JPH01131649A - Ｍｒイメージング方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明の、該磁気共鳴現象を利用した体内断層撮影方法
及び装置に関するもので、医学診断に使用する。

［従来の技術］ 本発明に近い従来技術には、大きく分けて次の２つがあ
る。

■　ハーフフーリエ ■　共役対称法 ■は、エスピーアイイー、５９３巻（１９８５年）ＳＰ
ＩＥ、Ｖｏｌ、５９３　（１９８５）ｐｐ、６−１３で
論じられている。

■は、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ　Ｍａｙ　（１９８６）　ｐ
ｐ、５２７−５３１で論じられている。

■のハーフフーリエ法は、 （ｉ）従来計測する領域の（位相エンコード方向に関し
ての）上半面において信号を計測する。

（ｎ）さらに位相エンコードの０ラインより下の数ライ
ンを計測し、位相情報パラメータＰｈｉの値を決定する
。

（ｉｉｉ）残りの未計測領域（下半面）に値０を入れる
。

（ｉｖ　）上記（ｉ）と（ｉｉｉ）によって構成された
計測領域の値をフーリエ変換する。

（ｖ）できた画像に、パラメータＰｈｉで定まる項をか
けて、その実部を再生画像とみなす。

を、おおよその手順とするものである。

■の共役対称性は、 （ｖｉ）計測領域の上半面と、位相エンコード０のライ
ンより下の数ラインにおいて信号をＪ目Ｉ！Ｉする。

（Ｖ…）残りの未計測領域の各点に、この点と、原点に
関して対称となる計測点の信号の共役の値を１本来計測
されたはずの信号の推定値として与え°る。

（ｖｉｉ　）　　（ｖｉ　）と（ｖｉ）によって構成さ
れた計測領の値をフーリエ変換し、再生画像とみなす。

を、手順とするものである。

また、従来のＭＲイメージング装置は、撮影時間が２〜
２０分程度要するため、高速化への要求は高い。高速化
は各種工夫されているが画像の性質は変えずに、撮影時
間を短縮するには、計Ｊｌ１１回数を減らす方法しかな
い。

従来の計測回数を約半分に減らす方法は、２種類ある。

（１）複素共役対称法と呼ばれる方法が、ラジオロジイ
、１１月号（１，９８６）第５２７頁から５３１頁（Ｒ
ａｄｉｏｌｏｇｙ、　Ｍａｙ、　１９８６　。

Ｐｐ５２７−５３１）で論じられている。

（２）実数再生法と呼ばれる方法が前述の５ＰＩＥ、ｖ
ｏｌ、５９３，１９８５．ｐｐ６”−１３で論じられて
いる。

（１）の複素共役対称法は、画像の位相が零である場合
、計測空間上において、原点に関して対称な位置にある
点は、互いに、複素共役の関係にあることを利用する。

従って、計測空間の上半分を計測し、残りは、点対称の
点の複素共役の値を埋めて再生する。

一方、（２）の実数再生法は、位相歪が零の場合、ちょ
うど半分の計測データに零を埋めて、２次元フーリエ変
換し、その実数部をとると、正確な画像が得られること
を利用する。さらに、従来の血管走行系画像化技術につ
いては、″医用画像予稿集”　　（Ｔｒａｎｓ、　Ｍｅ
ｄ、　　Ｉｍａｇｉｎｅ、　ｖｏｌ、Ｍ　Ｉ　−５、Ｎ
α３．ρＰ１４０−１５１．１９８６）において論じら
れている。また、フーリエ変換法で必要とするデータの
約半分のデータ及び、画山の位相情報から、フーリエ変
換法による再生画像と原理的にほぼ同一の画像が得られ
る画像再生法（以下、この再生法をＭＲハーフフーリエ
再生法と呼ぶ。）に関する従来技術については、前述の
ＳＰＩＥ。

ｖｏｌ、　５９３　、　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉ　ｍａｇｅ
　ＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇρＰ６〜１３，１９８５におい
て論じられている。

従来の血管撮影技術に関して、上で挙げた論文中で論じ
られた技術の中でも、本発明に最も近い技術を以下に説
明する。

まず、第１０図に示すシーケンスに従って、センシティ
ブ画像と呼ばれる画像を得る。その手順は。

（ｉ）磁気共鳴用ＲＦパルス１００１を同時にＺ方向傾
斜磁場１００２を印加して、特定のスライス面の磁化を
励起し、さらにＺ方向傾斜！Ｑ１００３を印加し、磁化
の位相をそろえる。

（ｉｉ）その後、Ｘ方向傾斜磁場１００４を印加して位
相エンコードを行う。

（ｉｉｉ）同時に、Ｘ方向傾斜磁場１００５．１００６
を、順に印加し、Ｘ方向傾斜磁場１００６の印加時にＭ
Ｒ信号１００７を計測する。

（ｉｖ）収集したＭＲ信号１００７に、フーリエ変換法
を適して、再生画像を得る。

次に、第１１図に示すシーケンスに従って、不ンセンシ
ティブ画像と呼ばれる画像を得る。その手順は、 （ｉ）磁気共鳴用ＲＦパルス１１０１をがけ、同時に２
方向傾斜磁場１１０２を印加して、特定のスライス面の
磁化を励起し、さらにＺ方向傾斜磁場１１０３を印加し
、磁化の位相をそろえる。

