関数状に強度が変化する特徴磁界を発生させる特徴磁界発生回路と、を有し、前記処理手段が、前記パラメータを構成する前記磁界強度に関する値として前記特徴磁界を印加する際の時間を用いて前記符号化されたデータに対して前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００１３】
この構成により、請求項２に記載の発明は、特徴磁界を印加することによって原子核のスピンにおける位相が２次関数状に変調された核磁気共鳴信号を受信することができるとともに、特徴磁界を印加するための時間を用いて、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって画像再構成演算を行うので、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００１４】
したがって、請求項２に記載の発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、事後的な演算処理にてパラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができる。
【００１５】
また、請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の磁気共鳴画像化装置において、前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を行い、前記逆フレネル変換を行う構成を有している。
【００１６】
この構成により、請求項３に記載の発明は、受信された核磁気共鳴信号に基づき符号化されたデータがフレネル回析式と同型になるため、特徴磁界を印加するための時間、原子核固有の定数および再構成される画像のサイズ値の逆数から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させるための位相変調を施しつつ、逆フレネル変換を行えば、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００１７】
また、請求項４に記載の発明は、請求項２に記載の磁気共鳴画像化装置において、前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記画像サイズを定めるための値を逆数として用いた前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を繰り返すことによって、前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００１８】
この構成により、請求項４に記載の発明は、画像サイズを定めるための値を逆数として用いたパラメータに基づいてフーリエ変換を行う場合には、フーリエ変換および逆フーリエ変換を繰り返すことによって、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００１９】
また、請求項５に記載の発明は、請求項１に記載の磁気共鳴画像化装置において、前記磁界発生手段が、被検体が載置される空間内に静磁界を発生させる静磁界発生回路と、前記空間内に勾配磁界を発生させる勾配磁界発生回路と、を有し、前記高周波パルス発生手段が、前記勾配磁界に対して２次の位相変調を与える前記高周波パルスを発生させるとともに、前記処理手段が、前記パラメータを構成する前記磁界強度に関する値として前記勾配磁界の強度を用いて前記符号化されたデータに対して前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００２０】
この構成により、請求項５に記載の発明は、高周波パルスによっておいて原子核のスピンにおける位相が２次関数状に変調された核磁気共鳴信号を受信することができるとともに、特徴磁界を印加するための時間を用いて、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって画像再構成演算を行うので、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００２１】
したがって、請求項５に記載の発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、事後的な演算処理にてパラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができる
【００２２】
また、請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の磁気共鳴画像化装置において、前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記画像サイズを定めるための値を逆数として用いた前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を繰り返すことによって、前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００２３】
この構成により、請求項６に記載の発明は、受信された核磁気共鳴信号に基づき符号化されたデータがフレネル回析式と同型になるため、特徴磁界を印加するための時間、原子核固有の定数および再構成される画像のサイズ値の逆数から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させるための位相変調を施しつつ、逆フレネル変換を行えば、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００２４】
また、請求項７に記載の発明は、請求項５に記載の磁気共鳴画像化装置において前記処理手段が、前記符号化されたデータに対して前記位相変調および前記画像サイズを定めるための値を逆数として用いた前記パラメータに基づくフーリエ変換を行うとともに、前記フーリエ変換されたデータに対して所定の位相変調と係数を与えつつ逆フーリエ変換を繰り返すことによって、前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００２５】
この構成により、請求項７に記載の発明は、画像サイズを定めるための値を逆数として用いたパラメータに基づいてフーリエ変換を行う場合には、フーリエ変換および逆フーリエ変換を繰り返すことによって、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００２６】
また、請求項８に記載の発明は、前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化方法であって、前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生工程と、前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生工程と、前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記静磁界、前記勾配磁界および前記高周波パルスを所定のシーケンスにて動作制御させる制御工程と、前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化する受信工程と、前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う処理工程と、を含み、前記被検体内部の画像を再構成する際に、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００２７】
この構成により、請求項８に記載の発明は、受信する核磁気共鳴信号において原子核のスピンの位相が２次関数状に変調され、当該変調に用いた磁界強度に関する値とともに原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づいて、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって画像再構成演算を行うので、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００２８】
したがって、請求項８に記載の発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、パラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理にてエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【００２９】
