(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
時間的または空間的に連続して収集された画像のｋ（周波数）空間のデータであるＭＲ原データから成る一連のデータから時間的または空間的に隣接するＭＲＩ画像を連続的に再構成するようにしたＭＲＩ装置において、
前記一連のデータに基づいて、初期画像のデータと、前記ＭＲ画像とは時間的または空間的に反対の方向において前記初期画像と隣接する隣接画像との間の初期１階差分画像のデータとから成る初期データを作成する初期データ作成手段と、
前記初期画像との間で前記ＭＲ原データを一部共用して隣接する前記ＭＲ画像と当該初期画像との差分に関連したデータを演算するデータ演算手段と、
前記差分関連データを前記初期画像に加える加算手段とを備えた、ことを特徴としたＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記データ演算手段による差分関連データは、前記初期画像と前記ＭＲ画像との間の１階差分画像のデータと、この１階差分画像と前記初期１階差分画像との間の差分からなる２階差分画像のデータとからなる請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記２階差分画像のデータ、前記１階差分画像のデータ、および前記ＭＲ画像のデータは、この順に演算される請求項２記載のＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記２階差分画像のデータは、前記原データの和差分演算と、１方向のみのフィルタード・バックプロジェクション（ＦＢＰ）演算とにより演算される請求項３記載のＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記１階差分画像のデータは、前記初期１階差分画像のデータと前記２階差分画像のデータとの和によって演算される請求項４記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記ＭＲ画像のデータは、前記初期画像のデータと前記１階差分画像のデータとの和によって演算される請求項５記載のＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記ＭＲ画像のデータを前記初期画像のデータに、かつ、前記１階差分画像のデータを前記初期１階差分画像のデータに置換して差分関連データの演算と差分関連データの初期画像への加算とを繰り返す手段を備えた請求項６記載のＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記一連のデータは、マルチスライス法に基づき収集されたデータである請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項９】
前記マルチスライス法は、スキャンに伴ってスライス位置が連続的に移動する方式である請求項８記載のＭＲＩ装置。
【請求項１０】
前記一連のデータは、マルチエコー法に基づき収集されたデータである請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１１】
前記マルチエコー法は、エコー毎に画像のｋ空間上の異なる領域に配置するデータを収集する方式である請求項１０記載のＭＲＩ装置。
【請求項１２】
前記マルチエコー法は、スキャンに伴ってスライス位置が連続的に移動する方式である請求項１０または１１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１３】
前記一連のデータは、画像のｋ空間上において任意の順序で収集される請求項１記載のＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、スピンを持つ原子核の磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）に係り、特に、時間的又は空間的に隣接した３次元画像データからＭＲ画像を連続的に再構成するＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号を収集し、このＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、プロトンのスペクトルを得るイメージング法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージング法の分野では近年様々な応用法が研究されており、その一つとして、Ｘ線ＣＴ（Ｘ線コンピュータ断層撮影）で行われている撮影法と同様のヘリカル撮影やダイナミック撮影が提案が提案されている（例えば、「Rasche et al., "Improved acquisition and reconstruction schemas inherical imaging", abstract book of SMR, p.787, 1994」参照）。ヘリカル撮 影の場合、被検体のスライス位置を移動させながらデータ収集を実行することで、空間的に隣接（連続）した一連の３次元画像データが得られる。また、同一のスライス位置でデータ収集を実行することで、時間的に連続した一連の３次元画像データが得られる。これらの連続撮影法はＭＲフルオロスコピーと呼ばれることもある。
【０００４】