（ｉｉ）その後、Ｘ方向傾斜磁場１１０４を印加して１
位相エンコードを行う。

（ｉｉｉ）同時に、一連のＸ傾斜磁場１１０５，１１０
６．１１０７を印加し、Ｘ方向傾斜磁場１１０７の印加
時にＭＲ信号１１０８を計測する。

（ｉＶ　）収集したＭＲ信号１１０８に、フーリエ変換
法を適用して再生画像を得る。

次に、上記インセンシティブ画像から、上記センシティ
ブ画像を計算する。以上の操作により、血管走行系の画
像を得るのであるが、その原理は以下のとおりである。

第１０図において、Ｘ方向傾斜磁場１００５の印加と、
Ｘ方向傾斜磁場１００６のはじめの時間Ｔの間の印加に
よって生じる磁化の位相まわりは、静止部においては、
前者と後者の印加量が互いにキャンセルするために、生
じない。しかし、血流部分においては、磁化が速度をも
って、傾斜磁場内を移動するために、前者と後者の印加
量が完全にはキャンセルされないため、磁化の位相まわ
りφがＯとはならず、′ｆＸ流速流速度上ってまちまち
の値になる。仮にＶが時間によらず一定で、Ｘ方向を向
いているとすると、φは、 φ＝６　ｙＴｚＧｘｌ　ｖ　１ となる。ただし、γは定数、ＧｘはＸ方向傾斜磁場勾配
、ＴはＸ方向傾斜磁＠　１００５の印加時間長。ところ
が、スライス厚方向に沿って血料速度は一定でなく、あ
る分布をしているために、実際計測される信号は、スラ
イス厚方向に位相がばらばらに分布した信号の和となる
ため、互いに打ち消し合って小さな値となってしまう。

従ってセンシティブ画像では血管走行系は暗くうつる。

一方、第１１図において、一連のＸ方向傾斜磁場１１０
５，１１０６．及び１１０７　（はじめの時間Ｔの間）
の印加によって生じる磁化の位相まわりは、静止部にお
いては、第３図の場合と同様に、生じない。そして、血
流部分においては、■が時間によらず一定で、Ｘ方向を
向いていると仮定するとき、磁化の位相まわりは生じな
い。なぜなら、Ｘ方向傾斜磁場１００５とＸ方向傾斜磁
場１ｏ０６のはじめの時間Ｔの間の印加による位相まわ
りφ′は、前記第１０図の場合と同じ理由により、 φ’　　＝−２ｙＴ２Ｇｘｌ　ｖ　１ となるため、結局全位相まわりφは、 φ＝φ′＋φ“＝Ｏ となるからである。従って流速によって位相がばらばら
になることがないため、インセシティブ画像では源管走
行系は明るくうつる。

故に、インセシティブ画像からセンシティブ画像を減算
すれば、静止部はキャンセルされ、血管走行系のみが画
像化される。

血管撮影の従来技術に関してもう１つの別の技術を以下
に説明する。これは、磁気共鳴用ＲＦパルスによって倒
される（静止部の）磁化の角度を、３６０°にすること
を特徴とする。これによって静止部の磁化は励起されな
いが、血流部の磁化はその流れのために完全に３６ｏ°
倒されないために励起される。従ってその後、エコーを
起させて信号を計測すれば、血流部からの信号のみが得
られるのである。具体的な手順は、例えば、前記の、第
１１図に示すシーケンスに従ってインセンシティブ画像
を得る手順と全く同じでよく、ただし、第１１図（ａ）
の磁気共鳴用ＲＦパルス１１ｏ１を、磁化を３６０℃倒
すＲＦパルスに特定する。

この手順により、インセンシティブ画イ象１枚で、血管
走行系が画像化される。

以上で血管撮影の従来技術の説明を終り、次に前記ＭＲ
ハーフフーリエ再生法に関する従来技術について以下に
説明する。

画像再生法が２次元フーリエ変換法のときに、所望の分
解能を得るのに必要な、計測すべきエコー信号の全体を
全エコー信号と呼ぶことにする。

このとき、例えば再生画像が実数である、というような
再生画像の位相に関する情報を用いて、２次元フーリエ
変換法を改良すると、全エコー信号の約半分のデータか
ら、全エコー信号を２次元フーリエ変換して得る再生画
像とほぼ同一の画像が再生できる。これを利用して、画
質の劣化をほとんど伴うことなく、位相エンコードの回
数を約半分に減らして撮影を行える。

［発明が解決しようとする問題点］ 前記■のフーリエ変換法には次の問題（以下、第１の問
題点という）があった。

（ａ）上記（ｉ）、（ｉｉ）に示したように、信号を計
測する領域が上（または下）半面と中央の数ラインから
なる領域に限らねばならない。

（ｂ）上記（ｉｉ）と（ｖ）において、位相補正を１つ
のパラメータＰｈｉによって行っているが。

これでは、一般に、位相が画像の各点で複雑に変化して
いることが考慮されていないので、結果的に画質劣化の
原因となる。

上記■の共役対称法には、上記（ａ）の他に次の問題が
あった。

（ｃ）上記（通）において、推定する際に、位相による
効果を考しハしていないので、結果的に画質劣化の原因
となる。

また、前記（１）、（２）には次の問題（以下、第２の
問題点という）があった。

（１）において、画像の位相が零になるのは装置に歪が
なく理想的な場合に限り、実際の装置では、必ず位相歪
が含まれる。特に、最近高速イメージングで用いられる
、傾斜磁場の反転を用いてエコーを観測する手法（ｇｒ
ａｄｉｅｎｔ　ｅｃｈｏ）では、位相歪が大きくなる。