また、請求項９または１０に記載の発明は、前記被検体に所定の磁界を印加して当該被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を生じさせ、前記被検体内部の局所的な核磁化の位相を空間的に非線形に符号化して当該被検体内部の画像を再構成する磁気共鳴画像化装置であって、前記被検体が載置される空間内に、均一な静磁界および線形勾配を有する勾配磁界を少なくとも含む前記所定の磁界を発生させる磁界発生手段と、前記原子の原子核に磁気共鳴を生じさせる高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記磁気共鳴を生じさせて前記原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させるとともに当該位相を空間的に非線形に符号化するため、前記磁界発生手段および前記高周波パルス発生手段を所定のシーケンスにて動作制御させる制御手段と、を備え、コンピュータによって前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化して前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う前記磁気共鳴画像化装置において、前記コンピュータを、前記所定のシーケンスにしたがって前記被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信し、所定のデータに符号化して取得する取得手段、前記符号化されたデータに基づいて前記被検体内部の画像を再構成する画像再構成演算を行う演算手段と、前記画像再構成演算を行うことによって画像データを生成して出力する出力手段、として機能させるとともに、前記演算手段としては、前記被検体内部の画像を再構成する際に、前記符号化されたデータに対して、前記原子核の位相を２次関数状に変調させるための磁界強度に関する値、前記原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって前記画像再構成演算を行う構成を有している。
【００３０】
この構成により、請求項９または１０に記載の発明は、受信する核磁気共鳴信号において原子核のスピンの位相が２次関数状に変調され、当該変調に用いた磁界強度に関する値とともに原子核固有の定数および再構成される画像サイズを定めるための値から構成されたパラメータに基づいて、当該原子核のスピンにおける位相を変調させる位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を実行することによって画像再構成演算を行うので、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体内部の画像化を行うことができる。
【００３１】
したがって、請求項９または１０に記載の発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、パラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理にてエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【発明の効果】
【００３２】
本発明は、被検体の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体のサイズが大きくなった場合であっても、パラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理にてエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
次に、本発明に好適な実施の形態について、図面に基づいて説明する。なお、本発明は、その技術的特徴を有する範囲を包含し、以下に示す図面等に限定されない。
【００３４】
以下に説明する実施の形態は、ＭＲＩ装置および当該ＭＲＩ装置に用いる方法に対して本願発明を適用した場合の実施形態である。
【００３５】
〔第１実施形態〕
始めに、図１〜図６を用いて本願に係るＭＲＩ装置における第１実施形態について説明する。
【００３６】
まず、図１および図２を用いて本実施形態のＭＲＩ装置の概略動作について説明する。なお、図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図であり、図２は、本実施形態のＭＲＩ装置における効果を説明するための図である。
【００３７】
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、図１に示すように、均一な静磁界を所定空間内に発生させるとともに、所定のタイミングにて、所定の空間内に載置された被写体に印加するＸ、Ｙ、Ｚ軸の三軸方向の勾配磁界と、印加する磁界強度が２次関数状に変化している磁界（以下、「特徴磁界」という。）と、を発生させ、静磁界に重畳させるようになっている。
【００３８】
また、このＭＲＩ装置１００は、被検体１０の組織を構成する原子核に磁気共鳴を起こさせるための高周波磁気パルスを所定のタイミング毎に被検体１０に照射し、かつ、高周波磁気パルスを照射し、被検体１０の組織を構成する原子核の磁気共鳴によって放出される各エコー信号を検出するようになっており、検出したエコー信号に所定の演算処理を行うとともに被検体１０における所望の検査部位の断層像を示す画像データを生成するようになっている。
【００３９】
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁界に磁界強度が線形に変化する線形勾配の勾配磁界と特徴磁界とが重畳された重畳磁界において、被検体１０に高周波磁界を印加し、当該高周波磁界の印加により被検体１０内の原子核とのエネルギーの吸収共鳴によって生ずる核磁気共鳴交番磁界を捕捉して誘導電圧を検出するようになっている。
【００４０】
また、このＭＲＩ装置１００は、検出された誘導電圧に基づいて、各部の各磁化の位相が空間座標に対して非線形、具体的には、２乗関数的な形態にて推移したものの合成値に比例した振幅を有するエコー信号を取得するようになっている。特に、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、位相エンコード方向の線形勾配磁界に同期して特徴磁界を発生させるようになっており、位相エンコード方向の勾配磁界を印加する毎にエコー信号を順次取得するようになっている。
【００４１】
そして、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、取得した各エコー信号にて構成されるデータ（以下、「測定データ」という。）に対して、特徴磁界を印加した時間τ、原子核固有の定数（核磁気回転比）γおよび再構成される画像サイズを定めるための係数（以下、単に「画像サイズ係数」という。）αからなるパラメータ（以下、「撮像パラメータ」という。）に基づき、被検体１０内の各原子核のスピンにおける位相を変調させるための位相変調を施しつつ、逆フレネル変換を行うことによって当該被検体１０における所望の検査部位の断層像（２次元画像）を示す画像データを生成するための画像再構成演算を行うようになっている。
【００４２】
すなわち、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、上述のような重畳磁界において取得されたエコー信号から構成される測定データに対して、撮像パラメータに基づいて逆フレネル変換を行うことによって、当該パラメータとして設定された画像サイズ係数αにて被検体１０における所望の検査部位の画像化を行うことができるようになっている。
【００４３】
例えば、特徴磁場を印加せずに従来の方法によって取得された測定データに対して逆フーリエ変換を行って画像を再構成する方法（以下、「フーリエ変換映像法」という。）であっては、図２（ａ）に示すように、再構成される画像においてエイリアスが発生した場合には、事後的に演算処理によって当該エイリアスを除去することができない。
【００４４】
また、上述のように取得した測定データに対して位相変調を行いつつ逆フーリエ変換を行って画像を再構成する方法（以下、「位相拡散フーリエ変換映像法による逆フーリエ変換再構成法」という。）であっては、画像サイズを変更することができないので、被検体１０の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体１０のサイズが大きくなった場合には、図２（ｂ）に示すように、エイリアスを生じてしまう。
【００４５】
しかしながら、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、図２（ｃ）に示すように、被検体１０の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成されるが画像においてエイリアスが発生する測定データであっても、再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体１０サイズを小さくするように撮像パラメータ、具体的には、画像サイズ係数αを調整すれば、事後的な演算処理によってエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができるようになっている。
【００４６】
なお、図２（ｂ）（ｃ）に示す各再構成画像は、それぞれ、位相拡散フーリエ変換映像法による逆フーリエ変換再構成法、および、本実施形態のおける手法によって同一の測定データに基づき演算処理された画像である。
【００４７】
次に、図１とともに図３を用いて本実施形態のＭＲＩ装置１００における各部の構成およびその動作について説明する。なお、図３は、本実施形態のパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
【００４８】
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、均一な静磁界を発生させる静磁界コイル２０と、勾配磁界を印加するとともに特徴磁界を印加する勾配磁界／特徴磁界コイル３０と、高周波パルスを被検体１０に照射する照射コイル４０と、エコー信号を検出する受信コイル５０と、の各コイルを有しているとともに、静磁界コイル２０を駆動する高安定直流電源部１０５と、勾配磁界を発生させて勾配磁界／特徴磁界コイルを駆動する勾配磁界電源部１１０と、特徴磁界を発生させて勾配磁界／特徴磁界コイル３０を駆動する特徴磁界発生回路１１５と、を備えている。
