ＭＲＩデータの形成方法およびそれを用いたイメージング装置
【課題】 撮像時間の短縮化を図り、データの収集方法、画像再構成方法を改良して撮像後の処理を高速化し、傾斜磁場の動作特性が悪いＭＲＩ装置でも高速撮像を可能にするデータの形成方法（ハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング方法）およびそれを用いたイメージング装置を提供することにある。
【解決手段】 傾斜磁場を可変して磁気共鳴するスピンの位相を２方向にエンコードした、ｋ空間においてデータを２次元配列（行および列）する。その際のデータの形成方法は、ｋ空間をその中心点を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集する。分割した他方のデータは前記一方のデータをｋ空間の中心で対称（点対称）に折り返し補間してｋ空間における全データとすることを特徴とする。
【解決手段】 傾斜磁場を可変して磁気共鳴するスピンの位相を２方向にエンコードした、ｋ空間においてデータを２次元配列（行および列）する。その際のデータの形成方法は、ｋ空間をその中心点を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集する。分割した他方のデータは前記一方のデータをｋ空間の中心で対称（点対称）に折り返し補間してｋ空間における全データとすることを特徴とする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）を原理とする撮像（イメージング）装置、特にハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング方法およびイメージング装置に関する。
この技術は、金属および磁性材料を除く種々の材料における内部構造や物性の解析（非破壊検査）、流体の可視化、薬学や化学における化学的な構造や薬理効果、動物学、生物学、医学、生理学などにおける生体の組織構造や機能の解析、生体反応、病気の検査・診断などの計測（無侵襲検査・診断）、治療中の生体計測などに利用することができる。性能的には、従来に比して高速化し、撮像時間の短縮化（約１／２）を可能にする。
【背景技術】
【０００２】
ＮＭＲを原理とするＭＲＩ装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ；核磁気共鳴イメージング装置）は、撮像対象の周囲に静磁場発生用のマグネットと時間的・空間的に磁場強度が可変できる傾斜磁場発生コイルを備え、静磁場発生マグネットで空間的に均一な磁場Ｂｏを形成し、これと共に傾斜磁場発生コイルで空間的に磁場の強さを制御する。ＭＲＩ装置は、静磁場Ｂｏ中で傾斜磁場の強度を変えて磁気共鳴する原子核が有する磁気モーメントに由来するスピンの位相を可変して信号（エコー信号あるいはＦＩＤ（自由誘導減衰）信号）を得る。
【０００３】
これらエコー信号およびＦＩＤ（自由誘導減衰）信号をＭＲＩデータといい、以後ＭＲＩデータを単に「データ」と省略して記す。
この信号をフーリエ変換などによって再構成すると画像（ＭＲＩ画像）が得られる。スピンの位相をエンコードしてｋ空間に分布させるためには、ｘ，ｙ，ｚ方向に傾斜磁場を加えて、磁場強度を空間的に変化させる。
【０００４】
ＭＲＩ装置においては、従来のＳＥ（スピンエコー）法、ＩＲ（反転回復）法などの手法に加えて、撮像時間の短縮を図るための高速化技術が求められている。ＭＲＩにおける高速および超高速イメージング方法として、従来から種々の方法が提案および特許出願されている。これらには、ＧＲＥ（グラジエントエコー；Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｒｅｃａｌｌｅｄ Ｅｃｈｏ）法、ＦＥ（フィールドエコー；Ｆａｓｔ Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ）法、ＥＰＩ（エコープレナーイメージング；Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、ＳＰＩ（スパイラルスキャン；Ｓｐｉｒａｌ Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、単励起ＳＥ（スピンエコー；Ｓｉｎｇｌｅｓｈｏｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ランダムウオーク磁気共鳴イメージング（超高速磁気共鳴イメージング装置）がある。２次元画像の撮像時間は、１２８×１２８画素を撮像する場合、数秒〜数１０秒（ＧＲＥ法）、０．１秒から数秒（ＥＰＩおよびＳＰＩ）、０．０２〜数秒（Ｏｎｅｓｈｏｔ−ＳＥ法、ランダムウオーク法）となる。
【０００５】
これら従来の方法では、画像処理のために時間がかかった。この問題を解決するために次にハーフフーリエ変換を用いたＭＲイメージング方法が提案されていた（例えば、特許文献１参照）。
【特許文献１】特開平１１−４８１８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記従来のＭＲイメージング方法、イメージング装置、およびは、ハーフフーリエ変換を用いたＭＲイメージング方法は、その特性から下記の点が要求される。
（１）撮像の高速化：
撮像に要する時間を短縮することは、高速で変化する対象の計測および画像化を可能にする。加えて、測定対象が人間や動物の場合、身体的および精神的負担の軽減に寄与する。
（２）超高速ＭＲＩ装置：
ＭＲイメージング方法およびイメージング装置におけるデータの収集方法、画像再構成法を改良して高速化する。
（３）低性能傾斜磁場を用いた超高速ＭＲＩ：
通常、超高速でＭＲＩを実施する場合には、優れた特性（磁場の立ち上がりと立ち下がりの特性）の傾斜磁場の利用が不可欠となっている。
本発明の目的は、撮像時間の短縮化を図り、ＭＲＩデータの収集方法、画像再構成方法を改良して撮像を高速化し、傾斜磁場の動作特性が悪いＭＲＩ装置でも高速撮像を可能にするＭＲＩデータの形成方法およびそれを用いたイメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
（１）画像の再構成法（フーリエ変換の性質を利用したデータ収集軌跡と画像再構成）
直交変換の一つであるフーリエ変換の性質にエルミート対象性がある。再構成する画像の基になるデータ（エコー信号あるいはＦＩＤ信号）をｋ空間（周波数空間）において±ＳＷ（正負の周波数に分布するスペクトル）の周波数範囲で観測する。観測されるデータは、ｋ空間の原点（ＳＷ＝０）に対して点対称の関係を持つ。このため、±ＳＷを周波数分布とするｋ空間において全てのデータ（Ｎ点×Ｎ点）を収集する必要はなく、全体の１／２のデータ収集（Ｎ×Ｎ／２）、即ち、±ＳＷに対して、＋ＳＷあるいは−ＳＷの何れかを収集し、ｋ空間において収集していない領域に対して、収集したデータを原点対象になるように付与することで代替えすることができる。これにより、全ｋ空間においてデータが与えられる。この性質がエルミート対称性である。実際のＭＲＩ撮像においては、ｋ空間の領域に対して１／２のデータ収集のみで画像（ＭＲＩ画像）を再構成することができる。再構成した画像のＳＮＲ（信号対雑音比）は１／√２に減弱するが、収集するデータ量は１／２となり、これに比例して撮像時間を１／２に短縮することができる。この特徴は、現状のハーフフーリエＭＲＩとして既に活用されている。
本発明は、このエルミート対称性を利用した従来とは異なる画像再構成法を与えるものである。従来技術では困難であったスパイラルスキャン法を含めた現状におけるフーリエ変換を利用したＭＲＩ画像再構成法に適用できる点を特色とする。特に、スパイラルスキャン法にエルミート対象性の概念を導入した初めての事例となる。同手法に対しても撮像時間を１／２に短縮することができる。
【０００８】
（２）位相の補正方法