従って、このようなデータに対して複素共投法を適用す
ると１位相歪が大きな部分で５画像がぼけてしまうとい
う問題点があった。

また、（２）の場合にも、位相歪みがあると濃度が歪む
問題があった。この場合に得ら母複素数の画像に対して
、すべての計測データが存在する場合の位相補正を適用
しても、得られる画像の虚数部のデータが異なるため正
しく補正されない。

さらに、上記第１０図、第１１図における血管撮像の従
来技術は、血流速度Ｖが時間的に一定であると仮定して
いたため、下記（１）、（２）の点について配慮されて
おらず、従って実際の複雑な血流に対しては、第１１図
で示したシーケンスにおける血流部の位相まわりφの値
は一般に大きく、従ってインセンシティブ１ｉｊｉｉ像
でも血管走行系はあまり明るくうつらない問題があった
。

１、実際の血管、特に動脈においては、振動により血流
速は常に変化している。

２、たとえ血流速がほぼ一定であっても、血管は複雑な
曲線を描いて走行しているため、方向も含めたベクトル
としての血流速度は時間的に変化している。つまり血流
速度の時間に関する高暗の微分がＯとは限らない。

また、上記ＭＲハーフフーリエ再生法に関する従来技術
については１位相エンコード回数を減らすために利用す
るだけであったため、この技術を上記血管撮像の従来技
術に適用しても、第１Ｏ図。

第１１図のシーケンスにあげる磁化の位相まわりは、適
用しない時と全く変わらず、従って上記の血管撮影の従
来技術の問題点はそのまま残されていた。

本発明の目的は、上記第１〜第３の問題点を解決したＭ
Ｒイメージング方法及び装置を提供することにある。

［問題点を解決するための手段］ ［Ｉ］上記ハーフフーリエ法及び共役法における第１の
問題点を解決するため、次の手順に従って処理をおこな
う。

（ｉ）従来法で必要となる計測領域Ｅに対し、その任意
部分領域Ｅ＋（ただし、領域Ｅ＋と、領域Ｅ＋を計測空
間原点に関して点対称移動した領域の合併が、領域Ｅを
含む）を定める。

（ｊｉ）Ｅ”上で信号１げを計測する。

（ｉｉｉ）ｈ＋の原点近傍から画像再生し、それによっ
て位相画像０を得る。

（ｉｖ　）下記（１）式を計算して得た画像を再生画像
とみなす。

Σ（Ｑ２゜Ｑｌ。Ｑ２゜ＱＪｎ（Ｆ（ｈ”）＋Ｑ２゜Ｑ
ｔ１７（ｈ”））ｎ・０ ・・・（１） ただし、 Ｆは２次元（又は３次元）フーリエ変換演算Ｉ　Ｑｌは
ｅ２１０を掛ける演算、可は一２ｉ０を掛ける演算、Ｑ
２はＦ、Ｅ−０Ｆ′″、を作用させる演算、Ｑ２はＦ″
１゜Ｆ−０Ｆを作用させる演算、Ｅ−は領域Ｅ″上でＯ
を掛け、その他領域で１を掛ける演算、。は作用を合成
する演算をあられす。また、−は、複素共役、ｎは０以
上の整数で作用の繰り返しの回数、Ｎは０以上の整数で
級数の全項数をそれぞれ示す。

［作用コ　その１ （１）Ｅ全体で計測した場合に得る信号（複素数）のデ
ータ量をＫとおくと、Ｅ＋で計測された信号のデータ量
はに／２以上であり、一方、位相画像０（実数）のデー
タ量はに／２であるから、データ量から見てＥ＋で計測
された信号ｈ＋と位相画像０を組合せれば、Ｅ全体で計
測される信号りと等価になると思われる。この等価な関
係を実Ｖ５導出して得られた関係式が次式（２）である
。

ここで、記号は（１）式のθが０にかわった以外は（１
）式の場合と同様である。

（２）一般に位相画像Ｏは空間的にゆっくりと変化する
ので、低周波成分が大きく、従って計測空間原点の近傍
での信号から充分精度よく推定できる。従ってこの推定
値Ｏを使って（２）式を近似すれば、つまり（１）式を
計算すれば、良い画像が再生される。

（３）上記（２）式で表わされる級数の各項の働きにつ
いてみると、第１項のＦ　（ｈ”）は、計測された信号
（つまりＥ４″上の信号）による画像への寄与を与える
。第２項以降（ｎ＝ｏにおけるＱ２　、　ＱｌＦ（ｈ”
）と、ｎ≧１における各項）は、０に基づいて未計測信
号（つまりＥ−Ｅ＋上の信号）を逐次推定し、その推定
値による画像への寄与を与えている。この推定に必要な
情報は再びＥ＋上の信号からの寄与と（Ｅ−Ｅ”）上か
らの寄与に分けられ、前者が第２項 （Ｑ２゜ＱｉＦ（ｈ＋））であり、後者の推定のために
第３項以降（ｎ≧１における各項）がある。以下同様の
繰り返しになっている。