【００４９】
また、このＭＲＩ装置１００は、高周波信号を発生する高周波発振器１２０と、高周波発振器１２０からの高周波信号に基づいて高周波パルスを生成するパルス生成部１２５と、この生成された高周波パルスを増幅する高周波増幅器１３０と、受信コイル５０からのエコー信号を受理する受信回路１３５と、エコー信号の位相を検波する位相検波器１４０と、当該位相検波器１４０からの信号をデジタル化するアナログ／デジタル変換器（以下、「Ａ／Ｄ変換器」という。）１４５と、を備えている。
【００５０】
さらに、このＭＲＩ装置１００は、検出したエコー信号に所定の演算処理を行うとともに被検体１０における所望の検査部位の断層像を示す画像データを生成し、装置全体を制御する信号処理制御部１５０と、被検体１０の断層像を得るために必要な種々の指示を各部に与えるシーケンサ１５５と、生成された画像データを表示するディスプレイ１６０と、を備えている。
【００５１】
なお、例えば、本実施形態の静磁界コイル２０および高安定直流電源部１０５は、本発明の磁界発生手段および静磁界発生回路を構成し、本実施形態の勾配磁界／特徴磁界コイル３０は、本発明の磁界発生手段、勾配磁界発生回路および特徴磁界発生回路を構成する。また、例えば、本実施形態の勾配磁界電源部１１０は、本発明の磁界発生手段および勾配磁界発生回路を構成するとともに、特徴磁界発生回路１１５は、本発明の磁界発生手段および特徴磁界発生回路を構成し、本実施形態のパルス生成部１２５および照射コイル４０は、高周波パルス発生手段を構成する。さらに、例えば、本実施形態のシーケンサ１５５は、本発明の制御手段を構成するとともに、受信コイル５０および位相検波器１４０は、本発明の受信手段を構成し、信号処理制御部１５０は、本発明の処理手段を構成する。
【００５２】
静磁界コイル２０は、例えば、電磁石、空心コイルマグネット、超伝導マグネットまたは永久磁石などによって構成されており、被検体１０が載置される所定の空間に、均一な静磁界を形成させるようになっている。
【００５３】
勾配磁界／特徴磁界コイル３０は、例えば、平行線条、長方形コイルまたは円形コイルから構成されており、勾配磁界電源部１１０によって発生されたＸ、Ｙ、Ｚの三軸方向の磁界強度が線形に変化する線形勾配を有する各勾配磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚと、磁界強度が空間的に２次関数状に変化する特徴磁界、例えば、位相エンコード方向（ｙ方向）および読み取り方向（ｘ方向）に対して後述の（式３）を具備する特徴磁界、を所定の空間内に印加するようになっている。
【００５４】
照射コイル４０は、被検体１０の近傍に配置される。また、この照射コイル４０には、所定の信号レベルに増幅された高周波パルスが入力されるようになっており、この照射コイル４０は、入力された高周波パルスを、１又は複数の生成した高周波パルスを被検体１０に照射するようになっている。例えば、照射コイル４０は、高周波パルスとしては、９０度パルス、１８０度パルスまたは任意の角度のパルスを被検体１０に印加するようになっている。
【００５５】
なお、被検体１０に照射される高周波パルスにおいて、高周波磁界の周波数が被検体１０内における原子核の核磁気共鳴周波数に一致していると、印加高周波磁界エネルギーの共鳴吸収が起こるので、そのとき生ずる核磁気共鳴交番磁界（磁気共鳴信号）を受信コイル５０にて捕捉させて誘電電圧を検出させるようになっている。
【００５６】
受信コイル５０は、被検体１０の近傍に配置される。また、この受信コイル５０は、照射コイル４０から照射され、被検体１０の組織を構成する原子核の磁気共鳴により放出される電磁波、すなわち、エコー信号（磁気共鳴信号）を検出するようになっている。特に、本実施形態の受信コイル５０は、高周波パルスが印加され当該パルス状の高周波数磁界の消失後に、その時点にて被検体１０が載値された勾配磁界によって定まるラーモア周波数を有し、被検体１０に励起こされた原子核スピンにより生じて時間的に減衰していくエコー信号を検出するようになっており、検出したエコー信号を受信回路１３５に出力するようになっている。
【００５７】
高安定直流電源部１０５は、シーケンサ１５５に接続されており、当該シーケンサ１５５の指示に従って静磁界コイル２０を駆動させ、上述のように所定の空間内に均一な静磁界を形成させるようになっている。
【００５８】
勾配磁界電源部１１０は、シーケンサ１５５に接続されており、シーケンサ１５５からの指示に基づいて、勾配磁界／特徴磁界コイル３０を駆動するようになっている。特に、本実施形態の勾配磁界電源部１１０は、三軸方向の勾配磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚをそれぞれ生成し、勾配磁界／特徴磁界コイル３０を制御して勾配磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを所定の空間内に印加させるようになっている。
【００５９】
特徴磁界発生回路１１５は、シーケンサ１５５に接続されており、シーケンサ１５５からの指示に従って特徴磁界を一定時間τだけ発生させるようになっている。また、この特徴磁界発生回路１１５は、勾配磁界／特徴磁界コイル３０を駆動し、発生させた特徴磁界を、勾配磁界／特徴磁界コイル３０を介して被検体１０に印加するようになっている。
【００６０】
高周波発振器１２０は、被検体１０が載置された勾配磁界の磁界強度に対応したラーモア周波数に等しい周波数にて高周波信号を発振し、発振した高周波信号をパルス生成部１２５に出力するようになっている。
【００６１】
パルス生成部１２５には、高周波発振器１２０にて発振された高周波信号が入力されるようになっており、このパルス生成部１２５は、シーケンサ１５５からの指示の下、入力された高周波信号に基づいて、被検体１０内が載置された勾配磁界の磁界強度に対応したラーモア周波数に等しい高周波磁界を有する適切な幅および高さのパルス形態であって、所定の周波数スペクトルを有する高周波パルスを生成し、高周波増幅器１３０に出力するようになっている。
【００６２】
高周波増幅器１３０には、高周波パルスが入力されるようになっており、この高周波増幅回路は、入力された高周波パルスの信号レベルを、予め定められた所定の信号レベルに増幅し、照射コイル４０に出力するようになっている。
【００６３】
受信回路１３５には、受信コイル５０にて検出されたエコー信号が入力されるようになっており、この受信回路１３５は、入力されたエコー信号を所定の信号レベルに増幅し、位相検波器１４０に出力するようになっている。
【００６４】
位相検波器１４０には、受信回路１３５から出力されたエコー信号が入力されるようになっている。この位相検波器１４０は、シーケンサ１５５に接続され、このシーケンサ１５５からの指示にしたがって、エコー信号の位相を検波し、検波されたエコー信号をＡ／Ｄ変換器１４５に出力するようになっている。
【００６５】
Ａ／Ｄ変換器１４５には、検波されたエコー信号が入力されるようになっており、このＡ／Ｄ変換器１４５は、入力されたエコー信号をデジタル量に変換して信号処理制御部１５０に出力するようになっている。
【００６６】
信号処理制御部１５０は、検波され、かつ、デジタル化されたエコー信号を計測データとして逆フレネル変換などの種々の演算処理を行いつつ、被検体１０の検査部位の断層像を示す再構成画像を表示するための画像データを生成する演算処理部１５１と、ＭＲＩ装置１００全体を制御するシステム制御部１５３と、から構成され、各部とバスＢにより接続されている。
【００６７】
演算処理部１５１には、特徴磁界が印加される毎に、デジタル化された位相信号が入力されるようになっている。この演算処理部１５１は、入力された各位相信号を順次取得して測定データを生成し、当該測定データに対して逆フレネル変換などの演算処理を行うことによって、ディスプレイ１６０に出力するための画像データを生成するようになっており、生成された画像データをディスプレイ１６０に出力するようになっている。なお、本実施形態の演算処理部１５１における演算処理の詳細について後述する。
【００６８】
なお、ディスプレイ１６０は、例えば、液晶素子、ＥＬ（Electro Luminescence）素子またはＣＲＴ（Cathode Ray Tube）によって構成され、入力された画像データに基づいて所定の画像を表示するようになっている。
【００６９】
システム制御部１５３は、各部と接続されているとともに、例えば、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭおよびハードディスクを有し、ＭＲＩ装置１００の各部を制御するようになっている。具体的には、ＲＯＭには、ＭＲＩ装置１００の各部を制御するための各種制御情報が記録されると共に、ハードディスクには、制御プログラムやＯＳ（Operating System）などの各種プログラムが記録されている。また、ＣＰＵは、ハードディスクに記録されたプログラムを実行することにより、各種の処理を実行し、ＲＡＭはワークエリアとして用いられるようになっている。
【００７０】
なお、このシステム制御部１５３には、更に装置の一時停止若しくは停止の解除を指示するための手段として、キーボード或いはスイッチ（図示せず）等の入力手段が備えられている。
【００７１】