本提案手法ではｋ空間上で１行おき（奇数もしくは偶数）に信号を収集し、収集した信号を折り返してデータを充填する。静磁場の不均一性や傾斜磁場の非直線性により、折り返して充填したデータとの間でスピンの位相に差が生じる場合がある。この位相差が生じると再構成した画像にアーチファクト（濃淡の不整や偽像）が生じる。このため、位相差が発生した場合には、奇数番目のデータと偶数番目のデータの位相の平均値を算出してデータの位相として与えるか、何れかのデータが有する位相に合致させる処理を行う。
【０００９】
具体的には以下の手段を採用する。
（１）データの形成方法は、静磁場中で傾斜磁場を可変して２次元方向にエンコードして得たデータの形成方法であって、データは、ｋ空間の中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集するようにエンコードし、分割した他方のデータは前記一方のデータを前記中心で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする
（２）上記（１）記載のデータの形成方法において、前記データの２分割は、前記ｋ空間において正負の領域に分割することを特徴とする。
（３）上記（１）又は（２）記載のデータの形成方法は、前記データの収集方法をフーリエ変換を用いるＭＲＩ画像再構成法に適用することを特徴とする。
【００１０】
（４）ハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲＩ画像を構成する撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてデータおよびデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなるハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場を印加することにより２方向（ｘ，ｙ）にスピンの位相をエンコードしてｋ空間において２次元配列する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
（１）撮像時間の短縮（ＭＲＩ撮像の高速化）：
ｋ空間における全データの半分を収集するだけでＭＲＩ画像を再構成する。撮像時間は、収集するデータ量に依存することから、本発明によれば、撮像速度を２倍（撮像時間は１／２）にすることができる。従来手法に比して、データ量１／２になることから、ＳＮ比は１／√２倍に低下する。この方法は、フーリエ変換を画像再構成の原理とする全てのＭＲＩ撮像法に適用することができる。他方、キーホール（ｋｅｙｈｏｌｅ）技術を使って特定の空間周波数成分のデータ収集を行う場合、画像の空間周波数はｋ空間において、原点を中心に同心円状に分布する。このため、高速化を目的としてキーホール技術を用いる場合には、ハーフフーリエスパイラルＭＲイメージングは有益である。
【００１２】
（２）磁場不均一性の補正（磁場不均一性を有するマグネットへの対応）：
ＭＲＩ装置において静磁場Ｂｏが時間的に変動し、あるいは空間的に磁場の強度が均一性を有さず異なると、その変動に応じて計測される信号の位相が変化する。他方、傾斜磁場の空間的な線形性や時間的な安定性が低い場合にも同様に変化する。これらの変化は、再構成される画像において画像の歪みや変形、不整な濃淡変化となって現れる。高速化するためにｋ空間の半領域だけのデータを収集する従来のハーフフーリエＭＲイメージングの場合、ｋ空間の半分の領域のみのデータ収集に起因してこれらの変動の影響を受けやすくなる。
このように磁場の均一性や時間的な安定性が良くないＭＲＩ装置においてもフーリエ変換のエルミート対象性を活用した高速化を実現するためには、本手法のようにしてｋ空間の全領域に渡ってデータ収集を行うことにより、これらに起因する変化の補正を容易にする。この結果、磁場不均一性に起因する画像の歪みや不整な濃淡変化を軽減することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
本発明を図に基づいて説明する。
図１は本発明の核磁気共鳴イメージング装置のブロック構成図を示す。
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）を原理とする。励起・検出コイル１０の外側には、撮像対象（または測定物質）に対して両側に時間的・空間的に一定な磁場を発生するための静磁場発生マグネット１１ａ、１１ｂと、時間的・空間的に磁場強度を変動させる傾斜磁場発生コイル１２ａ、１２ｂを設ける。静磁場発生マグネット１１ａ、１１ｂには、静磁場発生マグネット・シムコイル電源１３と磁場の強度を制御する制御装置１４が接続される。傾斜磁場発生コイル１２ａ、１２ｂには、傾斜磁場発生コイル電源１６と磁場の強度を制御する制御装置１７が接続される。励起・検出コイル１０には、核磁気共鳴に応じた信号を受信する受信器１９と、画像を再構成する画像再構成装置２０と、画像表示装置２１とからなる画像処理装置が接続される。
【００１４】
また、励起・検出コイル１０には、撮像する対象（または測定物質）の原子核が有する核磁気を共鳴させるために、共鳴周波数に等しい周波数を持つＲＦ（ラジオ周波数）波をパルス状に印加するＲＦパルス発生器１８が接続されている。励起・検出コイル１０にＲＦパルス発生器１８のＲＦパルスを印加すると、撮像対象が核磁気共鳴を誘起し、撮像対象の周辺に配置した検出コイルにより、検出信号（ＦＩＤ［自由誘導減衰］信号あるいはエコー信号）として出力される。この信号を励起・検出コイル１０に接続される受信器１９により収集する。その後、画像再構成装置２０により画像が再構成される。
図２は本発明の原理に基づく２次元イメージングに対するｋ空間におけるデータ収集の軌跡を示す説明図である。図２に示すデータ収集軌跡は２次元ＳＥ（スピンエコー）法、ＧＲＥ（グラジエントエコー）法、ＦａｓｔＳＥ（高速スピンエコー）法など、ＲＦパルスによる励起を複数回繰り返してｋ空間の全領域のデータを収集するＭＲＩ手法に適用できる。
【００１５】
本発明における画像化の対象は２次元座標系であることから、ｋ空間は画像の２次元空間周波分布を与える空間となる。ｋ空間の中心は空間周波数が０、左右および上下に±ωの信号強度を示す。即ち、ｋ空間における（＋ｎ，＋ｍ）の位置に分布する信号は周波数ω＋ｎ，＋ｍを与え、その周波数の信号強度がこの点の値（強度）となる。
ＭＲＩは、ＳＥ法、ＧＲＥ法、ＥＰＩ法（後記する図７）やスパイラル法（後記する図１１）などの撮像法の何れかを用いて信号（スピンエコーあるいはＦＩＤ）を観測する。信号の一例を図３に示す。横軸は時間（一般には数１０ｍｓｅｃで観測）、縦軸は信号の強度を示す。ＭＲＩにける撮像法に依存して図３、図５、図８、図１２、図１３などの軌跡に基づいて信号を収集する。
例えば、図２に示す複数の横線の一本において図３の信号を観測する。２５６×２５６画素の２次元画像を再構成する場合には、２５６個の信号を観測することから、２５６本の軌跡をとる。観測される各々の信号に対して２５６点のサンプリングを行ない、得られる２５６×２５６のデータに対して２次元フーリエ変換することにより、２次元ＭＲＩ画像が再構成される。
【００１６】
本発明の方法は、ｋ空間における軌跡を半減して画像再構成する方法であり、軌跡を半減することから、撮像時間が半減され、高速撮像を可能にする特徴を有する。また、本発明の方法は、既に提案されているＭＲＩ撮像の殆ど（フーリエ変換を画像再構成に使うＭＲＩ撮像法の全て）に適用できる。画像再構成の一例として、ｋ空間において図２の軌跡に基づいて収集したデータ（図３）に対する画像最再構成法（図４）を用いて説明する。