この一連の３次元画像データ（原データ）から画像を連続的に再構成するには、通常、原データを画素値１〜１２８まで、２〜１２９まで、３〜１３０まで、…の如く、または、所定値ずつ飛び飛びにして画素値１〜１２８まで、３３〜１６０まで、６５〜１９２まで、…の如く、重複状態で少しずつずらして使い、それぞれ各別に画像の再構成演算を行う。これにより、空間分解能又は時間分解能が高い多数枚の画像が得られるようにしている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したように１枚の画像を得る毎に再構成演算を行う手法にあっては、収集する３次元画像データがもともと膨大な量であるので、画像の再構成演算を中心としたデータ処理量も膨大になる。したがって、ＣＰＵの演算負荷が非常に大きくなることから、より大きな処理能力のＣＰＵ、すなわち高価なＣＰＵが必要になるとともに、画像を得るまでに多大な時間が掛かるなどの不都合がある。
【０００６】
Ｘ線コンピュータ断層撮影の場合、そのような膨大な量の演算を回避して、一連の多数枚の画像を効率良く再構成する手法が知られている。例えば、特開平６−７３４２号記載のＸ線コンピュータ断層像撮影装置によれば、その演算法は、１枚のスライス位置の断層像を２回転分の投影データを補間処理して通常の再構成処理により求めておいて、そのスライス位置に隣接するスライス位置の断層像は両スライス位置の投影データの差のみを再構成処理し、その再構成処理データに係数を乗じたデータを加算することで求め、これにより、ヘリカルスキャンにおける連続したスライス位置の画像を高速で求めるようにしている。
【０００７】
しかし、上記公報記載の演算法はＸ線コンピュータ断層像撮影法に固有のものであり、データ収集法の異なる磁気共鳴イメージングにそのまま適用することは当然できないものであった。
【０００８】
本発明は、このような従来技術による不都合に鑑みてなされたもので、磁気共鳴イメージングにおいて空間的に又は時間的に連続して収集された一連のＭＲデータから連続的に隣接画像を再構成する場合、その連続再構成に関するデータ演算量を著しく減らし、効率良く、かつ高速で連続的に隣接画像を作成することを、その目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明では、その１つの側面として、時間的または空間的に連続して収集された画像のｋ（周波数）空間のデータであるＭＲ原データから成る一連のデータから時間的または空間的に隣接するＭＲＩ画像を連続的に再構成するようにしたＭＲＩ装置において、前記一連のデータに基づいて、初期画像のデータと、前記ＭＲ画像とは時間的または空間的に反対の方向において前記初期画像と隣接する隣接画像との間の初期１階差分画像のデータとから成る初期データを作成する初期データ作成手段と、前記初期画像との間で前記ＭＲ原データを一部共用して隣接する前記ＭＲ画像と当該初期画像との差分に関連したデータを演算するデータ演算手段と、前記差分関連データを前記初期画像に加える加算手段とを備えた、ことを特徴とする。
【００１６】
以上の構成によって、時間的または空間的に連続して収集されたＭＲ原データから成る一連のデータから時間的または空間的に隣接するＭＲ画像が連続的に再構成（作成）され、そのときの演算量は従来に比べて極めて著しく減少する。
【００１７】
本発明の原理の一例
ここで、以下、本発明に係る連続再構成の原理の一例を図１〜図７に基づき説明する。
【００１８】
磁気共鳴イメージングのデータ収集方式には、フーリエ変換法（ＦＴ法）、バックプロジェクション法（ＢＰ法）、スパイラルスキャン法など、種々の方式がある。これらのデータ収集方式は通常、図１（ａ）〜（ｃ）に示す如く、ｋ空間上のトラジェクトリの違いとして表わされる。
【００１９】
この原理説明では、最も基本的な「１エコー、ＢＰ法のシングルスライス」を例に採り説明する。ＢＰ法は連続収集に適しており、その収集データは常に原点データを含んでいることを特徴とするとともに、ＢＰ法に対応した再構成法（２次元ＦＴ法の極座標表現であるフィルタード・バックプロジェクション再構成法）が在る。この再構成法を実施する場合、フィルタード・バックプロジェクション（以下、「ＦＢＰ」と表す）の演算に時間が掛かるので、本発明の有用性が最も顕著に発揮される。
【００２０】
具体的な原理説明に入る。
【００２１】
（再構成重み関数について）
ＭＲデータを最も基本的な例であるＢＰ法で、スライス位置の移動無しの収集方式を想定して、種々の概念を説明する。図２は、スキャンの時間経過とともに収集方向「ｋθ」が周期的に変化する様子を表しており、横軸は時間軸、縦軸はバックプロジェクションデータの収集方向の角度（図１（ｂ）のｋθに相当）である。同図に示すように、時刻ｔ０における画像を作成するためには、時刻ｔ０付近の±π分（２π分）のデータを使うことが適当である。ただし、その時間幅の両端でデータをステップ状に急減させるよりも徐々に減らしていった方がエラーに因るデータの不連続性が小さくなる。この徐々に変化する重みは同図に示す台形状の関数で付けられる。このような重みを付ける関数を、「再構成重み関数（reconstruction weighted function: ＲＷＦ）」と呼ぶことにする。この再構成重み関数の例を図３（ａ）〜（ｄ）に示す。同図に示す如く、同じ投影角のデータ（２πの倍数違いのデータ）についての重みの和は１となるように設定してある。
【００２２】