シーケンサ１５５は、高安定直流電源部１０５、勾配磁界電源部１１０、特徴磁界発生回路１１５、高周波発振器１２０および位相検波器１４０と接続され、予め定められたパルスシーケンスによって各部における磁界を発生させ、または、エコー信号を検波させるようになっている。
【００７２】
具体的には、本実施形態のシーケンサ１５５は、図３に示すように、均一な静磁界を発生された所定の空間において、被検体１０の所望する部位を２次元画像（スライス画像）として画像再構成するための勾配磁界Ｇｚとともに、高周波パルスである９０度パルスを同時に印加し、その後に特徴磁界を時間τだけ印加させるシーケンス制御を行うようになっている。
【００７３】
そして、このシーケンサ１５５は、位相エンコード方向（ｙ方向）の勾配磁界Ｇｙおよび読み取り方向（ｘ方向）の勾配磁界Ｇｘをそれぞれのタイミングにて印加させるとともに、エコー時間ｔｘ後にエコー信号を所定の時間（例えば、２ｔｘ）だけ検出させるシーケンス制御を行うようになっている。なお、このとき、このシーケンサ１５５は、当該検出されたエコー信号の位相を検波させるようになっている。
【００７４】
また、このシーケンサ１５５は、特徴磁界を発生させてこのパルスシーケンスを所定の繰返し時間ＴＲにて繰り返すことによって位相エンコード数を変化させ、すなわち、時間ｔｙにて印加するエンコード勾配磁界Ｇｙの大きさを変化させるシーケンス制御を行うようになっており、位相信号を演算処理部１５１に取得させるようになっている。なお、本実施形態の演算処理部１５１は、このように取得させた位相信号によって上述の測定データを構築するようになっている。
【００７５】
このように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、均一な静磁界が発生している所定の空間において、磁界強度が線形に変化する線形勾配の勾配磁界を印加しつつ高周波パルスを印加するようになっており、この磁界中に磁界強度が２次関数上に変化する特徴磁界を一定時間τのみ被検体１０に印加すると、高周波磁界が存在しない状態における被検体１０内の原子核スピンが、静磁界環境によって一義的に定まるラーモア周波数にて自由最差運動を行うことにより、被検体１０内の各場所毎に特徴磁界の強度に応じて、被検体１０内に励起された各原子核のスピンの位相を変化させることができるようになっている。
【００７６】
すなわち、均一な静磁界中に上述のような各磁界を発生させると、被検体１０内の場所を示す情報が位相情報の形態となるので、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、それらの情報の寄与を積分した形態のエコー信号を取得することができるようになっている。
【００７７】
また、このＭＲＩ装置１００は、特徴磁界を発生させつつ、エコー信号における位相信号を順次検出すると、特徴磁界の磁界強度が非線形に変化しているために被検体１０内の各場所における原子核スピンの位相信号に対する寄与が各場所により異なることから、必要な個数の位相信号を取得して上述の測定データを構成させ、当該測定データに対して所定の演算を行うことによって、緩和時間とともに画像化する際にその基準となるスピン密度の情報を各場所（部位）毎に分離して取り出すことが可能になっている。
【００７８】
次に、図４を用いて本実施形態のＭＲＩ装置１００における演算処理部１５１の詳細について説明する。なお、図４は、本実施形態のＭＲＩ装置１００における演算処理部１５１の演算処理において、従来の方法と比較し、本実施形態の演算処理の原理を説明するための図である。
【００７９】
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、２次元画像の画像再構成を行う場合に、上述のように、勾配磁界Ｇｚ、高周波パルス、位相エンコード方向の勾配磁界Ｇｙおよび読み取り方向の勾配磁界Ｇｘを印加させるととともに、磁界強度が非線形に変化する特徴磁界を一定時間τのみ被検体１０に印加させ、特徴磁界を発生させつつ、エコー信号を順次検出するようになっている。そして、このＭＲＩ装置１００は、緩和による信号の減衰を無視すると、順次検出された各エコー信号における検波された信号によって（式１）から（式３）により（式４）に示す測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）を取得することができるようになっている。
【００８０】
【数１】
2007301159.tif 000003
【００８１】
【数２】
2007301159.tif 000004
【００８２】
【数３】
2007301159.tif 000005
【００８３】
【数４】
2007301159.tif 000006
【００８４】
なお、（式１）は、特徴磁界を印加しない場合において、すなわち、フーリエ変換映像法において取得される測定データを示し、当該（式１）において、（ｋｘ＝γGｘｔｘ）および（ｋｙ＝γGｙｔｙ）とおくと、（式２）が得られるようになっている。また、本実施形態では、例えば、特徴磁界として（式３）を満たす２次関数状磁界を印加するようになっており、位相エンコード方向（ｙ方向）の勾配磁界Ｇｙは、図３に示すように、時間ｔｙだけ印加され、読み取り方向（ｘ方向）の勾配磁界Ｇｘは、時間３ｔｘだけ印加される。ただし、ρは、被写体関数を示し、γは核の固有の定数（核磁気回転比）を示す。
【００８５】
また、この（式４）は、（式５）から（式７）に示すように数式の変形および変数変換を行うことによってフレネル回折式と同形の式を導くことができるようになっている。ただし、（式７）におけるｘ’およびｙ’は、以下の（式８）によって変数変換を行った形である。
【００８６】
【数５】
2007301159.tif 000007
【００８７】
【数６】
2007301159.tif 000008
【００８８】
【数７】
2007301159.tif 000009
【００８９】
【数８】
2007301159.tif 000010
【００９０】
ただし、上述の（式７）は、ｘ’およびｙ’にて変数変換された測定データｖ（ｘ’，ｙ’）に対して２次の位相変調項が乗算されている形となっている。また、ｖｆｒは、フレネル変換形式に変換された測定データを示す。
【００９１】
このように本実施形態では、上述のような測定データを取得することができるようになっている。このため、本実施形態の演算処理部１５１は、再構成される画像サイズを示す予め定められたまたは操作者の操作により設定された画像サイズ係数αに基づいて、取得した測定データに対して上述のように変数変換および原子核のスピンにおける位相変調の調整を行いつつ、逆フレネル変換を行うことが可能となり、被検体１０の検査部位の断層像を示す再構成画像ρα（ｘ、ｙ）を表示するための画像データを生成することができるようになっている。
【００９２】
具体的には、本実施形態の演算処理部１５１は、画像サイズ係数α、特徴磁界を印加するための時間τ、原子核固有の定数γおよび特徴磁界を印加する際の係数ｂから構成された撮像パラメータを構成し、この撮像パラメータに基づいて、以下に示す逆フレネル変換を行うようになっている。
【００９３】
（１）まず、本実施形態の演算処理部１５１は、上述のように取得した測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）を、測定データｖ（ｘ’，ｙ’）に変数変換しつつ、撮像パラメータαγｂτに基づいて（式９）に示す位相変調処理およびフーリエ変換を実行するようになっている。なお、Ｆ［‥］はフーリエ変換を示す（以下の各式において同様）。
【００９４】
【数９】
2007301159.tif 000011
【００９５】
（２）次いで、この演算処理部１５１は、フーリエ変換された測定データに対して位相変調を施すようになっている。すなわち、この演算処理部１５１は、（式１１）の位相変調項ｅｘｐ｛−ｊ（ωｘ２＋ωｙ２／（４αγｂτ））｝、すなわち（式１０）のＳ1の逆位相項であるＴ１を乗じて位相変調を施すようになっている。
【００９６】
【数１０】
2007301159.tif 000012
【００９７】
より具体的には、（式７）に示すフレネル変換式は、畳み込みに積分となっているから、そのフーリエ変換は、（式１１）となるので、本実施形態の演算処理部１５１は、（式１１）に現れる２次変調項に対する逆位相項をフーリエ変換された測定データに対して乗算するようになっている。
【００９８】
【数１１】
2007301159.tif 000013
【００９９】
なお、ｅｘｐ｛―ｊαγｂτ（ｘ’２＋ｙ’２）｝のフーリエ変換は（式１２）に示す値となる。また、（式１１）において、２次の変調項以外の係数および逆位相項に関しては、後述のように、逆フーリエ変換後に乗算するようになっている。ただし、この２次変調項以外の係数および逆位相項、定数なので、逆フーリエ変換前に乗じてもよい。
【０１００】
【数１２】
2007301159.tif 000014
【０１０１】
（３）次いで、この演算処理部１５１は、測定データｖに対して２次の位相変調項における逆位相項を乗じて位相調整されたものに対して、逆フーリエ変換を行い、上述の（式１１）によって示される残りの係数および逆位相項を所定の係数として乗算し、再構成画像ρα（ｘ、ｙ）を表示するための画像データを生成するようになっている。
【０１０２】
すなわち、本実施形態の演算処理部１５１は、（式１３）に示すように、測定データｖ（ｘ’，ｙ’）に対して位相変調を行った関数に対してフーリエ変換を行うとともに、当該フーリエ変換後に位相変調を行い、さらに、逆フーリエ変換を行うようになっているので、元の測定データｖと同じ空間にて再構成画像を生成することができるようになっている。