図４（ａ）にｋ空間において実際に収集するデータの軌跡を示す。再構成するＭＲＩ画像をＮ×Ｎ画素（Ｎ＝１２８，２５６，５１２など）とする場合、Ｎ／２個の信号を収集する。図４（ｂ）は図４（ａ）を点対称で転置した結果で、同一の座標系において単に転置しただけであることから、例えば、図４（ａ）中に左上にあるデータ点は、図４（ｂ）では右下に位置する。次に、図４（ａ）と図４（ｂ）を重ね合わせる処理を行う。この結果を図４（ｃ）に示す。図４（ａ）はＮ／２×Ｎ個のデータからなり、（ｂ）も同様にＮ／２×Ｎ個のデータである。相互に重複しないことから、両者を重ね合わせた（ｃ）はＮ／２×Ｎ＋Ｎ／２×ＮであることからＮ×Ｎ個のデータになる。
【００１７】
ＭＲＩにおける画像再構成法にはフーリエ変換が多用されることから、それらの画像再構成法の全てにこの処理が適用できる。この転置を可能にするのは、フーリエ変換の周波数分布の対称性で、その原理はフーリエ変換が有する特性として既知である。
本発明の方法は、ｋ空間の全領域に分布するデータを収集し、かつ、撮像時間を半減することが特徴となる。ｋ空間の全領域でデータ収集することから、マグネットで作られる静磁場Ｂｏの強度が空間的に不均一なＭＲＩ装置であっても不均一に起因する観測信号の位相変化が補正できる特徴を有する。また、スパイラルスキャン法への適用も可能にする。反面、欠点としてはデータ収集量が半分であることから、再構成したＭＲＩ画像のＳ／Ｎ比は、理論上１／√２倍に低下する。この際に、図４（ａ）の軌跡データと図４（ｂ）の軌跡データの間に位相差がある場合には、位相の補正を行う。画像は図４（ｃ）の軌跡データをフーリエ変換することにより得られる。なお、Ｏは原点（以降の図においても同様）を表す。
【００１８】
具体的には、
（１）傾斜磁場を印加することにより２方向（ｘ，ｙ）にスピンの位相をエンコードしてｋ空間において２次元配列する。その際、ｋ空間を、その中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行配列データ、他方を奇数番目の行配列データを収集する。分割した他方のデータは前記一方のデータをｋ空間の中心点で対称（点対称）に折り返し補間してｋ空間におけるデータとすることを特徴とする。
（２）上記（１）記載のデータの形成方法は、前記データの２分割は、前記ｋ空間において正負の位相領域に分割することを特徴とする。
（３）前記データの収集方法を従来のＳＥ法、ＧＲＥ法、ＦａｓｔＳＥ法、ＥＰＩ法、スパイラルスキャン手法などのフーリエ変換を用いた全てのＭＲＩ画像再構成法（磁気共鳴イメージング）に適用することを特徴とする。
【００１９】
（４）ハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲ画像信号となる撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなる核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場によりｘとｙ方向にエンコードして２次元ｋ空間を形成する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする。
【００２０】
図５は本発明の原理に基づく２次元ＥＰＩ（エコープレーナ）法のためのデータの収集軌跡を示す説明図である。図中の実線で示す領域を左上（あるいは右下から逆向きでも可能である）から線に添って軌跡を描くように線上のデータ点列を収集する。従来のＥＰＩ法は、破線の領域も含めた軌跡を取っていた。本発明のデータ収集方法に基づくと収集データは実線の部分（ｋ空間における半分の領域は偶数番目の行データを、他の半分の領域は奇数番目の軌跡をとる）のみで良く、収集するデータ量は従来のすべて収集するものに比べ１／２の処理時間ですみ、この結果、撮像時間が１／２に短縮される。
図６は図５で与えたＥＰＩ法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。図４と同様に、画像の半分の未収集のデータ点は原点０を基点に点対称の位置にある既収集データをそのまま反転して充填する。画像（ａ）と画像（ｂ）をそれぞれ前記のようにして形成する。その後、充填処理した画像（ａ）と画像（ｂ）を合成し、画像（ｃ）を得る。
【００２１】
図７は図５の収集軌跡の形成を可能にするパルス系列を示す波形図である。図７の横軸は時間ＴＲ、ＲＦはラジオ周波数の９０°ＲＦパルスによる励起信号、Ｇｓはスライス選択用の傾斜磁場、Ｇｐは共鳴するスピンの位相エンコード用の傾斜磁場、Ｇｒは周波数エンコード用の傾斜磁場を与える。各々は、図示の時刻において個別に印加される。この結果、図中の両端矢印で示す時刻に信号が観測される。観測される信号はｋ空間に存在することから、傾斜磁場ＧｐおよびＧｒの強度に依存してスピンの位相が変化する。ＧｐとＧｒはユークリット空間において直交する２方向と合致させることにより、ＧｐとＧｒの２軸に基づくスピンの２次元分布が得られる。スピンの位相は、傾斜磁場（ＧｐおよびＧｒ）の強度に比例する。従って、傾斜磁場を空間的に直線（線形）とすることで、ｋ空間におけるスピンの位相は、線形の位相分布を示すことになる。このため、ｋ空間において収集した観測信号をフーリエ変換することにより、画像（ＭＲＩ画像）が得られることになる。
【００２２】
図８はｋ空間を渦巻き状に収集軌跡をとる従来のスパイラルスキャン（ＳＰＩ：Ｓｐｉｒａｌ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）法を示す説明図である。ｋ空間の中心から外側に、あるいは外側から中心に渦巻き状に軌跡を描き、軌跡上の点をデータとして収集する。
図９は図８で与えたスパイラルスキャン法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【００２３】
これは、図２に対する図４、図５に対する図６と同様に、図９（ａ）の収集したデータを図９（ｂ）に示すように点対称で転置し、図９（ａ）と図９（ｂ）のデータを合成することにより、図９（ｃ）に示すようにデータの充填を行う。
図１０は図９（ｃ）に示された処理結果であり、ｋ空間における収集データの分布を示す説明図である。実線は図９（ａ）の収集したデータの軌跡、点線は図９（ｂ）の充填した軌跡であり、図１０の実線の軌跡と点線の軌跡を合成した軌跡が本発明で求めるｋ空間における最終的なデータ収集の軌跡である。図中の線上のデータ点が収集されたことになる。
【００２４】
図１１は図８〜図１０に示すスパイラル状に軌跡をとる撮像方法を可能にするパルスシーケンスを示す波形図である。これは、図７と同様に、共鳴のためのＲＦ波（９０°パルス）を、また、傾斜磁場（Ｇｓ、Ｇ１、Ｇ２）を図示の時系列で印加することにより矢印で示す時間範囲において信号が観測される。Ｇｓはスライス断面の位置を決定するための傾斜磁場、Ｇ１とＧ２はｋ空間において図８に示す軌跡を取るために印加する傾斜磁場である。図はＦＩＤ（自由誘導減衰）信号を観測して画像再構成する撮像法を示すが、図の９０゜ＲＦパルスの後にＴＥ（エコー時間）の１／２の時間後に１８０゜ＲＦパルスを印加すればエコー信号の観測を可能とし、９０゜と１８０゜の間にＭＰＧ（傾斜磁場、Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔｓ）を印加することにより拡散強調イメージング（物質中の拡散や還流などによる磁気共鳴元素の変位）を可能にする。また、図は、図８におけるｋ空間の中心から外側に向かって軌跡を描く撮像方であるが、前述のように、外側から内側に軌跡を描かせる場合には、図中の傾斜磁場（Ｇ１、Ｇ２）の時間変化を逆にする。即ち、図中の経時的な変化において最初を大きく、徐々に減衰させる。信号は図示と同じ期間に観測される。
【００２５】