（４）（２）式の級数は、領域Ｅ１の形によって計算手
順が変わらないように表現されている。

尚、上記（Ｅ−Ｅ”）は、全体ＥにおけるＥ＋の補集合
を意味する。

上記の手順をまとめると第１図のようになる。

［ｎ］計測回数を約半分に減らす上記従来技術における
上記第２の問題点を解決するため以下の処理をおこなう
。

画像の精度のよい位相マツプが容易に得られることを利
用し、未計測データ部分の第０次近似値から再生した画
像の位相マツプを精度のよい位相マツプに置き換え、再
度計測データに戻し、その値を未計測信号部分の推定値
として利用することによって画像に位相歪があっても正
しく画像が再生される。

第１回の繰り返しで充分位相マツプに近づかなかった場
合は、逐次的にこの手順を繰り返す。

この時、上記処理を計測空間と画像空間の間で行うと２
次元フーリエ変換の繰り返しとなって時間を要するが、
読み出し傾斜磁場方向（＠方向）には、完全なデータが
揃ってい名ことに注目し、計測データを読み出し方向に
１次元フーリエ変換した後の１次元データに対して位相
エンコード方向（縦方向）の処理を行うことで、時間の
短縮をはかることができる。

［作用コ　その２ 手ｊ＠を、第５項に示す。

ボックス内が処理内容を示している。以下ステップと呼
ぶ。

ステップ５０１から５０３までの手順は、複素共役対称
法とまったく同一の手順である。このままでは位相差の
ある部分で画像が大きくぼけている。当然この時の画像
の位相マツプは、本来の位相マツプと異なっている。

そこで、画像の振幅はかえないで、位相成分のみを、正
しい値に置き換える（ステップ５ｏ４）。

この結果、得られる複素数としての画像は、より正しい
画像を近づけている。この画像を、縦方向に逆フーリエ
変換すると、ステップ５０２処理後と同一空間のデータ
が得られる。

このデータの中で、半分のデータは、真の計測データか
らの値がわかっているので、その値に置き換える（ステ
ップ５０７）。その結果得られる空間内のデータは、よ
り真の値に近付いている。

そこで、このデータに対して縦方向のフーリエ変換を施
して得られる画像は、より真の画像に近づいている。こ
の画像の位相マツプが、最初に与えた位相マツプに充分
近ければ、処理を終えるが。

まだ不充分ならば、再度、同じ手順を踏むことで順々に
真の画像に近づけていくことができる。

位相歪が小さい程、少ない繰り返しですむが、ＭＢＩ装
置で実際に撮影した画像に適用したところ１〜２回の繰
り返しで真の画像に充分近い画像が得られた。

［ＩＩＩ　］管撮影における上記従来技術の第３の問題
点を解決するため、次の手順の操作を行う。

１、第８図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）で
示すシーケンスに従って計測信号を得る。すなわち、 （ｉ）磁気共鳴用ＲＦパルス８０１をかけ、同時にＺ方
向傾斜磁場８０２を印加して、特定のスライス面の磁化
を励起し、さらに２方向傾斜磁場８０３を印加し、磁化
の位相をそろえる。

（ｉｊ）その後、Ｘ方向傾斜磁場８０４を印加して、位
相エンコードを行う。

（■）仮に画像再生法をフーリエ変換法にしたときに所
望の分解能を得るために信号計測すべき時間の長さの半
分をＴとおき、このＴの約０〜４割の時間の長さをｔと
おくとき、第８図（ｄ）で定まる一連のＸ方向傾斜磁場
８０５．８０６を印加し、Ｘ方向傾斜磁場８０６の印加
時にＭＲ信号８０７を計測する。

２、収集したＭＲ信号８０７に、前記ＭＲハーフフーリ
エ再生法を適用（ただし従来手法での位相エンコード方
向ｙと読み出し方向Ｘの扱いを入れかえる）して、再生
画像を得る。以後これをショートインセンシティブ画像
と呼ぶ。

３、第８図（ａ）、　（ｂ）、　（ｃ）、　（ｄ’　）
、　（ｅ）で示すシーケンスに従って計測信号を得る。

すなオ〕　ち （１）’　　１（ｉ）と同じ操作 （ｎ）’　　１　（ｉｉ）と同じ操作 （ｉｉｉ）’　　第８図（ｄ′）で定まる一連のＸ方向
傾斜磁場８０８，８０９を印加し、ＭＲ信号８０７の計
測は、１（市）と同じタイミングで行なう。

４、上記３（市）′で収集したＭＲ信号８０７に、前記
ＭＲハーフフーリエ再生法を適用（従来手法での位相エ
ンコード方向ｙと読み出し方向Ｘの扱いを入れかえる。

）して、再生画像を得る。

以後これをショートセンシティブ画像と呼ぶ。

５、上記２で得たショートインセンシティブ画像から、
上記４で得たショートセンシティブ画像を減算し、血管
走行系画像を得る。

あるいは、上記目的は、次の手順の操作を行うことによ
り達成される。

６、第９図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｃり、（ｅ）で
示すシーケンスに従って計測信号を得る。すなわち、 （ｉ）磁気共鳴用ＲＦパルス９０１をかけ、同時に２方
向傾斜磁場９０２を印加して、特定のスライス面の磁化
を励起し、さらに２方向傾斜磁場９０３を印加し、磁化
の位相をそろえる。

（ｉｉ）その後、Ｘ方向傾斜磁場９０４を印加して、位
相エンコードを行う。

（ｉｉｉ　）前記Ｔ、を及び第９図（ｄ）で定まる一連
のＸ方向傾斜磁場９０５，９０６．．９０７を印加し、
Ｘ方向傾斜磁場９０７の印加時にＭＲ信号９０８を計測
する。