【０１０３】
【数１３】
2007301159.tif 000015
【０１０４】
なお、この（式１３）において、ｘおよびｙは、それぞれα倍されているので、再生画像がα倍にスケーリング、すなわち、拡大または縮小されることがわかる。また、この（式１３）の導出については後述する。
【０１０５】
ただし、Ｆ−１［‥］は逆フーリエ変換を示し（以下の式において同様）、Nは、測定データｖのデータ数を示す。また、この場合に、再構成される画像の分解能および視野は、（式１４）および（式１５）によって示される。
【０１０６】
【数１４】
2007301159.tif 000016
【０１０７】
【数１５】
2007301159.tif 000017
【０１０８】
（４）最後に、演算処理部１５１は、（式１３）示されるｅｘｐの値について逆位相項を乗じるかまたは絶対値をとることによって、最終的に補正し、再構成画像ρ（ｘ，ｙ）の値を算出するようになっている。
【０１０９】
このように本実施形態の演算処理部１５１は、演算処理を行うことによって被検体１０の検査部位の断層像を示す再構成画像ρ（ｘ、ｙ）を算出するようになっており、これに基づいて画像データを生成するようになっている。そして、この演算処理部１５１は、画像サイズ係数αによってスケーリング、言い換えれば、画像サイズを縮小または拡大させる処理を行うことができるようになっている。
【０１１０】
すなわち、本実施形態の演算処理部１５１は、測定データに基づいて再構成画像を生成するための演算処理を行う場合に、図４（ａ）に示す測定データを逆フーリエ変換することによって再構成画像を生成する位相拡散フーリエ変換映像法における逆フーリエ変換再構成法の場合と比較して、図４（ｂ）に示すように、画像サイズ係数αによって再構成画像ρのサイズを自由に変更することができるようになっており、このサイズ変更を行うことによって、（式１５）により撮像視野を拡大し、再構成画像を視野の範囲内に収めることにより、事後的な演算処理によってエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができるようになっている。
【０１１１】
なお、図４（ａ）は、位相拡散フーリエ変換映像法における逆フーリエ変換再構成法によって測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）に基づき（（式４）に対して変数変換せずに）演算処理が行われた場合に再構成された画像を示し、図４（ｂ）は、本実施形態の演算処理部１５１によって測定データｖ（ｘ’,ｙ’）に基づき（式７に対して）演算処理が行われた場合に再構成された画像（αの値によりそれぞれ画像サイズが変化した画像）を示す。
【０１１２】
また、本実施形態の演算処理部１５１は、上述のような演算処理において、撮像パラメータの値（例えばαγｂτ）を使用するが、当該撮像パラメータが真値（１．０）でなくても鮮明な画像を再構成することができるので、画像サイズ係数αを用いて撮像パラメータを構成させたとしても演算処理の過程で常に同一なα値を用いれば鮮明な画像を再構成することができるようになっている。
【０１１３】
すなわち、測定データv従来を（式１６）に示す単に逆フーリエ変換を行って画像を再構成する方法（フーリエ変換映像法）または（式１７）に示す位相拡散フーリエ変換法の信号を、逆フーリエ変換を行って画像を再構成する方法（位相拡散フーリエ変換映像法による逆フーリエ変換再構成法）であっては、再構成像の大きさが視野よりも大きくなると画像の折り返しが起こり、エイリアシングアーティファクトが発生し、事後的にエイリアスのない画像を再生することは極めて困難であるが、本実施形態の演算処理部１５１は、上述の演算処理を行うことによって画像サイズ係数αを適当な値に設定することにより、任意のサイズの画像を生成することができ、エイリアシングアーティファクトを解消した画像を生成することができるようになっている。
【０１１４】
【数１６】
2007301159.tif 000018
【０１１５】
【数１７】
2007301159.tif 000019
【０１１６】
なお、フーリエ変換映像法および位相拡散フーリエ変換映像法による逆フーリエ変換再構成法における分解能および視野を（式１８）および（式１９）に示す。
【０１１７】
【数１８】
2007301159.tif 000020
【０１１８】
【数１９】
2007301159.tif 000021
【０１１９】
次に、上述の（式４）を用いて演算処理部１５１にて生成される再構成画像ραを算出する際の（式１３）を導出について説明する。
【０１２０】
（式４）に撮像パラメータとして真のγｂτをα倍したαγｂτを使用し、指数項ｅｘｔ｛−ｊαγｂτ（ｘ’２＋ｙ’２）｝を乗じた関数は（式２０）の式となる。
【０１２１】
【数２０】
2007301159.tif 000022
【０１２２】
この（式２０）の指数項ｅｘｔ｛−ｊαγｂτ（ｘ’２＋ｙ’２）−ｊαγｂτ（ｘ２＋ｙ２）における肩Ｃを変形すると、（式２１）となり、（式４）は、（式２２）に変形される。
【０１２３】
【数２１】
2007301159.tif 000023
【０１２４】
【数２２】
2007301159.tif 000024
【０１２５】
ここで、（式２２）を（式２３）と変形し、さらに、（式２４）に示すようにｕおよびｗをｘおよびｙと書き換えると、（式２４）は、上述の（式１３）のフレネル変換を示すこととなるので、これを逆フレネル変換することによって当該（式１３）を導出することができるようになっている。ただし、（式２３）において（式２５）を満たす。
【０１２６】
【数２３】
2007301159.tif 000025
【０１２７】
【数２４】
2007301159.tif 000026
【０１２８】
【数２５】
2007301159.tif 000027
【０１２９】
また、上述と異なり以下のように（式１３）を導出することもできるようになっている。
【０１３０】
まず、（式２６）に示すように、変数変換された測定データｖ（ｘ’，ｙ’）をフーリエ変換し、（式２７）に示すように（式２６）を整理する。
【０１３１】
【数２６】
2007301159.tif 000028
【０１３２】
【数２７】
2007301159.tif 000029
【０１３３】
ここで、Ｒ（ωｘ，ωｙ）)は、再構成画像ρ（ｘ，ｙ）のフーリエ変換を意味するので、上述の（式５）を整理すると（式２８）に示す畳み込み積分の形になる。
【０１３４】
【数２８】
2007301159.tif 000030
【０１３５】
また、撮像パラメータαγｂτにより、（式２８）の積分項の前の位相項がキャンセルされることになるので、（式２８）は、（式２９）のように畳み込み積分の記述式となる。したがって、畳み込み定理とフーリエ変換のスケーリング則より、（式３０）に示すように、（式１３）を導出することができるようになっている。
【０１３６】
【数２９】
2007301159.tif 000031
【０１３７】
【数３０】
2007301159.tif 000032
【０１３８】
次に、図５を用いて本実施形態のＭＲＩ装置１００における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作について説明する。なお、図５は、本実施形態のＭＲＩ装置１００における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作を示すフローチャートである。
【０１３９】
まず、システム制御部１５３が、図示しない操作部を介して被検体１０内の所定の検査部位における断層画像（２次元画像）を再構成画像として表示させるための指示を検出すると（ステップＳ１０１）、当該システム制御部１５３は、シーケンサ１５５およびその他の各部を制御し、静磁界を発生させるとともに、予め定められたシーケンスによって、特徴磁界を一定時間発生させた後に、各勾配磁界および高周波パルスを被検体１０に印加させ、かつ、位相エンコード方向勾配磁界を印加する毎にエコー信号を検出してその位相を検波させ、演算処理部１５１に測定データを取得させる（ステップＳ１０２）。
【０１４０】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に取得させた測定データに基づいて、予め設定された画像サイズ係数αを基準に、以下の演算処理を実行させる。
【０１４１】
まず、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）を、撮像パラメータαγｂτに基づいて位相変調を行い、フーリエ変換を実行させるとともに（ステップＳ１０３）、フーリエ変換された測定データに対して２次の位相変調項を乗じて位相変調を施させる（ステップＳ１０４）。
【０１４２】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、ステップ１０４にて生成された信号に、逆フーリエ変換を行うとともに（ステップＳ１０５）、所定の係数および所定の逆位相項を乗算し、再構成画像ρα（ｘ、ｙ）を生成する（ステップＳ１０６）。
【０１４３】
最後に、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、再構成画像ρα（ｘ、ｙ）を補正し、再構成画像ρ（ｘ，ｙ）の最終的な値を算出させるとともに（ステップＳ１０７）、当該算出させた最終的な再構成画像ρ（ｘ，ｙ）をディスプレイ１６０に出力させて２次元画像、すなわち、被検体１０における検査部位の断層像を表示させ（ステップＳ１０８）、本動作を終了させる。