図１２は本発明の撮像法の応用の一例を示す説明図である。図１２は、本発明にキーホール法を併用した高速撮像で、経時的に変化する対象を超高速で撮像できる。図１２（ａ）は、最初のデータ収集時の軌跡を示し、従来のスパイラルスキャン法を用いて全領域のデータを収集する。図１２（ｂ）は、２回目以降のデータ収集軌跡を示し、特定の周波数領域のみを収集する。図１２（ｃ）は、本発明に基づく画像再構成のためのデータ収集軌跡を示し、本発明に基づいて図１２（ｂ）のデータを転置してデータを充填する。図１２（ｄ）は、キーホール法を適用したデータ収集軌跡を示し、図１２（ｃ）の結果において欠落する領域（図では中心部）のデータを図１２（ａ）の収集データを充填してｋ空間における最終的なデータを得る。この後、フーリエ変換により画像（ＭＲＩ画像）を再構成する。図１２（ｂ）のデータ収集のみで図１２（ａ）と同等の画像を再構成する。ｋ空間において変化する特定の領域（図１２（ｂ））のみを本発明で示す手法でデータ収集する。データ収集時間は収集するデータ量に比例することから、撮像時間は収集データの削減量に依存して変化する。機能ＭＲＩ（Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ）に見られる脳機能の撮像、心臓や四肢の動作などが適用事例になる。
【００２６】
図１３は本発明で与える撮像法の他の応用例を示す説明図である。図１３では、対象が変化を示す周波数分布に応じてｋ空間における軌跡を変化させることができ、対象が存在する実空間において一様に変化する場合は図１３（ａ）のように、横方向の変化を示す場合は図１３（ｂ）のように、斜め方向に変化する場合には図１３（ｃ）のように収集軌跡を変化させることを可能にする。具体的には、図１１に示す傾斜磁場印加信号Ｇ１とＧ２を、ｋ空間において図１３（ａ）〜（ｃ）のうちの任意の軌跡を取るように変化させる。
【実施例】
【００２７】
図１４は本発明の実施例を示す説明図である。同図はＥＰＩ手法に本発明の概念を導入したもので、図７のパルスシーケンスに基づいて、図５のデータ収集を行い、図６のデータ処理を行って再構成した画像である。図中、図１４（ａ）は、従来のＥＰＩ法に基づいて画像（２次元画像、１２８×１２８画素、撮像時間約１００ｍｓｅｃ）を再構成した結果である。これに対して、図１４（ｂ）は、撮像時間の短縮を目的とした従来のハーフフーリエＥＰＩ法（ｋ空間における半分強［半分＋３程度］の領域のみをデータ収集）の結果で、撮像時間は約１／２に短縮される。図１４（ｃ）は、本発明に基づくハーフフーリエＥＰＩ法を適用した画像である。本方法は従来手法より短い１／２の時間で撮像を完了する。また、ｋ空間の全領域のデータを収集することから静磁場などの時・空間的な不均一性に強く（ｋ空間において全データを収集する従来のＥＰＩ法（ａ）と同等）、撮像時間が短縮される。
（従来技術との差異）
【００２８】
図１５は、ハーフフーリエメージングにおけるＥＰＩのパルス系列を説明する説明図である。従来のＥＰＩ法は、ＲＦパルスを用いてスピンを励起した後に、画像化する２次元面に対して、図１５（ａ）に示すように傾斜磁場を可変させた。ＥＰＩ法においては、フーリエ変換におけるエルミート対象性を利用したハーフフーリエメージングがあり、これをＥＰＩ法に適用することも可能である。その際のｋ空間におけるデータ収集の軌跡を図１５（ｂ）に示す。ＭＲＩにおけるハーフフーリエ技術の目的には撮像の高速化にある。ｋ空間の半分強の領域のみをデータを収集し、これを他の領域に充填することで画像再構成を可能とした。この方法の問題点は、半分の領域のみの収集であることから、収集されるデータの位相を補正することが困難であり、磁場の不均一性に弱い点を指摘することができる。本発明（ｃ）は、これらの問題点を克服した特徴を有する。
図１６は図１５に示すパルス系列に対するｋ空間における軌跡を示す説明図である。各々、（ａ）フルエンコード法、（ｂ）ハーフエンコード法、（ｃ）提案するエンコード法で、データ収集のための軌跡は図示の通りである。
図１７はスパイラルスキャン法における傾斜磁場の印加方法を示す説明図である。ｋ空間において螺旋状のデータ収集軌跡を描かせるために、傾斜磁場は図示の正弦波をとる。
【産業上の利用可能性】
【００２９】
この技術は、金属および磁性材料を除く種々の材料における内部構造や物性の解析（非破壊検査）、流体の可視化、薬学や化学における化学的な構造や薬理効果、動物学、生物学、医学、生理学などにおける生体の組織構造や機能の解析、生体反応、病気の検査・診断などの計測（無侵襲検査）、などに利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】本発明の核磁気共鳴イメージング装置のブロック構成図を示す。
【図２】発明の原理に基づく２次元イメージングに対するｋ空間におけるデータ収集の軌跡を示す説明図である。
【図３】ＭＲＩで観測された信号の波形図を示す。
【図４】図２の軌跡に対するデータの充填方法を示す説明図である。
【図５】本発明の原理に基づく２次元ＥＰＩ（エコープレーナ）法のためのデータの収集軌跡を示す説明図である。
【図６】図５で与えたＥＰＩ法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【図７】図５の収集軌跡の形成を可能にするパルス系列を示す波形図である。
【図８】ｋ空間を渦巻き状に収集軌跡をとる従来のスパイラルスキャン（ＳＰＩ：Ｓｐｉｒａｌ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）法を示す説明図である。
【図９】図８で与えたスパイラルスキャン法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【図１０】図９（ｃ）で与えられるｋ空間における収集軌跡を示す説明図である。
【図１１】図８〜図１０に示すスパイラル状に軌跡をとる撮像方法を可能にするパルスシーケンスを示す波形図である。
【図１２】本発明の撮像法の応用の一例を示す説明図である。
【図１３】本発明で与える撮像法の他の応用例を示す説明図である。
【図１４】本発明の実施例を示す説明図である。
【図１５】ＥＰＩ法に対するパルス系列を説明する説明図である。
【図１６】ＥＰＩ法におけるｋ空間における軌跡を示す説明図である。
【図１７】スパイラルスキャン法における傾斜磁場の印加方法を説明する説明図である。
【符号の説明】
【００３１】
１０ 励起・検出コイル
１１ａ、１１ｂ 静磁場発生マグネット
１２ａ、１２ｂ 傾斜磁場発生コイル
１３ 静磁場マグネット・シムコイル電源
１４、１７ 制御装置
１６ 傾斜磁場発生コイル電源
１８ ＲＦパルス発生器
１９ 受信器
２０ 画像再構成装置
２１ 画像表示装置
【技術分野】
【０００１】
本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）を原理とする撮像（イメージング）装置、特にハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング方法およびイメージング装置に関する。
この技術は、金属および磁性材料を除く種々の材料における内部構造や物性の解析（非破壊検査）、流体の可視化、薬学や化学における化学的な構造や薬理効果、動物学、生物学、医学、生理学などにおける生体の組織構造や機能の解析、生体反応、病気の検査・診断などの計測（無侵襲検査・診断）、治療中の生体計測などに利用することができる。性能的には、従来に比して高速化し、撮像時間の短縮化（約１／２）を可能にする。
【背景技術】
【０００２】
ＮＭＲを原理とするＭＲＩ装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ；核磁気共鳴イメージング装置）は、撮像対象の周囲に静磁場発生用のマグネットと時間的・空間的に磁場強度が可変できる傾斜磁場発生コイルを備え、静磁場発生マグネットで空間的に均一な磁場Ｂｏを形成し、これと共に傾斜磁場発生コイルで空間的に磁場の強さを制御する。ＭＲＩ装置は、静磁場Ｂｏ中で傾斜磁場の強度を変えて磁気共鳴する原子核が有する磁気モーメントに由来するスピンの位相を可変して信号（エコー信号あるいはＦＩＤ（自由誘導減衰）信号）を得る。
【０００３】
これらエコー信号およびＦＩＤ（自由誘導減衰）信号をＭＲＩデータといい、以後ＭＲＩデータを単に「データ」と省略して記す。