７、収集したＭＲ信号９０８に、前記ＭＲハーフフーリ
エ再生法を適用（ただし、従来手法での位相エンコード
方向ｙと読み出し方向Ｘの扱いを入れかえる）して、再
生画像を得る。

以後これをショートインセンシティブ第２画像と呼ぶ。

８、第９図（ａ）、　（ｂ）、　（Ｃ）、　（ｄ’　）
、　（（りで示すシーケンスに従って計測信号を得る。

すなわち、 （ｉ）’　　６　（ｉ）と同じ操作 （ｉ）’　　６　（ｎ）と同じ操作 （ｉｉｉ）’　　第９図（ｄ′）で定まる一連のＸ方向
傾斜磁場 ９０９．９１０を印加し、ＭＲ信号９０８の計測は、６
（ｉｉｉ）と同じタイミングで行な“う　。

９、上記８　（ｉｉｊ）　’で収集したＭＲ信号９０８
に、前記ＭＲハーフフーリエ再生法を適用（従来手法で
の位相エンコード方向ｙと読み出し方向Ｘの扱いを入れ
かえる。）して、再生画像を得る。以後これをショート
センシティブ第２画像と呼ぶ。

１０、上記７で得たショートインセンシティブ第２画像
から、上記９で得たショートセンシティブ第２画像を減
算し、血管走行系画像を得る。

１１、上記手順の第１項（または第６項）と同じ操作を
行う。ただし、第８図（ａ）（または第９図（ａ））の
磁気共鳴用ＲＦパルス８０１（または９ｏ１）を、磁化
を３６０＠倒すＲＦパルスに特定する。

１２、上記手順の第２項（または第７項）と同じ操作を
行い、得られた再生画像が、血管走行系の画像である。

［作用］　その３ まず第８図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）に
よりショートインセンシティブ画像を得る操作について
説明する。

画像再生法として前記ＭＲハーフフーリエ再生法を前記
手段の項で述べたように用いることにより、計測すべき
ＭＲ信号８０７の計測時間は、通常の約半分のＴ＋ｔ　
（Ｔ、ｔについては前記に定めたとおり）で済ますこと
ができる。従って、このＭＲ信号８０７を生じさせるの
に必要な一連のＸ方向傾斜磁場の印加時間は、第８図（
ｄ）８０５．８０６に示すように短くすることができ、
特にエコーの中心までの印加時間は、２ｔとなり、非常
に小さい。従って、前記従来技術の項で述べた、Ｘ方向
傾斜磁場の印加と血流の流速によって生じる。磁化の位
相まわりφは、ごく小さく抑えられる。従ってスライス
厚方向に沿って血流の速度が様々であっても、この方向
に沿っての位相まわりは、はぼＯの値にそろうので、血
流の磁化の信号は互いに打ち消し合うことがない。よっ
て、血管走行系を明るくうつすインセンシティブ画像を
得る。

次に第９図（ａ）、（ｂ）、（Ｑ）、（ｄ）、（ｅ）に
よりショートインセンシティブ第２画像を得る操作につ
いて説明する。

画像再生法として前記ＭＲハーフフーリエ再生法を用い
ることにより、計測すべきＭＲ信号９０８の計」り時間
は、通常の約半分のＴ＋ｔ　（Ｔ、　ｔについては前記
に定めたとおり）で済ますことができる。従って、この
ＭＲ信号９０８を生じさせると共に従来技術の項で述べ
た様に一定流速に対する位相まわりを０にするために必
要な一連のＸ方向傾斜磁場の印加時間は、第９図（ｄ）
、９０５．９０６，９０７に示すように短くすることが
でき、特に、エコーの中心までの印加時間は、４ｔとな
り非常に小さい。従って、血流速度が一定でない複雑な
流れによって生じる磁化の位相まわりφは、ごく小さく
抑えられる。従ってスライス厚方向に沿っての血流速度
が様々であっても、この方向に沿っての位相まわりは、
はぼ０の値にそろうので、血流の磁化の信号は互いに打
ち消し合うことがない。よって血管走行系を明るくうつ
すインセンシティブ第２画像を得る。

第８図（ａ）、（ｂ）、（Ｃ）、（ｄ’　）、（ｅ）に
よりショートインセンシティブ画像、及び第９図（ａ）
、（ｂ）、（ｃ）、、（ｄ’　Ｌ　（ｅ）により得るシ
ョートセンシティブ第２画像、に関しては、従来の技術
の項のセンシティブ画像について述べたのと同じ理由で
、血管走行系は暗くうつる。

以上より、ショートインセンシティブ画像からショート
センシティブ画像を減算するか、またはショートインセ
ンシティブ第２画像からショートセンシティブ第２画像
を減算するか、またはショートインセンシティブ画像（
またはショートインセンシティブ第２画像）を得る際に
印加するＲＦパルスを３６０＠用パルスに特定する、こ
とにより得られる画像は、良好な血管走行系画像となる
。

［実施例］ 第２図〜第４図により本発明の第１の実施例を説明する
。第２図は本発明を適用するＭＲＪシステムのブロック
構成図である。傾斜磁場発生器２０３にて傾斜磁場Ｇｃ
、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。