図３（ａ）には、最も基本的な矩形の再構成重み関数（Rectangular RWF ；ＲＲＷＦ）を示す。同図（ｂ）には、Ｘ線コンピュータ断層撮影のヘリカル撮影における基本形である三角形の標準的な再構成重み関数（Canonical RWF ；ＣＲＷＦ）を示す。さらに同図（ｃ）には、中心付近の重みを大きく設定した再構成重み関数を示す（「Rasche et al., "Improved acquisition and reconstruction schemas in herical imaging", abstract book of SMR, p.787, 1994」参照）。さらに同図（ｄ）に示す関数は一般的に多用される台形状の再構成重み関数で、その両端が区分的に線形に変化する。
【００２３】
（フル再構成／ハーフ再構成について）
画像を作成するには、収集方向で１８０°分のデータがあればよい。３６０°分のデータを使う再構成を「フル再構成」、１８０°分のみのデータを使う再構成を「ハーフ再構成」と呼ぶことにする。ハーフ再構成の再構成重み関数は図４（ｂ）に示すように、横軸方向に関しては半分の大きさに設定するとともに、投影角が２π（３６０°）の倍数違いのデータに対する重みの和が１となるように設定する。同図（ａ）には比較のため、フル再構成のときのＣＲＷＦを示す。以下の説明では全て、フル再構成を前提するが、ハーフ再構成についても同様に適用できるものである。
【００２４】
（連続再構成について）
画像再構成の表現から説明する。連続収集されたｋ空間のデータをＦ＝（ｒ，θ）とする。データ収集方向（投影角）を表すθは±πで周期的に変わるのではなく、π以上、−π以下についても、連続的な値を取るものとする。データＦは収集時間ｔではなく、θをパラメータとして表される。
【００２５】
【外１】
0004282810.tif 000002
【００２６】
【外２】
0004282810.tif 000003
【００２７】
【外３】
0004282810.tif 000004
【００２８】
【外４】
0004282810.tif 000005
【００２９】
ここで留意すべきは、２階差分関数の非ゼロ部分が３つの小さな３角形の部分のみから形成されていることである。今までの説明では連続関数で表記してきたが、実際のデータ処理では離散量を扱う。そこで、１点だけシフトした隣接データ間で以上の議論を進めると、２階差分関数は図５（ｃ）に示す如く、３点でのみ非ゼロの関数になるので、
【外５】
0004282810.tif 000006
【００３０】
（隣接画像の作成）
時間的または空間的に隣接した複数の画像面（データ面）について以上の議論を模式的に表すと図６のようになる。
【００３１】
【外６】
0004282810.tif 000007
【００３２】
【外７】
0004282810.tif 000008
【００３３】
【外８】
0004282810.tif 000009
【００３４】
なお、上述した原理説明ではＢＰ法、シングルスライス法、およびスライス位置の移動なし、の撮影法の場合について説明したが、ＢＰ法、シングルスライス法、およびスライス位置の移動あり、撮影法の場合の原理は図７にように表すことができる。図２の場合と対比してみると、図７のものは横軸が時間軸からスライス位置に置き変わっているだけであるから、スライス位置Ｚ＝Ｚ０のときのデータ収集角度θをθ＝θ０とすることで、上述した原理と同一にデータ処理して連続的に隣接画像を作成することができる。
【００３５】
用語「再構成」について
本発明では、「再構成」の用語は原データ（生データ）から画像データを作成するという広義の意味にも用いる。この広義の「再構成」の一つの態様として狭義の意味でのＦＢＰ法などの再構成演算がある、ものとする。
【００３６】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の形態を図面を参照しながら説明する。
【００３７】
第１の実施形態
第１の実施形態を前述した図２および図８〜図１０を参照して説明する。この実施形態は、図２で説明した「バックプロジェクション（ＢＰ）法、シングルスライス法、およびスライス位置の移動なし（すなわちダイナミックスキャン）」を実施する第１の撮影法に関する。
【００３８】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図８に示す。この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、ＭＲ信号受信用の送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００３９】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部の長手方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。なお、この磁石部には１次のシミング用のシムコイル１４が設けられている。
【００４０】
被検体Ｐは天板１５ａに載せられる。この天板１５ａは寝台１５にＺ軸方向にスライド可能に支持されている。
【００４１】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）から第１の撮影法（バックプロジェクション法、シングルスライス法、およびダイナミックスキャン）のためのＳＥ法が収集パルスシーケンスとして指令される。これにより、傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0 に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交するスライス用のＺ軸方向の傾斜磁場ＧZ 、Ｘ軸方向の傾斜磁場ＧX 、およびＹ軸方向の傾斜磁場ＧY が生成される。