この信号をフーリエ変換などによって再構成すると画像（ＭＲＩ画像）が得られる。スピンの位相をエンコードしてｋ空間に分布させるためには、ｘ，ｙ，ｚ方向に傾斜磁場を加えて、磁場強度を空間的に変化させる。
【０００４】
ＭＲＩ装置においては、従来のＳＥ（スピンエコー）法、ＩＲ（反転回復）法などの手法に加えて、撮像時間の短縮を図るための高速化技術が求められている。ＭＲＩにおける高速および超高速イメージング方法として、従来から種々の方法が提案および特許出願されている。これらには、ＧＲＥ（グラジエントエコー；Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｒｅｃａｌｌｅｄ Ｅｃｈｏ）法、ＦＥ（フィールドエコー；Ｆａｓｔ Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ）法、ＥＰＩ（エコープレナーイメージング；Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、ＳＰＩ（スパイラルスキャン；Ｓｐｉｒａｌ Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ）法、単励起ＳＥ（スピンエコー；Ｓｉｎｇｌｅｓｈｏｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ランダムウオーク磁気共鳴イメージング（超高速磁気共鳴イメージング装置）がある。２次元画像の撮像時間は、１２８×１２８画素を撮像する場合、数秒〜数１０秒（ＧＲＥ法）、０．１秒から数秒（ＥＰＩおよびＳＰＩ）、０．０２〜数秒（Ｏｎｅｓｈｏｔ−ＳＥ法、ランダムウオーク法）となる。
【０００５】
これら従来の方法では、画像処理のために時間がかかった。この問題を解決するために次にハーフフーリエ変換を用いたＭＲイメージング方法が提案されていた（例えば、特許文献１参照）。
【特許文献１】特開平１１−４８１８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記従来のＭＲイメージング方法、イメージング装置、およびは、ハーフフーリエ変換を用いたＭＲイメージング方法は、その特性から下記の点が要求される。
（１）撮像の高速化：
撮像に要する時間を短縮することは、高速で変化する対象の計測および画像化を可能にする。加えて、測定対象が人間や動物の場合、身体的および精神的負担の軽減に寄与する。
（２）超高速ＭＲＩ装置：
ＭＲイメージング方法およびイメージング装置におけるデータの収集方法、画像再構成法を改良して高速化する。
（３）低性能傾斜磁場を用いた超高速ＭＲＩ：
通常、超高速でＭＲＩを実施する場合には、優れた特性（磁場の立ち上がりと立ち下がりの特性）の傾斜磁場の利用が不可欠となっている。
本発明の目的は、撮像時間の短縮化を図り、ＭＲＩデータの収集方法、画像再構成方法を改良して撮像を高速化し、傾斜磁場の動作特性が悪いＭＲＩ装置でも高速撮像を可能にするＭＲＩデータの形成方法およびそれを用いたイメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
（１）画像の再構成法（フーリエ変換の性質を利用したデータ収集軌跡と画像再構成）
直交変換の一つであるフーリエ変換の性質にエルミート対象性がある。再構成する画像の基になるデータ（エコー信号あるいはＦＩＤ信号）をｋ空間（周波数空間）において±ＳＷ（正負の周波数に分布するスペクトル）の周波数範囲で観測する。観測されるデータは、ｋ空間の原点（ＳＷ＝０）に対して点対称の関係を持つ。このため、±ＳＷを周波数分布とするｋ空間において全てのデータ（Ｎ点×Ｎ点）を収集する必要はなく、全体の１／２のデータ収集（Ｎ×Ｎ／２）、即ち、±ＳＷに対して、＋ＳＷあるいは−ＳＷの何れかを収集し、ｋ空間において収集していない領域に対して、収集したデータを原点対象になるように付与することで代替えすることができる。これにより、全ｋ空間においてデータが与えられる。この性質がエルミート対称性である。実際のＭＲＩ撮像においては、ｋ空間の領域に対して１／２のデータ収集のみで画像（ＭＲＩ画像）を再構成することができる。再構成した画像のＳＮＲ（信号対雑音比）は１／√２に減弱するが、収集するデータ量は１／２となり、これに比例して撮像時間を１／２に短縮することができる。この特徴は、現状のハーフフーリエＭＲＩとして既に活用されている。
本発明は、このエルミート対称性を利用した従来とは異なる画像再構成法を与えるものである。従来技術では困難であったスパイラルスキャン法を含めた現状におけるフーリエ変換を利用したＭＲＩ画像再構成法に適用できる点を特色とする。特に、スパイラルスキャン法にエルミート対象性の概念を導入した初めての事例となる。同手法に対しても撮像時間を１／２に短縮することができる。
【０００８】
（２）位相の補正方法
本提案手法ではｋ空間上で１行おき（奇数もしくは偶数）に信号を収集し、収集した信号を折り返してデータを充填する。静磁場の不均一性や傾斜磁場の非直線性により、折り返して充填したデータとの間でスピンの位相に差が生じる場合がある。この位相差が生じると再構成した画像にアーチファクト（濃淡の不整や偽像）が生じる。このため、位相差が発生した場合には、奇数番目のデータと偶数番目のデータの位相の平均値を算出してデータの位相として与えるか、何れかのデータが有する位相に合致させる処理を行う。
【０００９】
具体的には以下の手段を採用する。
（１）データの形成方法は、静磁場中で傾斜磁場を可変して２次元方向にエンコードして得たデータの形成方法であって、データは、ｋ空間の中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集するようにエンコードし、分割した他方のデータは前記一方のデータを前記中心で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする
（２）上記（１）記載のデータの形成方法において、前記データの２分割は、前記ｋ空間において正負の領域に分割することを特徴とする。
（３）上記（１）又は（２）記載のデータの形成方法は、前記データの収集方法をフーリエ変換を用いるＭＲＩ画像再構成法に適用することを特徴とする。
【００１０】
（４）ハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲＩ画像を構成する撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてデータおよびデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなるハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場を印加することにより２方向（ｘ，ｙ）にスピンの位相をエンコードしてｋ空間において２次元配列する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
（１）撮像時間の短縮（ＭＲＩ撮像の高速化）：
ｋ空間における全データの半分を収集するだけでＭＲＩ画像を再構成する。撮像時間は、収集するデータ量に依存することから、本発明によれば、撮像速度を２倍（撮像時間は１／２）にすることができる。従来手法に比して、データ量１／２になることから、ＳＮ比は１／√２倍に低下する。この方法は、フーリエ変換を画像再構成の原理とする全てのＭＲＩ撮像法に適用することができる。他方、キーホール（ｋｅｙｈｏｌｅ）技術を使って特定の空間周波数成分のデータ収集を行う場合、画像の空間周波数はｋ空間において、原点を中心に同心円状に分布する。このため、高速化を目的としてキーホール技術を用いる場合には、ハーフフーリエスパイラルＭＲイメージングは有益である。
【００１２】
（２）磁場不均一性の補正（磁場不均一性を有するマグネットへの対応）：