Ｇｚは、断面を選択するために用いる傾斜磁場。

Ｇｙは、Ｘ方向の位置を分離するために用いる位相エン
コード傾斜磁場、Ｇｘは、Ｘ方向の位置を分離するため
の読み出し傾斜磁場である。

被検体２００からＮＭＲ信号を検出するために発生させ
る各種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制
御部２０８より、被検体２００の特定の水素スピンを共
鳴させるために高周波パルスを発生するＲＦ送信器２０
２と、ＮＭＲ信号の共鳴周波数を決定する静磁場を発生
させる静磁場発生器２０１と、強さ及び方向を任意にコ
ントロールできる傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場
発生器２０３と被検体２００から発生するＮＭＲ信号を
検波後、計測を行う受信器２０４とを制御し、受信器２
０４から取り込んだ計測信号をもとに処理装置２０５で
画像再構成及び各種演算を行い、再構成されたＣＲＴデ
イスプレィ２０６で表示する。

以上の構成における本発明の第１の実施例を。

第１図、第３図及び第４図を用いて説明する。第１図は
、本発明を表わす前記（１）式が基く原理を示す図であ
り、第３図は、この原理に基いて行う処理手順の一実施
例を示すフローチャートであり、第２図の処理装置２０
５において実行される。

第４図（ａ）は本発明の計測領域Ｅと１本発明において
使用される部分領域Ｅ＋に関する一実施例であり、第４
図（ｂ）は、位相画像θを推定するときに用いる領域の
一実施例である。以下、第３図のフローチャートにもと
づいて本発明の実施手順を説明する。

ステップ３０１：従来法で必要とする計測領域Ｅ及び、
実際に計測する部分領域Ｅ＋を決める。

Ｅは第４図（ａ）の全体であり、Ｅ＋は第４図の斜線部
４０１であり、空白部４０２が（Ｅ−Ｅ”）である。

ステップ３０２：従来のＮＭＲ信号検出器を用いて、領
域Ｅ１上のＮＭＲ信号を測定する。

ステップ３０３：原点近傍、すなわち第４図（ｂ）の斜
線部４０３の所の計測信号を残し、他の信号を０とおい
て、フーリエ変換し、得られた画像の各点の位相０を求
める。

ステップ３０４：上記（１）式で表わされる級数の第１
項（Ｆ　（ｈ＋））及び第２項（Ｑ２　、ＱｔＦ（ｈ”
））を第２図の処理装置２０５で計算し、その和を画像
Ｇとおく。その手順は以下の通りである。

（ｉ）領域Ｅ＋上には計測信号ｈ＋の値を付け、他には
値０を付けて、フーリエ変換してＦ（ｈ＋）を得る。

（ｉｆ）ステップ３０３で得た位相画像θからｅ２１０
を求め、（ｉ）で得たＦ（ｈ”）の共設値と掛算する。

（ｎｉ）　　（ｉｉ）の結果をフーリエ逆変換する。

（ｉｖ　）　　（ｉｉｉ　）の結果の領域Ｅ＋上の値を
０に改める。

（ｖ　）　　（ｉｖ　）の結果をフーリエ変換して、Ｑ
２゜ＱｉＦ（ｈ”）を得る。

（ｖｉ）（ｉ）の結果と（Ｖ）の結果の和をとり。

画像Ｇとおく。

ステップ３０５：　　（１）式のＮを例えば３に定め、
第２図の処理装置２０５で以下のステップ３０６とステ
ップ３０７を３回繰り返す。

ステップ３０６：Ｑ２゜Ｑｌ。Ｑ２゜Ｑｌを作用させる
。その手順は以下の通りである。

（ｎ）（ｉ）の結果をフーリエ変換する。

（ｉｉｉ）　　（ｉｉ）の結果の領域Ｅ＋上の値をＯに
改める。

（ｉｖ　）　　（ｉｉｉ　）の結果をフーリエ効変換す
る。

２１θ （ｖ）（ｉｖ）の結果に、ｅ　　を掛ける。

（ｖｉ）　　（ｖ）の結果を、フーリエ逆変換する。

（ｖｎ）　　（Ｖｉ）の結果を領域Ｅ＋上の値をＯに改
める。

（ｖｉｉ）　　（通）の結果をフーリエ変換する。

ステップ３０７：ステップ３０４の結果とステップ３０
６の結果の和をとり、新たにこれを画像Ｇとおく。以上
のステップを実行することにより、（１）式がＮ＝３に
おいて計算できたことになる。

つぎに、本発明の第２の実施例を第６図〜第７図を用い
て説明する。

第６図は、本発明の第２の実施例における撮影で用いら
れるパルスシーケンスの一例を示す。本内容は、Ｆｉｇ
２のシーケンスファイル２０７にあらかじめ格納してお
く。

計測は、まず、ＲＦパルス６０１で、被検体の水素スピ
ンを、α度、倒す。αは１通常２０〜３０°程度である
。この時同時に、Ｇｚ６０２を印加し、所望のスライス
面のみを限定し、スライス選択する。次に、Ｇｙ６０３
を印加し、ｙ方向の位置毎にスピンの位相を変化させる
。この時の振幅値は、計測の毎に変化させる。その方法
については、後で詳しく述べる。最後に、Ｇｘ６０４を
印加しながら、Ｓ　ｉｇｎａ１６０５を計測する。