【００４２】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒと、この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００４３】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、生データ格納用バッファメモリ９Ａ、画像演算用バッファメモリ９Ｂ、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。生データ格納用バッファメモリ９Ａは、受信器８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを生データとして一次記憶し、その記憶データを演算ユニット１０に送る。演算ユニット１０は、前述した本発明の原理に沿って画像再構成、差分データ算出、隣接画像演算などの連続再構成に必要な処理をソフトウエア上で実行するようになっている。画像演算用バッファメモリ９Ｂは、演算ユニット１０における各種演算を行うための一次記憶メモリとして使用される。演算ユニット１０で最終的に演算された隣接画像データは記憶ユニット１１に補間される。表示器１２は、隣接画像を表示する。またコントローラ６は、傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００４４】
次に、この実施形態の動作を説明する。
【００４５】
このＭＲＩ装置が起動すると、コントローラ６は所定メインプログラムを実行する中で、傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂに例えば図９に示すバックプロジェクション法によるＳＥ法の収集パルスシーケンスの開始を指令する。傾斜磁場シーケンサ５ａは、図９に示すシーケンスに基づいてスライス用のＺ軸方向傾斜磁場ＧZ 、Ｘ軸方向傾斜磁場ＧX 、及びＹ軸方向傾斜磁場ＧY を制御する。これと並行して、ＲＦシーケンサ５ｂは、図９に示すシーケンスで、被検体Ｐに９０゜ＲＦパルス及び１８０゜ＲＦパルスを印加させる。
【００４６】
最初に、スライス用のＺ軸方向傾斜磁場ＧZ が傾斜磁場電源４から傾斜磁場コイル３ｚ、３ｚを介して印加され、この傾斜磁場ＧZ が一定値まで立上がった時点で送信器８Ｔ及び高周波コイル７を介して９０゜ＲＦパルスが並行して印加される。これにより、被検体の所定スライス幅の領域が選択されるとともに、その面内のスピンが選択的に励起され、ｙ′軸（回転座標）までフリップする。
【００４７】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧZ の極性が反転される。
【００４８】
次いで１８０゜ＲＦパルスが印加される。これにより、スピンが１８０度、ｙ′軸の回りに回転し、それらの位相が揃う方向に向かう。９０°ＲＦパルスの印加後の経過時間がエコー時間ＴＥに近付くと、エコー信号が発生し始める。傾斜磁場コイル３ｘ、３ｘおよび３ｙ，３ｙを介して傾斜磁場ＧX ，ＧY が印加された後、このエコー信号が高周波コイル７を介して収集される。この２つの傾斜磁場ＧX ，ＧY は印加毎にその強度比がＧX ＝Ｇcosθ，ＧY ＝Ｇsinθと調整され、これにより、バックプロジェクション法における投影方向、すなわちデータ収集角度ｋθ（図１（ｂ）参照）が変更される。
【００４９】
この収集されたエコー信号は順次、受信器８Ｒに送られ、そこで増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの処理を受けた後、Ａ／Ｄ変換されてエコーデータに生成される。このエコーデータは生データ（ｋ空間のデータ）としてバッファメモリ９Ａを介して演算ユニット１０に送られる。
【００５０】
グラジェント・フィールド・エコー法（ＦＥ法）においては、リフォーカス用の１８０°パルスは用いないが、ＧX ，ＧY の傾斜磁場強度比の調整は同様に行なう。
【００５１】
このようにバックプロジェクション法で撮影するときのデータ収集角度ｋθ、時間、再構成重み付け関数のとり方の関係は前述した原理説明で用いた図２と同じになる。
【００５２】
演算ユニット１０は、画像の連続再構成可能な複数枚の画像分のエコーデータを入力次第、または目的としていた複数枚の画像分全部のエコーデータを入力し終わってから、前述した本発明の原理に基づいて隣接画像を所望枚数分、連続的に再構成する。この処理は例えば図１０に概略示す要領で実施される。
【００５３】
【外９】
0004282810.tif 000010
【００５４】
【外１０】
0004282810.tif 000011
【００５５】
【外１１】
0004282810.tif 000012
【００５６】
【外１２】
0004282810.tif 000013
【００５７】
【外１３】
0004282810.tif 000014
【００５８】
画像更新を連続的に続ける限り、ステップＳＴ２〜ＳＴ６の処理が繰り返される。このため、ダイナミック撮影によって時間軸方向に収集したスライス面の原データに対して、その原データの一部を共有した隣接画像ｆ０のデータを連続的に作成（再構成）できる。
【００５９】
したがって、１枚の画像に対するバックプロジェクション法での投影方向数をＮｐとすると、従来の場合、隣接画像を更新（作成）する度に、Ｎｐ回のＦＢＰ演算が必要であったが、本発明を適用することによって、隣接画像毎に、ＦＰＢ演算（２回差分画像を求めるため）はわずか１回で済み、残りは画像間の若干の和差分の演算（２回差分画像を求める和差分演算が各１回、および１回差分画像を求めるための和分演算が１回、隣接画像を求めるための和分演算が１回）だけである。これにより、従来法による隣接画像の連続再構成に比べて、再構成に必要な演算量を圧倒的に減らすことができ、したがって、ＣＰＵの演算負荷が大幅に減るとともに、その演算速度を著しくアップさせることができる。また、時間分解能も従来のフルオロスコピーと同等の値を維持できる。