ＭＲＩ装置において静磁場Ｂｏが時間的に変動し、あるいは空間的に磁場の強度が均一性を有さず異なると、その変動に応じて計測される信号の位相が変化する。他方、傾斜磁場の空間的な線形性や時間的な安定性が低い場合にも同様に変化する。これらの変化は、再構成される画像において画像の歪みや変形、不整な濃淡変化となって現れる。高速化するためにｋ空間の半領域だけのデータを収集する従来のハーフフーリエＭＲイメージングの場合、ｋ空間の半分の領域のみのデータ収集に起因してこれらの変動の影響を受けやすくなる。
このように磁場の均一性や時間的な安定性が良くないＭＲＩ装置においてもフーリエ変換のエルミート対象性を活用した高速化を実現するためには、本手法のようにしてｋ空間の全領域に渡ってデータ収集を行うことにより、これらに起因する変化の補正を容易にする。この結果、磁場不均一性に起因する画像の歪みや不整な濃淡変化を軽減することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
本発明を図に基づいて説明する。
図１は本発明の核磁気共鳴イメージング装置のブロック構成図を示す。
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）を原理とする。励起・検出コイル１０の外側には、撮像対象（または測定物質）に対して両側に時間的・空間的に一定な磁場を発生するための静磁場発生マグネット１１ａ、１１ｂと、時間的・空間的に磁場強度を変動させる傾斜磁場発生コイル１２ａ、１２ｂを設ける。静磁場発生マグネット１１ａ、１１ｂには、静磁場発生マグネット・シムコイル電源１３と磁場の強度を制御する制御装置１４が接続される。傾斜磁場発生コイル１２ａ、１２ｂには、傾斜磁場発生コイル電源１６と磁場の強度を制御する制御装置１７が接続される。励起・検出コイル１０には、核磁気共鳴に応じた信号を受信する受信器１９と、画像を再構成する画像再構成装置２０と、画像表示装置２１とからなる画像処理装置が接続される。
【００１４】
また、励起・検出コイル１０には、撮像する対象（または測定物質）の原子核が有する核磁気を共鳴させるために、共鳴周波数に等しい周波数を持つＲＦ（ラジオ周波数）波をパルス状に印加するＲＦパルス発生器１８が接続されている。励起・検出コイル１０にＲＦパルス発生器１８のＲＦパルスを印加すると、撮像対象が核磁気共鳴を誘起し、撮像対象の周辺に配置した検出コイルにより、検出信号（ＦＩＤ［自由誘導減衰］信号あるいはエコー信号）として出力される。この信号を励起・検出コイル１０に接続される受信器１９により収集する。その後、画像再構成装置２０により画像が再構成される。
図２は本発明の原理に基づく２次元イメージングに対するｋ空間におけるデータ収集の軌跡を示す説明図である。図２に示すデータ収集軌跡は２次元ＳＥ（スピンエコー）法、ＧＲＥ（グラジエントエコー）法、ＦａｓｔＳＥ（高速スピンエコー）法など、ＲＦパルスによる励起を複数回繰り返してｋ空間の全領域のデータを収集するＭＲＩ手法に適用できる。
【００１５】
本発明における画像化の対象は２次元座標系であることから、ｋ空間は画像の２次元空間周波分布を与える空間となる。ｋ空間の中心は空間周波数が０、左右および上下に±ωの信号強度を示す。即ち、ｋ空間における（＋ｎ，＋ｍ）の位置に分布する信号は周波数ω＋ｎ，＋ｍを与え、その周波数の信号強度がこの点の値（強度）となる。
ＭＲＩは、ＳＥ法、ＧＲＥ法、ＥＰＩ法（後記する図７）やスパイラル法（後記する図１１）などの撮像法の何れかを用いて信号（スピンエコーあるいはＦＩＤ）を観測する。信号の一例を図３に示す。横軸は時間（一般には数１０ｍｓｅｃで観測）、縦軸は信号の強度を示す。ＭＲＩにける撮像法に依存して図３、図５、図８、図１２、図１３などの軌跡に基づいて信号を収集する。
例えば、図２に示す複数の横線の一本において図３の信号を観測する。２５６×２５６画素の２次元画像を再構成する場合には、２５６個の信号を観測することから、２５６本の軌跡をとる。観測される各々の信号に対して２５６点のサンプリングを行ない、得られる２５６×２５６のデータに対して２次元フーリエ変換することにより、２次元ＭＲＩ画像が再構成される。
【００１６】
本発明の方法は、ｋ空間における軌跡を半減して画像再構成する方法であり、軌跡を半減することから、撮像時間が半減され、高速撮像を可能にする特徴を有する。また、本発明の方法は、既に提案されているＭＲＩ撮像の殆ど（フーリエ変換を画像再構成に使うＭＲＩ撮像法の全て）に適用できる。画像再構成の一例として、ｋ空間において図２の軌跡に基づいて収集したデータ（図３）に対する画像最再構成法（図４）を用いて説明する。
図４（ａ）にｋ空間において実際に収集するデータの軌跡を示す。再構成するＭＲＩ画像をＮ×Ｎ画素（Ｎ＝１２８，２５６，５１２など）とする場合、Ｎ／２個の信号を収集する。図４（ｂ）は図４（ａ）を点対称で転置した結果で、同一の座標系において単に転置しただけであることから、例えば、図４（ａ）中に左上にあるデータ点は、図４（ｂ）では右下に位置する。次に、図４（ａ）と図４（ｂ）を重ね合わせる処理を行う。この結果を図４（ｃ）に示す。図４（ａ）はＮ／２×Ｎ個のデータからなり、（ｂ）も同様にＮ／２×Ｎ個のデータである。相互に重複しないことから、両者を重ね合わせた（ｃ）はＮ／２×Ｎ＋Ｎ／２×ＮであることからＮ×Ｎ個のデータになる。
【００１７】
ＭＲＩにおける画像再構成法にはフーリエ変換が多用されることから、それらの画像再構成法の全てにこの処理が適用できる。この転置を可能にするのは、フーリエ変換の周波数分布の対称性で、その原理はフーリエ変換が有する特性として既知である。
本発明の方法は、ｋ空間の全領域に分布するデータを収集し、かつ、撮像時間を半減することが特徴となる。ｋ空間の全領域でデータ収集することから、マグネットで作られる静磁場Ｂｏの強度が空間的に不均一なＭＲＩ装置であっても不均一に起因する観測信号の位相変化が補正できる特徴を有する。また、スパイラルスキャン法への適用も可能にする。反面、欠点としてはデータ収集量が半分であることから、再構成したＭＲＩ画像のＳ／Ｎ比は、理論上１／√２倍に低下する。この際に、図４（ａ）の軌跡データと図４（ｂ）の軌跡データの間に位相差がある場合には、位相の補正を行う。画像は図４（ｃ）の軌跡データをフーリエ変換することにより得られる。なお、Ｏは原点（以降の図においても同様）を表す。
【００１８】
具体的には、
（１）傾斜磁場を印加することにより２方向（ｘ，ｙ）にスピンの位相をエンコードしてｋ空間において２次元配列する。その際、ｋ空間を、その中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行配列データ、他方を奇数番目の行配列データを収集する。分割した他方のデータは前記一方のデータをｋ空間の中心点で対称（点対称）に折り返し補間してｋ空間におけるデータとすることを特徴とする。
（２）上記（１）記載のデータの形成方法は、前記データの２分割は、前記ｋ空間において正負の位相領域に分割することを特徴とする。
（３）前記データの収集方法を従来のＳＥ法、ＧＲＥ法、ＦａｓｔＳＥ法、ＥＰＩ法、スパイラルスキャン手法などのフーリエ変換を用いた全てのＭＲＩ画像再構成法（磁気共鳴イメージング）に適用することを特徴とする。
【００１９】
（４）ハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置は、ＭＲ画像信号となる撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなる核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場によりｘとｙ方向にエンコードして２次元ｋ空間を形成する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とする。
【００２０】