以上が、まず１回目の信号の計測で、以下、この単位で
繰り返し実行する。

Ｇ）７ｍ　ａ　ｘは、Ｇｙの最大値。

本発明では、計測回数を減らすために、（３）式でたと
えば。

１＜ｉく１４４ と、ｉを変化させる。ここで、ｉは、半分の１２８を越
えた数値であればよい。

この時に得られる計測データの様子を第７図に示す。１
回の計測毎に、計測データ範囲７０１の１ラインが、上
から順に計測されていく。２５６回とるべきところを、
１４４回にすると、未計測データ範囲７０２で、１１２
ラインデータが不足していることになる。

また、中央データ範囲７０３のデータを用いて画像の位
相マツプが滑らかに変化する点を利用するものである。

中央データ範囲７０３は、画像の縦方向周波数の低周波
成分に相当するため、これをフーリエ変換し、位相を求
めると、それは、かなり精度のよい位相マツプになって
いる。

もちろん位相マツプとして、あらかじめファンドーム等
を用いて測定した値を用いてもよい。

以上、第２図の構成において、第６図のパルスシーケン
スを用いて、第７図のような計測データを得た場合の画
像再生手順を、第５図を用いて説明する。本処理は、処
理装置２０５にて行う。

ステツー１／’５０１：第６図のシーケンスに基づいて
得た第７図の計測空間内のデータにおいて、未計測デー
タ範囲のデータとして空間の中央原点に対して、対称な
位置にあるデータの複素共役をとり、その値を、未計測
データの推定値として用いる。

向にフーリエ変換する。

λ元Ｌｊ旦以主：縦方向に、横方向のサンプル点数分フ
ーリエ変換する。

ス元Ｌｊ旦以上：得られた画像は複素数となるが、各点
毎に位相成分（”（ｘ＋ｙ）を求め、位相マツプを得る
。このマツプと、あらかじめ得ている正しい位相マツプ
ｏ　（ｘ、ｙ）との差を評価する。充分差が小さければ
、推定値の精度がよいということで、処理を止め、画像
の絶対値をＣＲＴ２０６に出力する。

もし、差が大きければ、次ステツプに行く。

ステップ５０５：画像の位相成分のみを、０（ｘ、ｙ）
に置き換える、すなわち ここで、ρ’　（ｘｔ　ｙ）、：推定画像の振幅Ｍ’　
（ｘ、ｙ）：推定画像 Ｘ９１ｊ５０旦：上記ステップで得られた画像Ｍ’（ｘ
、ｙ）を、縦方向（ｙ方向）にフーリエ変換する。

入元Ｌｊｌ立ユニ上記ステップで得られたデータに対し
、第７図の計測データ範囲内のデータは。

ステップ５０２で得られたデータに置き換える。

次に、ステップ５０３に戻る。

なお、上記手順では、−旦、横方向にフーリエ変換した
後のデータに対して、１次元フーリエ変換の処理として
実行しているが、計測データそのままに対して、２次元
フーリエ変換の処理を実行しても、もちろん画像が１）
られる。ただし、２倍の処理時間を要する。

また、未計測データ部分を推定する際に、本実施例に限
らず他の方法で行う場合にも、計測データと画像データ
間で繰り返し実行するかわりに、−旦、横方向にフーリ
エ変換した後のデータを用いることで、一般に高速化を
はかることができろ。

最後に本発明の第３の実施例を第８図〜第１２図を用い
て説明する。

第８図は本発明の第３の実施例における撮影で用いられ
るパルスシーケンスの一例を示す。

災差涜１Ｌ−１ スー・プＡ０１：第８図（ａ）、　（ｂ）、　（ｃ）。

（ｄ）、（ｅ）で示すシーケンスに従って計測信号を得
る。すなわちｋを、に＝−１２７〜１２８の値に変化さ
せつつ、以下の（ｉ）〜（幅）を２５６回繰り返し、計
測信号８４″（Ｉ、ｋ）を得る。このとき、被検体は５
０００　Ｇ　（Ｇｏｕｓｓ）の静磁場のもとにおくもの
とする。

（ｉ）磁化を９０’倒す磁気共鳴用ＲＦパルス８０１と
、２方向傾斜磁場Ｇｚ　（０，３０／ｃｍ）８０２を４
　ｍ５ｅｃの間印加して、特定のスライス面の磁化を励
起し、さらに２方向傾斜磁場−Ｇｚ８０３を２　ｍ５ｅ
ｃの間印加して、磁化の位相をそろえる。

（ｉｉ）その後、ｙ方向傾斜磁場Ｇｙ−に／１２８（Ｇ
ｙ＝　０　、３０　／ｃｍ）　８０４を４　ｍ５ｅｃの
間印加する。

（ｆｉｔ）その後、Ｘ方向傾斜磁場−Ｇｘ　（Ｇｘ＝０
．３０／ｃ＋ｎ）８０５をＱ　、　５　ｎ＋ｓｅｃの間
印加し、次にＸ方向傾斜磁場Ｇｘ８０６を、４　、５　
ｍ５ｅｃの間印加すると共に、ＭＲ信号８０７を計泪１
し、その後、５００　ｍ５ｅｃを待ツ。

ステップＡＯ２：収集した計測信号Ｓ“（τ。

ｋ）８０７に、前記本発明による再生法を適用（従来手
法での位相エンコード方向ｙと読み出し方向Ｘの扱いを
入れかえる。）してショー１−インセンシティブ画像を
得る。すなわち、 （ｉｖ）ＩＪ、の中心時刻をτ＝Ｏとおき、τが−４ｍ
ｓｅｃｗ　４１ｎｓｅｃ、　ｋが−１２７〜１２８の範
囲をもつことで決まる領域１２０１を、全領域Ｅと呼び
、実際にステップＡＯＩで信号計測した領域１２０２を
Ｅ＋で表わす。このとき、以下の処理を第２図の処理装
置２０５で行う。