【００６０】
第２の実施形態
続いて、第２の実施形態を前述した図７を参照して説明する。
【００６１】
第２の実施形態は、図７で説明した「バックプロジェクション（ＢＰ）法、シングルスライス、およびスライス位置の移動あり（例えばヘリカルスキャンのとき）」を実施する第２の撮影法に関する。
【００６２】
この実施形態におけるハードウエア構成は上述したものと同一である（以降の実施形態についても同様である）。コントローラ６は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、シングルスライス、およびスライス位置の移動あり」の第２の撮影法を指令するようになっている。この第２の撮影法を実施するときの本発明の連続再構成の原理（データ収集角度ｋθ、スライス位置、再構成重み付け関数のとり方の関係）は、前述した原理説明で用いた図２の内の時間軸をスライス位置を表す軸で置き換えたものと同じで、図７のように表される。
【００６３】
このため、演算ユニット１０における隣接画像の連続再構成のデータ処理は、前述した図１０のものと全く同じになる。このため、演算ユニット１０は、かかるデータ処理を実施して、原データの一部を共有する空間的な隣接画像を順次、連続的に再構成することができる。しがって第１の実施形態のものと同等にＦＢＰ演算量を著しく減少させることができ、これによる種々の２次的効果を得ることができる。しかも、空間分解能も従来のフルオロスコピーと同等の値を維持できる。
【００６４】
第３の実施形態
第３の実施の形態を説明する。この第３の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、マルチスライス法、およびスライス位置の移動なし（例えばダイナミックスキャンのとき）を実施する第３の撮影法に関する。
【００６５】
コントローラ６から第３の撮影法が指令されたときの隣接画像の連続再構成のためのデータ処理は、マルチスライス法による各スライス面について、上述した第１の実施形態と同じに行えば済む。このため、各スライス面の時間軸方向に収集された原データにおいて、前述した図１０の処理を所望枚数だけ繰り返す（画像更新する）ことで、原データの一部を共有した隣接画像を連続再構成でき、第１の実施形態のものと同等の作用効果を得る。
【００６６】
第４の実施形態
第４の実施形態を図１１および図１２を参照して説明する。この第４の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、マルチスライス法、およびスライス位置の移動あり（例えばヘリカルスキャンのとき）を実施する第４の撮影法に関する。
【００６７】
この第４の撮影法が指令されたときの演算ユニット１０における隣接画像の連続再構成のためのデータ処理は、上述した第１〜第３の実施形態のものとは差異があるので、これを詳述する。
【００６８】
図１１は第４の撮影法に対する本発明の連続再構成のデータ処理の原理を示す。図１２は前述した第２の撮影法に対する説明図であるが、横軸スケールを変え、第４の撮影法との対比のために掲載した。
【００６９】
データ収集方式としてバックプロジェクション法を採用し、マルチスライス法で、寝台移動などによるスライス位置の移動を伴う第４の撮影法を実施するときの、データ収集方向、スライス面、スライス位置、および再構成重み関数の間の関係は図１１のように例示できる。この撮影法の場合、投影方向が２π回転する間に、スライス枚数（図１１では４枚）分だけスライス位置を移動させる態様が好適である。例えば、スライス厚が１０ｍｍで、４枚スライスならば、４０ｍｍのスライス位置の移動となる。
【００７０】
図１１から分かるように、あるスライス位置の画像の再構成を想定した場合、データ収集時に少しずつ移動していく１〜４番目の全てのスライス面のデータの一部ずつを使用して再構成することになる。同図のように、再構成重み関数が三角形のＣＲＷＦで、マルチスライス枚数が４枚の場合、各スライス面は１８０°（π）ずつの投影方向（データ収集方向）を分担し、その分担角度範囲はスライス面毎に９０°（２π／４）だけ互いにずれている（重複分がある）。このようにずれている収集データを用いて所望位置の画像を再構成することになる。
【００７１】
各スライス面において、２階差分で非ゼロとなる３点は、図中の四角マークで示すように、互いに９０°（２π／４）だけ離れている。その上、スライス面毎にほかのスライス面と同じ投影方向（データ収集方向）となる点が３個ずつ在る。このため、結局のところ、再構成重み関数がカバーするデータ領域においては、２階差分が非ゼロとなる投影方向は４方向Ａ〜Ｄとなる。
【００７２】
したがって、前述した発明原理における２階差分画像の演算には、かかる４方向Ａ〜Ｄに対する４回のＦＢＰ演算が必要になる。逆に言えば、ＦＢＰ演算としては、この僅か４回のＦＢＰ演算を行うだけで２階差分画像を求めることができ、従来のように、隣接画像の再構成（更新）毎に全ての投影方向（データ収集方向）にＦＢＰ演算を行うという煩わしさから解放される。一般に、マルチスライス枚数がｎ枚であれば、２πをｎ等分したｎ方向（ｎ回）についてのＦＢＰ演算で済む。
【００７３】