【０１４４】
以上本実施形態のＭＲＩ装置１００は、受信された核磁気共鳴信号に基づき符号化されたデータに対し２次の位相変調処理を実施すると、フレネル回折式と同型になるため、特徴磁界を印加するための時間、原子核固有の定数および再構成される画像のサイズ係数から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させるための位相変調を施しつつ、逆フレネル変換を行えば、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体１０内部の画像化を行うことができる。
【０１４５】
したがって、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、被検体１０の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体１０のサイズが大きくなった場合であっても、画像サイズ係数αに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体１０サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理によってエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【０１４６】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、取得した一組の測定データに対して画像サイズを変化させつつ、画像再構成を繰り返し行い、高分解能の種々の画像を提供するようにしてもよい。これにより、上述の処理によって折り返しアーチファクトのない一の画像のみでは発見できない場合であっても、被検体１０内部の異常を画像として提供することが可能になる。
【０１４７】
すなわち、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、上述のように、測定データによって折り返しアーチファクトを除去する画像再構成を行うようになっているが、逆フーリエ変換法などの従来の手法により折り返しアーチファクトが生じている画像とは、画素の物理的な間隔が小さいから高分解能で画像を再生していることになるので、この特性を利用し、折り返しアーチファクトが発生することを前提として、画像を高分解能にて再構成することにより、高分解能の種々の画像を提供するようにしてもよい。
【０１４８】
例えば、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、図６（ａ）に示すような逆フーリエ変換再構成法によって画像再構成処理を行った場合に折り返しアーチファクトが生ずる撮像条件にて得られた測定データに対して、画像サイズを０．９倍、０．８倍、０．７倍、０．６倍および０．５倍と変化させて上述の演算処理を行い、断層画像を再構成すると、当該断層画像の一部、すなわち、図６（ａ）において折り返しアーチファクトが生じていない領域の画像については、図６（ｂ）〜（ｅ）に示すように、図６（ｆ）に示す画像サイズが０．５倍の分解能を有する断層画像に比べて、高分解能を有する断層画像を提供することができるようになっている。これにより、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、通常の撮像では発見できない被検体１０内の異常などを発見できるものとして医療における画像診断の精度を高めることができるようになっている。
【０１４９】
ただし、図６は、取得した一組の測定データに対して画像サイズを変化させつつ、画像再構成を繰り返し行った場合における画像の例であり、図６（ａ）は、逆フーリエ変換再構成法によって演算処理された断層画像、図６（ｂ）は、画像サイズが０．９倍の本実施形態における演算処理にて画像再構成された断層画像、図６（ｃ）は、画像サイズが０．８倍の本実施形態における演算処理にて画像再構成された断層画像である。また、図６（ｄ）は、画像サイズが０．７倍の本実施形態における演算処理にて画像再構成された断層画像、図６（ｅ）は、画像サイズが０．６倍の本実施形態における演算処理にて画像再構成された断層画像であり、図６（ｃ）は、画像サイズが０．５倍の本実施形態における演算処理にて画像再構成された断層画像である。さらに、図６（ｂ）〜（ｅ）は、折り返すアーチファクトが生じている領域を減少させるように画像サイズを調整すると、各図に示すように分解能もそれに応じて小さくなる。
【０１５０】
一方、本実施形態の特徴磁界発生部は、単に、２次関数状磁界を発生させるようになっているが、磁界強度の等高線が円筒形状をなした棒状特徴磁界、鞍形をなした星状特徴磁界、球形状乃至楕円形状特徴磁界など磁界強度の変化が中心位置から距離の２乗に比例する磁界強度成分を有していればよい。
【０１５１】
また、本実施形態は、測定データを取得しつつ、再構成画像を生成するための演算処理を行うようになっているが、予め取得された測定データに基づいて、再構成画像を生成するための演算処理を行うようにしてもよい。
【０１５２】
また、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、コンピュータおよび記録媒体を備え、画像再構成演算処理を実行する場合に、画像再構成演算処理を実行する制御プログラムを格納し、このコンピュータによって当該各制御プログラムを読み込むことによって上述と同様の各処理を行うようにしてもよい。
【０１５３】
〔第２実施形態〕
次に、図７を用いて本願に係るＭＲＩ装置における第２実施形態について説明する。
【０１５４】
本実施形態では、第１実施形態において再構成画像の分解能を画像サイズ係数αにて拡大縮小し、画像サイズを調整する（α倍する）点（（式１４）参照）に代えて、当該分解能を画像サイズ係数の逆数にて拡大縮小し、画像サイズを調整する（１／α倍する）点に特徴がある。具体的には、撮像パラメータα＝（ｃγｂτ／（ｃ−１））を用いて位相変調を施しつつ、フーリエ変換および逆フーリエ変換を繰り返すことによって画像再構成演算を行うようになっている。
【０１５５】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、演算処理部１５１における演算処理以外の構成および各部の処理は、第１実施形態と同様であるため、同一部材には同一の番号を付してその説明を省略する。
【０１５６】
まず、本実施形態の演算処理部１５１の詳細について説明する。
【０１５７】
本実施形態の演算処理部１５１は、予め定められたまたは操作者の操作により設定された画像サイズ係数α、特徴磁界を印加するための時間τ、原子核固有の定数γおよび特徴磁界を印加する際の係数ｂから構成された撮像パラメータを構成し、この撮像パラメータを所定の値に変数変換しつつ、当該変数変換された撮像パラメータに基づいて、以下に示すフーリエ変換及び逆フーリエ変換を行うようになっている。
【０１５８】
（１）まず、本実施形態の演算処理部１５１は、第１実施形態と同様に、取得した測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）を、測定データｖ（ｘ’，ｙ’）に変数変換しつつ、（式３１）に示すフーリエ変換を実行するようになっている。
【０１５９】
【数３１】
2007301159.tif 000033
【０１６０】
（２）次いで、この演算処理部１５１は、撮像パラメータγbτを画像サイズ係数に基づく所定の値に変換するため、フーリエ変換された測定データである（式３１）に対して位相変調項を乗じ、指数項の肩の係数を変化させる操作を行い、逆フーリエ変換を行うようになっている。すなわち、この演算処理部１５１は、（式３２）に示すように（式３１）の右辺に所定の値Ｕを乗じ、その後に逆フーリエ変換を行うようになっている。ここで、ｃは位相変調のための係数（以下、「位相変調係数」という。）であり、後述するように、この位相変調係数ｃは、画像スケール係数αとα＝（ｃ−１）／ｃの関係がある。
【０１６１】
【数３２】
2007301159.tif 000034
【０１６２】
【数３３】
2007301159.tif 000035
【０１６３】
すなわち、本実施形態の演算処理部１５１は、撮像パラメータを（γｂτ）から（ｃγｂτ／（ｃ−１））に変換し、当該撮像パラメータが変換されたフレネル変換式の測定データを得るようになっている。
【０１６４】
（３）次いで、この演算処理部１５１は、撮像パラメータが変換された測定データに対して、第１実施形態と同様に、位相変調を施すようになっている。すなわち、この演算処理部１５１は、（式３４）に示す２次の位相変調項Ｓ２における逆位相項Ｔ２を乗じて位相変調を施すようになっている。
【０１６５】
【数３４】
2007301159.tif 000036
【０１６６】
より具体的には、（式３２）に示すフレネル変換式は、（式３５）に示すように変形することができるので、本実施形態の演算処理部１５１は、（式３５）に現れる２次変調項に対する逆位相項をフーリエ変換された測定データに対して乗算するようになっている。なお、（式３５）におけるｋ’ｘおよびｋ’ｙは（式３６）を満たす。
【０１６７】
【数３５】
2007301159.tif 000037
【０１６８】
【数３６】
2007301159.tif 000038
【０１６９】
（４）次いで、この演算処理部１５１は、測定データｖに対して２次の位相変調項における逆位相項を乗じて位相調整されたものに対して、逆フーリエ変換を行い、上述の（式３４）によって示される係数および逆位相項を所定の係数として乗算し、再構成画像ρｃ（ｘ、ｙ）を表示するための画像データを生成するようになっている。