図５は本発明の原理に基づく２次元ＥＰＩ（エコープレーナ）法のためのデータの収集軌跡を示す説明図である。図中の実線で示す領域を左上（あるいは右下から逆向きでも可能である）から線に添って軌跡を描くように線上のデータ点列を収集する。従来のＥＰＩ法は、破線の領域も含めた軌跡を取っていた。本発明のデータ収集方法に基づくと収集データは実線の部分（ｋ空間における半分の領域は偶数番目の行データを、他の半分の領域は奇数番目の軌跡をとる）のみで良く、収集するデータ量は従来のすべて収集するものに比べ１／２の処理時間ですみ、この結果、撮像時間が１／２に短縮される。
図６は図５で与えたＥＰＩ法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。図４と同様に、画像の半分の未収集のデータ点は原点０を基点に点対称の位置にある既収集データをそのまま反転して充填する。画像（ａ）と画像（ｂ）をそれぞれ前記のようにして形成する。その後、充填処理した画像（ａ）と画像（ｂ）を合成し、画像（ｃ）を得る。
【００２１】
図７は図５の収集軌跡の形成を可能にするパルス系列を示す波形図である。図７の横軸は時間ＴＲ、ＲＦはラジオ周波数の９０°ＲＦパルスによる励起信号、Ｇｓはスライス選択用の傾斜磁場、Ｇｐは共鳴するスピンの位相エンコード用の傾斜磁場、Ｇｒは周波数エンコード用の傾斜磁場を与える。各々は、図示の時刻において個別に印加される。この結果、図中の両端矢印で示す時刻に信号が観測される。観測される信号はｋ空間に存在することから、傾斜磁場ＧｐおよびＧｒの強度に依存してスピンの位相が変化する。ＧｐとＧｒはユークリット空間において直交する２方向と合致させることにより、ＧｐとＧｒの２軸に基づくスピンの２次元分布が得られる。スピンの位相は、傾斜磁場（ＧｐおよびＧｒ）の強度に比例する。従って、傾斜磁場を空間的に直線（線形）とすることで、ｋ空間におけるスピンの位相は、線形の位相分布を示すことになる。このため、ｋ空間において収集した観測信号をフーリエ変換することにより、画像（ＭＲＩ画像）が得られることになる。
【００２２】
図８はｋ空間を渦巻き状に収集軌跡をとる従来のスパイラルスキャン（ＳＰＩ：Ｓｐｉｒａｌ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）法を示す説明図である。ｋ空間の中心から外側に、あるいは外側から中心に渦巻き状に軌跡を描き、軌跡上の点をデータとして収集する。
図９は図８で与えたスパイラルスキャン法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【００２３】
これは、図２に対する図４、図５に対する図６と同様に、図９（ａ）の収集したデータを図９（ｂ）に示すように点対称で転置し、図９（ａ）と図９（ｂ）のデータを合成することにより、図９（ｃ）に示すようにデータの充填を行う。
図１０は図９（ｃ）に示された処理結果であり、ｋ空間における収集データの分布を示す説明図である。実線は図９（ａ）の収集したデータの軌跡、点線は図９（ｂ）の充填した軌跡であり、図１０の実線の軌跡と点線の軌跡を合成した軌跡が本発明で求めるｋ空間における最終的なデータ収集の軌跡である。図中の線上のデータ点が収集されたことになる。
【００２４】
図１１は図８〜図１０に示すスパイラル状に軌跡をとる撮像方法を可能にするパルスシーケンスを示す波形図である。これは、図７と同様に、共鳴のためのＲＦ波（９０°パルス）を、また、傾斜磁場（Ｇｓ、Ｇ１、Ｇ２）を図示の時系列で印加することにより矢印で示す時間範囲において信号が観測される。Ｇｓはスライス断面の位置を決定するための傾斜磁場、Ｇ１とＧ２はｋ空間において図８に示す軌跡を取るために印加する傾斜磁場である。図はＦＩＤ（自由誘導減衰）信号を観測して画像再構成する撮像法を示すが、図の９０゜ＲＦパルスの後にＴＥ（エコー時間）の１／２の時間後に１８０゜ＲＦパルスを印加すればエコー信号の観測を可能とし、９０゜と１８０゜の間にＭＰＧ（傾斜磁場、Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔｓ）を印加することにより拡散強調イメージング（物質中の拡散や還流などによる磁気共鳴元素の変位）を可能にする。また、図は、図８におけるｋ空間の中心から外側に向かって軌跡を描く撮像方であるが、前述のように、外側から内側に軌跡を描かせる場合には、図中の傾斜磁場（Ｇ１、Ｇ２）の時間変化を逆にする。即ち、図中の経時的な変化において最初を大きく、徐々に減衰させる。信号は図示と同じ期間に観測される。
【００２５】
図１２は本発明の撮像法の応用の一例を示す説明図である。図１２は、本発明にキーホール法を併用した高速撮像で、経時的に変化する対象を超高速で撮像できる。図１２（ａ）は、最初のデータ収集時の軌跡を示し、従来のスパイラルスキャン法を用いて全領域のデータを収集する。図１２（ｂ）は、２回目以降のデータ収集軌跡を示し、特定の周波数領域のみを収集する。図１２（ｃ）は、本発明に基づく画像再構成のためのデータ収集軌跡を示し、本発明に基づいて図１２（ｂ）のデータを転置してデータを充填する。図１２（ｄ）は、キーホール法を適用したデータ収集軌跡を示し、図１２（ｃ）の結果において欠落する領域（図では中心部）のデータを図１２（ａ）の収集データを充填してｋ空間における最終的なデータを得る。この後、フーリエ変換により画像（ＭＲＩ画像）を再構成する。図１２（ｂ）のデータ収集のみで図１２（ａ）と同等の画像を再構成する。ｋ空間において変化する特定の領域（図１２（ｂ））のみを本発明で示す手法でデータ収集する。データ収集時間は収集するデータ量に比例することから、撮像時間は収集データの削減量に依存して変化する。機能ＭＲＩ（Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ）に見られる脳機能の撮像、心臓や四肢の動作などが適用事例になる。
【００２６】
図１３は本発明で与える撮像法の他の応用例を示す説明図である。図１３では、対象が変化を示す周波数分布に応じてｋ空間における軌跡を変化させることができ、対象が存在する実空間において一様に変化する場合は図１３（ａ）のように、横方向の変化を示す場合は図１３（ｂ）のように、斜め方向に変化する場合には図１３（ｃ）のように収集軌跡を変化させることを可能にする。具体的には、図１１に示す傾斜磁場印加信号Ｇ１とＧ２を、ｋ空間において図１３（ａ）〜（ｃ）のうちの任意の軌跡を取るように変化させる。
【実施例】
【００２７】
図１４は本発明の実施例を示す説明図である。同図はＥＰＩ手法に本発明の概念を導入したもので、図７のパルスシーケンスに基づいて、図５のデータ収集を行い、図６のデータ処理を行って再構成した画像である。図中、図１４（ａ）は、従来のＥＰＩ法に基づいて画像（２次元画像、１２８×１２８画素、撮像時間約１００ｍｓｅｃ）を再構成した結果である。これに対して、図１４（ｂ）は、撮像時間の短縮を目的とした従来のハーフフーリエＥＰＩ法（ｋ空間における半分強［半分＋３程度］の領域のみをデータ収集）の結果で、撮像時間は約１／２に短縮される。図１４（ｃ）は、本発明に基づくハーフフーリエＥＰＩ法を適用した画像である。本方法は従来手法より短い１／２の時間で撮像を完了する。また、ｋ空間の全領域のデータを収集することから静磁場などの時・空間的な不均一性に強く（ｋ空間において全データを収集する従来のＥＰＩ法（ａ）と同等）、撮像時間が短縮される。
（従来技術との差異）
【００２８】
図１５は、ハーフフーリエメージングにおけるＥＰＩのパルス系列を説明する説明図である。従来のＥＰＩ法は、ＲＦパルスを用いてスピンを励起した後に、画像化する２次元面に対して、図１５（ａ）に示すように傾斜磁場を可変させた。ＥＰＩ法においては、フーリエ変換におけるエルミート対象性を利用したハーフフーリエメージングがあり、これをＥＰＩ法に適用することも可能である。その際のｋ空間におけるデータ収集の軌跡を図１５（ｂ）に示す。ＭＲＩにおけるハーフフーリエ技術の目的には撮像の高速化にある。ｋ空間の半分強の領域のみをデータを収集し、これを他の領域に充填することで画像再構成を可能とした。この方法の問題点は、半分の領域のみの収集であることから、収集されるデータの位相を補正することが困難であり、磁場の不均一性に弱い点を指摘することができる。本発明（ｃ）は、これらの問題点を克服した特徴を有する。