そこで、この第４の撮影法を実施する場合、演算ユニット１０は前述した図１０のデータ処理を行う中で、ステップＳＴ２の処理において、上述したｎ回（＞１回；例えば４回）のＦＰＢ演算を行って２階差分画像を演算、同様にほかのステップの処理が行われる。これにより、第４の撮影法で収集されたスライス位置方向の原データ（ＭＲ生データ）に対し、その原データの一部を共有する隣接画像を連続的に再構成することができる。
【００７４】
このように本実施形態の場合、第１〜第３の実施形態の場合とは異なり、ＦＢＰ演算の回数が増えるものの、従来の場合には画像再構成毎に投影方向数Ｎｐ回のＦＢＰ演算が必要であったので、本実施形態によってＮｐ／ｎ倍（ｎ：マルチスライス枚数）の演算効率向上を果たすことができる。
【００７５】
なお、この第４の実施形態において、マルチスライス枚数ｎが偶数のときには、同じ投影方向となる位置が１８０°（π）だけ離れて存在するから、合成傾斜磁場Ｇ（＝ＧX ＋ＧY ）による投影ビームは互いに対向する。このときには、対向する投影ビームの双方を併せてＦＢＰ演算に処することができるので、ＦＢＰ演算の回数はさらにｎ／２回まで減らすことができ、一層の演算量低減を図ることができる。すなわち、マルチスライス枚数ｎ＝２の場合には、ｎ／２回＝１回となって、第１〜第３の実施形態のものと変わらない演算量となる。この投影ビーム対向に伴う効果は、ＭＲＩの合成傾斜磁場Ｇによる投影ビームが、いわゆるパラレルビームに相当することに依る（Ｘ線ＣＴスキャナの場合にはファンビームである）。
【００７６】
第５の実施形態
第５の実施形態を図１３を参照して説明する。この第５の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、マルチエコー法、シングルスライス法、およびスライス位置の移動あり（例えばヘリカルスキャンのとき）を実施する第５の撮影法に関する。
【００７７】
なお、ここで言及しているマルチエコー法は、エコー毎に異なるｋ空間データを収集し、その異なるｋ空間データを合わせて１組のｋ空間データとして使用する、いわゆる「分割スキャン」タイプのものである。複数のエコーそれぞれに基づき別々の画像を再構成するタイプのマルチエコー法の場合、各エコーの収集データ毎に前述したシングルスライス法のときと同じ処理を適用すれば、隣接画像を連続的に再構成することができる。
【００７８】
この第５の撮影法が指令されたときの演算ユニット１０における隣接画像の連続再構成のためのデータ処理は、以下の原理に基づき実施される。
【００７９】
データ収集方式としてバックプロジェクション法を採用し、マルチエコー法  （分割スキャン・タイプ）、シングルスキャン法、寝台移動などによるスライス位置の移動を伴う第５の撮影法を実施するときの、データ収集方向、スライス面、スライス位置、および再構成重み関数の間の関係は図１３のように例示できる。この例の場合、マルチエコー数＝４で、エコー毎に異なるｋ空間データ収集する「分割スキャン」タイプになるように２π／４（＝９０°）置きのデータを収集するものである。この第５の撮影法で連続してデータ収集すると、図１１の第４の撮影法（マルチスライス法）のときと同様なデータ構成となる。
【００８０】
したがって、第４の実施形態のときと同様に、投影方向が２π回転する間に、エコー数（図１３では４個）分だけスライス位置を移動させる態様が好適である。例えば、スライス厚が１０ｍｍで、４エコーならば、４０ｍｍのスライス位置の移動となる。
【００８１】
図１３から分かるように、あるスライス位置の画像の再構成を想定した場合、データ収集時に少しずつ移動していく１〜４番目の全てのエコーのデータの一部ずつを使用して再構成することになる。同図のように、再構成重み関数が三角形のＣＲＷＦで、エコー数が４の場合、各エコーは１８０°（π）ずつの投影方向（データ収集方向）を分担し、その分担角度範囲はスライス面毎に９０°（２π／４）だけ互いにずれている（重複分がある）。このようにずれている収集データを用いて所望位置の画像を再構成することになる。
【００８２】
各エコーについて２階差分で非ゼロとなる３点は、図中の四角マークで示すように、互いに９０°（２π／４）だけ離れている。その上、エコー毎に、ほかのエコーと同じ投影方向（データ収集方向）となる点が３個ずつ在る。このため、結局のところ、再構成重み関数がカバーするデータ領域においては、２階差分が非ゼロとなる投影方向は４方向Ａ〜Ｄとなる。
【００８３】
したがって、第４の実施形態のときと同様に、前述した発明原理における２階差分画像の演算には、かかる４方向Ａ〜Ｄに対する４回のＦＢＰ演算が必要になる。逆に言えば、ＦＢＰ演算としては、この僅か４回のＦＢＰ演算を行うだけで２階差分画像を求めることができ、従来のように、隣接画像の再構成（更新）毎に全ての投影方向（データ収集方向）にＦＢＰ演算を行うという煩わしさから解放される。一般に、エコー数がｎ個であれば、２πをｎ等分したｎ方向（ｎ回）についてのＦＢＰ演算で済む。
【００８４】
そこで、この第５の撮影法を実施する場合、演算ユニット１０は前述した図１０のデータ処理を行う中で、ステップＳＴ２の処理において、上述したｎ回（＞１回；例えば４回）のＦＰＢ演算を行って２階差分画像を演算、同様にほかのステップの処理が行われる。これにより、第５の撮影法で収集されたスライス位置方向の原データ（ＭＲ生データ）に対し、原データの一部を共有する隣接画像を連続的に再構成することができる。
【００８５】
このように本実施形態の場合も第４の実施形態と同様に、再構成に関わるＦＢＰ演算量を大幅に減らすことができる。
【００８６】