【０１７０】
すなわち、（式３４）に示すように、大括弧内は逆フーリエ変換の形をしているので、本実施形態の演算処理部１５１は、（式３３）のＴ２を乗じた後、逆フーリエ変換を行い、さらに、位相変調を行うために（式３７）に示す係数の逆位相項Ｔ２を乗算するようになっているので、（式３８）に示すように、元の測定データｖと同じ空間にて再構成画像を生成することができるようになっている。
【０１７１】
【数３７】
2007301159.tif 000039
【０１７２】
【数３８】
2007301159.tif 000040
【０１７３】
なお、この（式３８）において、ｘおよびｙは、それぞれα＝（ｃ−１）／ｃ倍されているので、第１実施形態と同様に再生画像がα倍にスケーリング、すなわち、拡大または縮小されることがわかる。
【０１７４】
ただし、この場合に、（式１４）および（式３５）により（式３８）によって再構成される画像の画素幅Δｘｆを（式３９）に示すことができる。
【０１７５】
【数３９】
2007301159.tif 000041
【０１７６】
また、第１実施形態では、上述のように（式１４）に示すように画像の分解能が画像サイズ係数（α）倍となることから、再構成される再構成画像は縮小（または拡大）する方向にあるが、本実施形態では、（式３９）に示すように分解能が（１／（画像サイズ係数（?））倍になることから、再構成される再構成画像は、第１実施形態と反対に拡大（または縮小）するようになっている。
【０１７７】
次に、図７を用いて本実施形態のＭＲＩ装置１００における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作について説明する。なお、図７は、本実施形態のＭＲＩ装置１００における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作を示すフローチャートである。
【０１７８】
まず、システム制御部１５３が、操作部を介して被検体１０内の所定の検査部位における断層画像（２次元画像）を再構成画像として表示させるための指示を検出すると（ステップＳ２０１）、当該システム制御部１５３は、シーケンサ１５５およびその他の各部を制御し、静磁界を発生させるとともに、予め定められたシーケンスによって各勾配磁界および高周波パルスを被検体１０に印加させ、かつ、位相エンコード方向の勾配磁界を印加する毎にエコー信号を検出して位相信号を取得させ、演算処理部１５１に測定データを取得させる（ステップＳ２０２）。
【０１７９】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に取得させた測定データに基づいて、予め設定された画像サイズ係数α＝（ｃ−１）／ｃを基準に、以下の演算処理を実行させる。
【０１８０】
まず、システム制御部１５３は、撮像パラメータをγｂτから（ｃγｂτ／（ｃ−１））に変換し、かつ、演算処理部１５１に測定データｖ（ｋｘ，ｋｙ）を、測定データｖ（ｘ’，ｙ’）に変数変換しつつ、変換された撮像パラメータ（ｃγｂτ／（ｃ−１））に基づいてフーリエ変換を実行させるとともに（ステップＳ２０３）、フーリエ変換された測定データに対して２次の位相変調項を乗じて位相変調を施させる（ステップＳ２０４）。
【０１８１】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、測定データｖに２次の位相変調項を乗じて位相調整されたものに対して、逆フーリエ変換を行う（ステップＳ２０５）。
【０１８２】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、逆フーリエ変換された測定データｖに対して２次の位相変調項を乗じて位相変調を施させる（ステップＳ２０６）。
【０１８３】
次いで、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、測定データｖに２次の位相変調項を乗じて位相調整されたものに対して、逆フーリエ変換を行うとともに（ステップＳ２０７）、所定の係数および所定の逆位相項を乗算し、再構成画像ρｃ（ｘ、ｙ）を生成する（ステップＳ２０８）。
【０１８４】
最後に、システム制御部１５３は、演算処理部１５１に、再構成画像ρｃ（ｘ、ｙ）を補正し、再構成画像ρ（ｘ，ｙ）の最終的な値を算出させるとともに（ステップＳ２０９）、当該算出させた最終的な再構成画像ρ（ｘ，ｙ）をディスプレイ１６０に出力させて２次元画像、すなわち、被検体１０の所定の検査部位における断層画像を表示させ（ステップＳ２１０）、本動作を終了させる。
【０１８５】
以上本実施形態のＭＲＩ装置１００は、第１実施形態と同様に、被検体１０の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体１０のサイズが大きくなった場合であっても、パラメータに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体１０サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理によってエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【０１８６】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、第１実施形態と同様に、取得した一組の測定データに対して画像サイズを変化させつつ、画像再構成を繰り返し行い、高分解能の種々の画像を提供するようにしてもよい。これにより、上述の処理によって折り返しアーチファクトのない一の画像のみでは発見できない場合であっても、被検体１０内部の異常を画像として提供することが可能になる。
【０１８７】
また、本実施形態の特徴磁界発生部は、単に、２次関数状磁界を発生させるようになっているが、磁界強度の等高線が円筒形状をなした棒状特徴磁界、鞍形をなした星状特徴磁界、球形状乃至楕円形状特徴磁界など磁界強度の変化が中心位置から距離の２乗に比例する磁界強度成分を有していればよい。
【０１８８】
また、本実施形態は、測定データを取得しつつ、再構成画像を生成するための演算処理を行うようになっているが、予め取得された測定データに基づいて、再構成画像を生成するための演算処理を行うようにしてもよい。
【０１８９】
また、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、コンピュータおよび記録媒体を備え、画像再構成演算処理を実行する場合に、画像再構成演算処理を実行する制御プログラムを格納し、このコンピュータによって当該各制御プログラムを読み込むことによって上述と同様の各処理を行うようにしてもよい。
【０１９０】
〔第３実施形態〕
次に、図８および図９を用いて本願に係るＭＲＩ装置における第３実施形態について説明する。
【０１９１】
本実施形態では、第１実施形態において、静磁界に磁界強度が２次関数状に変化している特徴磁界を重畳させ、被検体内の原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させる点に代えて、勾配磁界に対して２次の位相変調を与える高周波パルスを発生させることによって被検体内の原子核のスピンにおける位相を２次関数状に変調させる点に特徴がある。
【０１９２】
なお、本実施形態のＭＲＩ装置は、特徴磁界を印加しない点および勾配磁界に対して２次の位相変調を与える高周波パルスを発生させる点を除き、他の構成、動作、再構成画像演算の処理および測定データの演算処理については、第１実施形態と同様であるため、同一部材には同一の番号を付してその説明を省略する。
【０１９３】
まず、図８および図９を用いて本実施形態のＭＲＩ装置の概略動作について説明する。なお、図８は、本実施形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図であり、図９は、本実施形態において被検体に印加する高周波パルスの例である。
【０１９４】
本実施形態のＭＲＩ装置２００は、図８に示すように、均一な静磁界を所定空間内に発生させるとともに、所定のタイミングにて、所定の空間内に載置された被写体に印加するＸ、Ｙ、Ｚ軸の三軸方向の勾配磁界を発生させるようになっている。
【０１９５】
そして、このＭＲＩ装置２００は、所定のシーケンスにしたがって、印加された勾配磁界に対して２次の位相変調を与える高周波パルスを被検体１０に照射し、かつ、照射コイル５０から照射された高周波磁気パルスによる被検体１０の組織を構成する原子核の磁気共鳴によって放出される各エコー信号を検出するようになっており、検出したエコー信号に所定の演算処理を行うとともに被検体１０における所望の検査部位の断層像を示す画像データを生成するようになっている。
【０１９６】
特に、本実施形態のＭＲＩ装置２００は、位相エンコード方向（ｙ方向）および読み取り方向（ｘ方向）に対して（式４０）を満たす高周波パルスを印加するようになっている。
【０１９７】
具体的には、本実施形態のＭＲＩ装置２００において、例えば、図９に示すにチャープ波と呼ばれる（式４０）を満たす高周波パルスを勾配磁界Ｇｘの印加のもとで照射すると、被検体１０内における読み取り方向（ｘ方向）のスピンには（式４０）の２次の位相変調が与えられる。
【０１９８】
【数４０】
2007301159.tif 000042
【０１９９】
【数４１】
2007301159.tif 000043
【０２００】