図１６は図１５に示すパルス系列に対するｋ空間における軌跡を示す説明図である。各々、（ａ）フルエンコード法、（ｂ）ハーフエンコード法、（ｃ）提案するエンコード法で、データ収集のための軌跡は図示の通りである。
図１７はスパイラルスキャン法における傾斜磁場の印加方法を示す説明図である。ｋ空間において螺旋状のデータ収集軌跡を描かせるために、傾斜磁場は図示の正弦波をとる。
【産業上の利用可能性】
【００２９】
この技術は、金属および磁性材料を除く種々の材料における内部構造や物性の解析（非破壊検査）、流体の可視化、薬学や化学における化学的な構造や薬理効果、動物学、生物学、医学、生理学などにおける生体の組織構造や機能の解析、生体反応、病気の検査・診断などの計測（無侵襲検査）、などに利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】本発明の核磁気共鳴イメージング装置のブロック構成図を示す。
【図２】発明の原理に基づく２次元イメージングに対するｋ空間におけるデータ収集の軌跡を示す説明図である。
【図３】ＭＲＩで観測された信号の波形図を示す。
【図４】図２の軌跡に対するデータの充填方法を示す説明図である。
【図５】本発明の原理に基づく２次元ＥＰＩ（エコープレーナ）法のためのデータの収集軌跡を示す説明図である。
【図６】図５で与えたＥＰＩ法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【図７】図５の収集軌跡の形成を可能にするパルス系列を示す波形図である。
【図８】ｋ空間を渦巻き状に収集軌跡をとる従来のスパイラルスキャン（ＳＰＩ：Ｓｐｉｒａｌ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）法を示す説明図である。
【図９】図８で与えたスパイラルスキャン法において、ｋ空間における未収集のデータ（画像再構成するために必要なデータ）を本発明の原理に基づいて充填する充填方法を示す説明図である。
【図１０】図９（ｃ）で与えられるｋ空間における収集軌跡を示す説明図である。
【図１１】図８〜図１０に示すスパイラル状に軌跡をとる撮像方法を可能にするパルスシーケンスを示す波形図である。
【図１２】本発明の撮像法の応用の一例を示す説明図である。
【図１３】本発明で与える撮像法の他の応用例を示す説明図である。
【図１４】本発明の実施例を示す説明図である。
【図１５】ＥＰＩ法に対するパルス系列を説明する説明図である。
【図１６】ＥＰＩ法におけるｋ空間における軌跡を示す説明図である。
【図１７】スパイラルスキャン法における傾斜磁場の印加方法を説明する説明図である。
【符号の説明】
【００３１】
１０ 励起・検出コイル
１１ａ、１１ｂ 静磁場発生マグネット
１２ａ、１２ｂ 傾斜磁場発生コイル
１３ 静磁場マグネット・シムコイル電源
１４、１７ 制御装置
１６ 傾斜磁場発生コイル電源
１８ ＲＦパルス発生器
１９ 受信器
２０ 画像再構成装置
２１ 画像表示装置
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中で傾斜磁場を可変して２次元方向にエンコードして得たＭＲＩデータの形成方法であって、２次元の行列で構成されるＭＲＩデータは、ｋ空間の中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集するようにエンコードし、分割した他方のＭＲＩデータは前記一方のＭＲＩデータを前記中心点で対称に折り返し補間して形成することを特徴とするＭＲＩデータの形成方法。
【請求項２】
前記ＭＲＩデータの２分割は、前記ｋ空間において正負の領域に分割することを特徴とする請求項１記載のＭＲＩデータの形成方法。
【請求項３】
前記ＭＲＩデータの収集方法をフーリエ変換を用いるＭＲＩ画像再構成法に適用することを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩデータの形成方法。
【請求項４】
ＭＲＩ画像を構成する撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてＭＲＩデータおよび前記ＭＲＩデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のＭＲＩデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなるハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場を印加することにより２方向にスピンの位相をエンコードしてＭＲＩデータをｋ空間において２次元配列する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とするハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
静磁場中で傾斜磁場を可変して２次元方向にエンコードして得たＭＲＩデータの形成方法であって、２次元の行列で構成されるＭＲＩデータは、ｋ空間の中心を境界として２分割し、一方を偶数番目の行データ、他方を奇数番目の行データを収集するようにエンコードし、分割した他方のＭＲＩデータは前記一方のＭＲＩデータを前記中心点で対称に折り返し補間して形成することを特徴とするＭＲＩデータの形成方法。
【請求項２】
前記ＭＲＩデータの２分割は、前記ｋ空間において正負の領域に分割することを特徴とする請求項１記載のＭＲＩデータの形成方法。
【請求項３】
前記ＭＲＩデータの収集方法をフーリエ変換を用いるＭＲＩ画像再構成法に適用することを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩデータの形成方法。
【請求項４】
ＭＲＩ画像を構成する撮像対象からのエコー信号又は自由誘導減衰信号を検出する励起・検出装置と、前記エコー信号又は自由誘導減衰信号に基づいてＭＲＩデータおよび前記ＭＲＩデータを２次元配列したｋ空間を形成し、該ｋ空間のＭＲＩデータをフーリエ変換してＭＲＩ画像を形成する画像再構成装置とからなるハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像再構成装置は、傾斜磁場を印加することにより２方向にスピンの位相をエンコードしてＭＲＩデータをｋ空間において２次元配列する際に、前記請求項１乃至３のいずれか１項記載のデータの形成方法を適用して前記中心点で対称に折り返し補間して作成することを特徴とするハーフフーリエ核磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【公開番号】特開２００６−８７４９９（Ｐ２００６−８７４９９Ａ）
【公開日】平成１８年４月６日（２００６．４．６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００４−２７３６５０（Ｐ２００４−２７３６５０）
【出願日】平成１６年９月２１日（２００４．９．２１）
【出願人】（３０１０２１５３３）独立行政法人産業技術総合研究所 (6,529)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年４月６日（２００６．４．６）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年９月２１日（２００４．９．２１）
【出願人】（３０１０２１５３３）独立行政法人産業技術総合研究所 (6,529)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]