なお、この第５の実施形態において、エコー数ｎが偶数のときには、同じ投影方向となる位置が１８０°（π）だけ離れて存在するから、合成傾斜磁場Ｇ（＝ＧX ＋ＧY ）による投影ビームは互いに対向する。このときには、対向する投影ビームの双方を併せてＦＢＰ演算に処することができるので、マルチスライス法の場合（第４の撮影法のとき）と同様に、ＦＢＰ演算の回数はさらにｎ／２回まで減らすことができ、一層の演算量低減を図ることができる。
【００８７】
第６の実施形態
第６の実施形態を説明する。この第６の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、「分割スキャン」タイプのマルチエコー法、シングルスライス法、およびスライス位置の移動なし（ダイナミックスキャンなど）を実施する第６の撮影法に関する。
【００８８】
コントローラ６が第６の撮影法が指令したときには、第５の実施形態の場合のスライス位置に関する記述（図１３参照）を「時間」で置き換え、第５の実施形態のときと同じデータ処理を演算ユニット１０に実行させればよい。シングルスライス法の場合、スライス位置の移動の有無はデータ処理の方法に影響しない。これにより、シングルスライス面の時間軸方向に収集された原データに対し、原データの一部を共有する隣接画像を順次、連続的に再構成することができる。
【００８９】
第７の実施形態
第７の実施形態を説明する。この第７の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、「分割スキャン」タイプのマルチエコー法、マルチスライス法、およびスライス位置の移動なし（ダイナミックスキャンなど）を実施する第７の撮影法に関する。
【００９０】
コントローラ６が第７の撮影法が指令したときには、上述した第６の実施形態のときと同じデータ処理を、マルチスライス法によるスライス面毎に、演算ユニット１０に実行させればよい。これにより、各スライス面の時間軸方向に収集された原データに対して、原データの一部を共有する隣接画像を順次、連続的に再構成することができる。
【００９１】
第８の実施形態
第８の実施形態を説明する。この第８の実施形態は、「バックプロジェクション（ＢＰ）法、「分割スキャン」タイプのマルチエコー法、マルチスライス法、およびスライス位置の移動あり（ヘリカルスキャンなど）を実施する第８の撮影法に関する。
【００９２】
この第８の撮影法の場合の本発明の原理を図１４に示す。このマルチエコー法およびマルチスライス法を採用する場合、同時に収集できるデータは、「エコー数ＮＥ×マルチスライス枚数ＮＳ」個である。同図は、ＮＥ＝４、ＮＳ＝４であって、白丸で示すように、ＮＥ×ＮＳ＝１６個のデータが同時に収集される例をである。この場合、投影方向が２π回転する間に、ＮＥ×ＮＳ＝１６個分だけスライス位置を移動させる態様が好適である。
【００９３】
あるスライス位置での画像再構成を想定すると、データ収集時に少しずつ移動していく「ＮＥ×ＮＳ個」の全てのデータを一部ずつ使用することになる。再構成重み関数が三角形のＣＲＷＦで、「ＮＥ×ＮＳ個＝４×４＝１６個」の同時データ収集の場合、各データは４５°ずつ投影方向（データ収集方向）を分担し、その分担角度範囲はスライス毎に２π／１６（＝２２．５°）だけずれている。このようにずれている収集データを用いて所望スライス位置の画像を再構成することになる。
【００９４】
各エコーについて２階差分で非ゼロとなる３点は、互いに２π／１６（＝２２．５°）だけ離れている。そこで、第４および第５の撮影法（第４および第５の実施形態）と同様に、前述した発明原理における２階差分画像の演算には、１６回のＦＢＰ演算が必要になる。逆に言えば、ＦＢＰ演算としては、この僅か１６回のＦＢＰ演算を行うだけで２階差分画像を求めることができ、従来のように、隣接画像の再構成（更新）毎に全ての投影方向（データ収集方向）にＦＢＰ演算を行うという煩わしさから解放される。一般に、「エコー数ＮＥ×マルチスライス枚数ＮＳ＝ｎ」とすると、２πをｎ等分したｎ方向についての、ｎ回のＦＢＰ演算で済む。
【００９５】
そこで、この第８の撮影法を実施する場合、演算ユニット１０は前述した図１０のデータ処理を行う中で、ステップＳＴ２の処理において、上述したｎ回（例えば１６回）のＦＰＢ演算を行って２階差分画像を演算する。これにより、第８の撮影法で収集されたスライス位置方向の原データ（ＭＲ生データ）に対し、原データの一部を共有する隣接画像を連続的に再構成することができる。
【００９６】
このように本実施形態の場合も従来法に比べて、再構成に関わるＦＢＰ演算量を大幅に減らすことができる。
【００９７】
なお、この第８の実施形態において、「エコー数ＮＥ×マルチスライス枚数ＮＳ＝ｎ」が偶数のときには、同じ投影方向となる位置が１８０°（π）だけ離れて存在するから、合成傾斜磁場Ｇによる投影ビームは互いに対向するので、対向する投影ビームの双方を併せてＦＢＰ演算に処することができる。つまり、ＦＢＰ演算の回数は更に「ｎ（＝ＮＥ×ＮＳ）／２」回まで減らすことができる。
【００９８】
そのほかの実施形態
第１の例（飛びとびに画像再構成する例）
上述した各実施形態のものは、収集した原データを１〜１２８まで、２〜１２９まで、３〜１３０までといった具合に、原データを１個ずつ隣接するデータにずらしながら隣接画像を作成する画像処理を示した。本発明は必ずしもそのような１個ずつ移動させる態様に限定されるものではなく、原データを２以上の飛びとび、例えば、１〜１２８まで、３３〜１６０まで、６５〜１９２まで、…といった、いわゆるブロック毎に移動させて隣接画像を作成してもよい。このブロック毎の移動に伴う画像作成法は、Ｘ線ＣＴの分野で知られている手法（例えば、特開平６−７３４２号（特願平４−１６８９１９号）公報、特開平８−２０６１０５（特願平７−２０２２４号）公報参照）を用いればよい。