なお、ｔは、経過時間、ω０は、共鳴周波数、ｕは、定数を示し、ω０ｔ＋ｕｔ２によって波形の振動を決定する。また、ａ（ｔ）は、チャープ波の波形に対して外形を与えるための関数（パルスの包絡線を形成するための関数）であり、Ａ（ｘ）は、ａ（ｔ）のフーリエ変換関数である。また、（＊）は、畳み込み積分を示す。
【０２０１】
同様にして、勾配磁界Ｇｙの印加の下で、同様の高周波パルスを与えると位相エンコード方向（ｙ方向）にも２次の位相変調を与えることができる。
また、高周波パルスを印加する時間を長くとると（式４１）のＡ（ｘ）は、デルタ関数状になり、当該Ａ（ｘ）の項は、ほぼ無視することができる。このとき、本実施形態のＭＲＩ装置は、（式４２）に示す測定データｖを取得することができるようになっている。ただし、（式４２）は（式４３）を満足する。
【０２０２】
【数４２】
2007301159.tif 000044
【０２０３】
【数４３】
2007301159.tif 000045
【０２０４】
ここで、勾配磁界ＧｘおよびＧｙを等しい強度にし、これをＧ（Ｇｘ＝Ｇｙ）とすると、（式４４）となり、本実施形態のＭＲＩ装置２００は、第１実施形態と同形式（式１４）の測定データｖ、すなわち、被検体１０内における原子核のスピンの位相を２次関数状に変調させた測定データｖを取得することができるようになっている。ただし、（式４４）において、（Ｄγ２Ｇ２）／ｕは、第１実施形態の撮像パラメータにおけるγｂτに相当する。
【０２０５】
【数４４】
2007301159.tif 000046
【０２０６】
このため、本実施形態のＭＲＩ装置２００は、第１実施形態と同様に、再構成される画像サイズを示す予め定められたまたは操作者の操作により設定された画像サイズ係数αに基づいて、取得した測定データに対して上述のように変数変換および原子核のスピンにおける位相変調の調整を行いつつ、逆フレネル変換を行うことが可能となり、被検体１０の検査部位の断層像を示す再構成画像ρα（ｘ、ｙ）を表示するための画像データを生成することができるようになっている。
【０２０７】
次に、図８を用いて本実施形態のＭＲＩ装置２００における各部の構成およびその動作について説明する。
【０２０８】
本実施形態のＭＲＩ装置２００は、静磁界コイル２０と、勾配磁界を印加するとともに特徴磁界を印加する勾配磁界コイル６０と、照射コイル４０と、受信コイル５０と、の各コイルを有しているとともに、静磁界コイル２０を駆動する高安定直流電源部１０５と、勾配磁界を発生させて勾配磁界コイル６０を駆動する勾配磁界電源部１１０と、を備えている。
【０２０９】
また、このＭＲＩ装置２００は、高周波信号を発生する高周波発振器１２０と、高周波発振器１２０からの高周波信号に基づいて高周波パルスを生成するパルス生成部２２５と、この生成された高周波パルスを増幅する高周波増幅器１３０と、受信回路１３５と、位相検波器１４０と、Ａ／Ｄ変換器１４５と、を備えている。
【０２１０】
さらに、このＭＲＩ装置２００は、信号処理制御部１５０と、シーケンサ１５５と、ディスプレイ１６０と、を備えている。
【０２１１】
なお、例えば、本実施形態の静磁界コイル２０および高安定直流電源部１０５は、本発明の磁界発生手段および静磁界発生回路を構成し、本実施形態の勾配磁界コイル６０および勾配磁界電源部１１０は、本発明の磁界発生手段、勾配磁界発生回路を構成する。また、例えば、本実施形態のパルス生成部２２５および照射コイル４０は、高周波パルス発生手段を構成し、シーケンサ１５５は、本発明の制御手段を構成する。さらに、例えば、本実施形態の受信コイル５０および位相検波器１４０は、本発明の受信手段を構成し、信号処理制御部１５０は、本発明の処理手段を構成する。
【０２１２】
勾配磁界６０は、例えば、平行線条、長方形コイルまたは円形コイルから構成されており、勾配磁界電源部１１０によって発生されたＸ、Ｙ、Ｚの三軸方向の磁界強度が線形に変化する線形勾配を有する各勾配磁界Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを所定の空間内に印加するようになっている。
【０２１３】
パルス生成部２２５には、高周波発振器１２０にて発振された高周波信号が入力されるようになっており、このパルス生成部１２５は、シーケンサ１５５からの指示の下、入力された高周波信号に基づいて、上述したチャプター波と呼ばれる高周波パルスであって、被検体１０内が載置された勾配磁界の磁界強度に対応したラーモア周波数に等しい高周波磁界を有するとともに所定の周波数スペクトルを有する高周波パルスを生成し、高周波増幅器１３０に出力するようになっている。
【０２１４】
以上本実施形態のＭＲＩ装置２００は、第１実施形態と同様に、受信された核磁気共鳴信号に基づき符号化されたデータに対し２次の位相変調処理を実施すると、フレネル回折式と同型になるため、特徴磁界を印加するための時間、原子核固有の定数および再構成される画像のサイズ係数から構成されたパラメータに基づき、当該原子核のスピンにおける位相を変調させるための位相変調を施しつつ、逆フレネル変換を行えば、当該パラメータとして設定されたサイズ値にて被検体１０内部の画像化を行うことができる。
【０２１５】
したがって、本実施形態のＭＲＩ装置２００は、被検体１０の撮像中の動きまたは撮像条件の不備などによって再構成される画像の視野（画像サイズ）より被検体１０のサイズが大きくなった場合であっても、画像サイズ係数αに応じて再構成される画像の縮尺を任意のサイズに調整することができるので、再構成される画像サイズより被検体１０サイズを小さくするようにパラメータを調整すれば、事後的な演算処理によってエイリアシングによるアーチファクトのない再構成画像を提供することができる。
【０２１６】
なお、本実施形態においては、再構成画像演算の処理において、第２実施形態の方法にて行うことも可能である。すなわち、上述のように第２実施形態においても測定データｖに基づいて演算可能であるため、当該第２実施形態の方法にて行うことも可能である。
【０２１７】
また、本実施形態では、勾配磁界に対してチャプター波と呼ばれる高周波パルスを印加することによって、被検体１０内における原子核のスピンの位相を２次関数状に変調させた測定データｖを取得しているが、再構成画像演算の処理を行うデータとして（式４５）を具備する測定データｖを取得可能に各種の磁界を印加させることができれば、画像サイズ係数αを用いて第１実施形態および第２実施形態における再構成画像演算の処理を適用することができる。ただし、Ｑは、核の固有の定数（核磁気回転比）などを含む所定の定数、ｋｘおよびｋｙは、上述と同様に、γGｘｔｘおよびγGｙｔｙなどの位相エンコード方向（ｙ方向）の勾配磁界Ｇｙにおける印加時間ｔｙ、読み取り方向（ｘ方向）の勾配磁界Ｇｘにおける印加時間ｔｘの関数、ρは、被写体関数を示す。
【０２１８】
【数４５】
2007301159.tif 000047
【０２１９】
また、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、コンピュータおよび記録媒体を備え、画像再構成演算処理を実行する場合に、画像再構成演算処理を実行する制御プログラムを格納し、このコンピュータによって当該各制御プログラムを読み込むことによって上述と同様の各処理を行うようにしてもよい。
【図面の簡単な説明】
【０２２０】
【図１】本願に係るＭＲＩ装置の第１実施形態の構成を示すブロック図である。
【図２】第１実施形態のＭＲＩ装置における効果を説明するための図である。
【図３】第１実施形態のパルスシーケンスを示すシーケンス図である。
【図４】第１実施形態のＭＲＩ装置における演算処理部の演算処理において、従来の方法と比較し、第１実施形態の演算処理の原理を説明するための図である。
【図５】第１実施形態のＭＲＩ装置における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作を示すフローチャートである。
【図６】取得した一組の測定データに対して画像サイズを変化させつつ、画像再構成を繰り返し行った場合における画像の例である。
【図７】第２実施形態のＭＲＩ装置における測定データの取得処理を含む当該測定データの演算処理の動作を示すフローチャートである。
【図８】本願に係るＭＲＩ装置の第２実施形態の構成を示すブロック図である。
【図９】第２実施形態のＭＲＩ装置における効果を説明するための図である。
【符号の説明】
【０２２１】
１０…被検体
２０…静磁界コイル
３０…勾配磁界／特徴磁界コイル
４０…照射コイル
５０…受信コイル
６０…勾配磁界コイル
１００…ＭＲＩ装置
１０５…高安定直流電源部
１１０…勾配磁界電源部
１１５…特徴磁界発生回路
１２０…高周波発信回路
１２５、２２５…パルス生成部
１３０…高周波増幅器
１３５…受信回路
１４０…位相検波器
１４５…Ａ／Ｄ変換器
１５０…信号処理制御部
１５１…演算処理部
１５３…システム制御部
１５５…シーケンサ
１６０…ディスプレイ
【図１】
2007301159.tif 000048
【図３】
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【図５】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図２】
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【図４】
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【図６】
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