【００９９】
すなわち、ＭＲＩにおけるデータ収集法には上述した実施形態のように各種のものがあるが、このブロック毎の移動に伴う画像作成法については、図２、７、１１、１３、１４で説明した各データ群（「マルチエコー数ＮＥ×マルチスライス枚数ＮＳ」個のデータ）にＸ線ＣＴでの処理を施すことができる。
【０１００】
第２の例（スキャン法のそのほかの例）
上述した実施形態では、スキャン法として、バックプロジェクション（ＢＰ）法を採用したが、本発明を適用可能なスキャン法は必ずしもＢＰ法に限定されない。
【０１０１】
まず、スキャン法がＦＴ法（図１（ａ）参照）である磁気共鳴イメージングにも前述と同様に適用できる。すなわち、ＢＰ法における投影方向を位相エンコード量として同様に処理すればよい。ＢＰ法における画像作成の演算処理は、ＦＢＰ投影方向毎に行うので、投影方向に比例したデータ演算量となる。ＦＴ法による画像作成の演算処理の場合、演算法としては高速フーリエ変換アルゴリズム  （ＦＦＴ）を用いることが一般的であるので、元データ数の減少に比例して演算量が減少するというものではないが、本願の連続再構成法を適用することで演算量を減らすことはできる。
【０１０２】
また、スパイラルスキャン法（図１（ｃ）参照）など、そのほかの種々のスキャン法についても同様に適用できる。
【０１０３】
第３の例（データ収集の順序を変えた例）
磁気共鳴イメージングではまた、ソフトウエア的にデータ収集パルスシーケンスを制御することで、ＭＲデータの収集順序を自由に変更することができる。このデータ収集順序の変更に伴う本発明の適用例を、前述した図２の撮影法を例にとり説明する。
【０１０４】
【外１４】
0004282810.tif 000015
【０１０５】
【外１５】
0004282810.tif 000016
【０１０６】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、磁気共鳴イメージングにおいて、連続スキャンによって時間的または空間的に連続して収集されたＭＲ原データから成る一連のデータから、既に得られている画像（初期画像）と原データ（ｋ空間データ）の一部を共用する時間的または空間的に隣接した画像を、両画像の差分データを加えることをベースとして、順次更新しながら連続的に所望枚数、作成  （再構成）できるようにしたため、従来のように各隣接画像を作成する度に膨大な量の再構成演算を行わなければならないという状態を排除できて、かかる隣接画像の連続作成に伴う演算量を圧倒的に減少させることができる。これにより、演算負荷の減少により演算手段に余力を与えることができるとともに、隣接画像を迅速に連続作成することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用できる種々のデータ収集方式（スキャン法）を示す説明図。
【図２】本発明の画像作成の原理を説明するために例示した第１の撮影法（ＢＰ法、シングルスライス法、スライス位置の移動なし）の説明図。
【図３】本発明に適用できる種々の再構成重み関数を示す図。
【図４】本発明に適用できる、データの採り方に関わる再構成方式の種類を示す図。
【図５】本発明による隣接画像の連続再構成のデータ処理の原理を説明する図。
【図６】本発明における隣接画像の連続再構成に関する画像と差分画像との関係を示す模式図。
【図７】本発明の画像作成の原理を説明するために例示した第２の撮影法（ＢＰ法、シングルスライス法、スライス位置の移動あり）の説明図。
【図８】本発明の各実施形態に係るＭＲＩ装置の概略ブロック図。
【図９】ＢＰ法に係るデータ収集シーケンスの一例を示すタイミングチャート。
【図１０】隣接画像を連続作成（再構成）する一例を示す概略フローチャート。
【図１１】本発明を適用できる第４の撮影法（ＢＰ法、マルチスライス法、スライス位置の移動あり）の説明図。
【図１２】第４の撮影法と対比するために掲載した第２の撮影法の説明図。
【図１３】本発明を適用できる第５の撮影法（ＢＰ法、マルチエコー法、スライス位置の移動あり）の説明図。
【図１４】本発明を適用できる第８の撮影法（ＢＰ法、マルチエコー法、マルチスライス法、スライス位置の移動あり）の説明図。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  コントローラ
８Ｔ  送信器
８Ｒ  受信器
９Ａ  生データ格納用バッファメモリ
９Ｂ  画像演算用バッファメモリ
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
１２  表示器
１３  入力器
【図１】
0004282810.tif 000017
【図２】
0004282810.tif 000018
【図３】
0004282810.tif 000019
【図４】
0004282810.tif 000020
【図５】
0004282810.tif 000021
【図６】
0004282810.tif 000022
【図７】
0004282810.tif 000023
【図８】
0004282810.tif 000024
【図９】
0004282810.tif 000025
【図１０】
0004282810.tif 000026
【図１１】
0004282810.tif 000027
【図１２】
0004282810.tif 000028
【図１３】
0004282810.tif 000029
【図１４】
0004282810.tif 000030