（ｉｖ−１）原点（：（ｔ、ｋ）＝（０，０）の点）の
近傍１２０３．での計測信号を残し、他の信号をＯとお
いてＥ上でフーリエ変換し、得られた画像の各点の位相
７（ｘ。

ｙ）を求める。

（ｔｖ−２）領域Ｅ＋上には計測信号Ｓ＋（τ、１０の
値を、他では値０を付けて、Ｅ上でフーリエ変換しＦ　
（Ｓ”）を得る。

（ｉｖ−３）位相？　（ｘ　ｒ　ｙ　）からｅ２１０を
求め、Ｆ　（Ｓ′″）の共役値と掛は算をする。

（ｉｖ　−４）　　（ｉｖ　−３）の結果をフーリエ逆
変換する。

（ｉｖ　−５）　　（ｉｖ　−４）の結果の領域Ｅ上の
値を０に改める。

（ｉｖ　−６）　　（ｉｖ　−５）の結果をフーリエ変
換する。

（ｉｖ　−７）　　（ｉｖ　−２）の結果を（ｉｖ　−
６）の結果の和をとり、ショートインセンシティブ画像
を得る。

ステップＡＯ３：第８図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）。

（ｄ’　）、（ｅ）で示すシーケンスに従って計測信号
を１辱る。すなわち、ｋをに＝−１２７〜１２８の値に
変化させつつ、以下の（Ｖ）〜（ｖｉｉ）を２５６回繰
り返し、計測信号Ｓ”（τ、ｋ）を得る。このとき、被
検体は５０００Ｇの静磁場のもとにおくものとする。

（ｖ）ステップＡＯＩ−（ｉ）と同じ （ｖｉ）ステップＡＯＩ−（ｎ）と同じ（憾）一方、Ｘ
方向傾斜磁場−Ｇｘ　（Ｇｘ＝０．３０　／ａｍ）　８
０８を、４　ｍ５ｅｃの間印加し、次にＸ干向傾斜磁場
Ｇｘ８０９を、８　ｍ５ｅｃの間印加し、ＭＲ信号８ｏ
７の計測は、ステップＡＯＩ−（ｉｉｉ）と同じタイミ
ングで行い、その後５００　ｍ５ｅｃ待つ。

ステップＡ０４ニステップＡＯ３で収集した計測、信号
Ｓ”　Ｄｔ　ｋ）８０７に、前記ＭＲハーフフーリエ法
を、ステップＡＯ２と全く同様に、適用して、ショート
センシティブ画像を得る。

ステップＡＯ５：ショートインセシテイブ画像からショ
ートセンシティブ画像を減算する。本実施例により、良
好な血管走行系画像を得ることができる。

太１Ｊドし二λ 上記実施例３−１のステップＡ０１．ステップＡＯ２と
全く同じ操作を行う。ただし、ステップＡＯＩ　（ｉ）
における磁気共鳴用ＲＦパルス８０１を、磁化を３６０
°倒すＲＦパルスに変更する。

これによりショートインセンシティブに変更する。

これによりショートインセンシティブ画像を、血管走行
系の画像として得る。

本実施例により、良好な血管走行系画像を一回のｂｔ　
ｋで得ることができる。

尖遣］（レニｙ ステップＢＯ↓：　５０００Ｇの静磁場のもとにおかれ
た被検体に対し、次の操作を４０回繰り返す。

（ｉ）磁化を２０°倒す磁気共鳴用ＲＦパルスを、４、
ｍ５ｃｃの間印加して、その後２６ｍ５ｅｃ待つ。

ステップＢ０２：上記ステップＢＯＩのすぐに５０００
Ｇの静磁場のもとにおかれた被検体に対し、第９図（ａ
）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）で示すシーケンス
に従って計測信号を得る。すなわち。

ｋをに＝−１２７〜１２８の値に変化させつつ以下の（
１１）〜（ｉｖ　＞　　を２５６回繰り返し、計測信号
Ｓ＋（τ、ｋ）を得る。

（ｉｉ）ｉｉ！化を２０’倒す磁気共鳴用ＲＦパルス９
０９と、Ｚ方向傾斜磁１ＤｔＧｘ　（０３Ｇ／ｍ）９０
２を４　ｍ５ｅｃの間印加して、特定のスライス面の磁
化を励起し、さらにＺ方向傾斜磁場−Ｇｚ９０３を２　
ｍ５ｅｃの間印加して、磁化の位相をそろえる。

（ｎｉ）その後Ｘ方向傾斜磁場ａｙ−ｋ／１２８（Ｇｙ
＝　０　、３　ｇ　／ｃｍ）　９０４を４　ｍ５ｅｃの
間印加する。

（ｉｖ　）その後、Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘ　（ＧＸ＝０．
３０／ｃｍ）９０５を０　、５　ｍ５ｅｃの間印加し、
次にＸ方向傾斜磁場−Ｇｘ９０６を１ｍ５ｅｃの間印加
し、次にＸ干向傾斜磁場Ｇｘ９０７を４゜５　ｍ５ｅｃ
の間印加すると共に、ＭＲ信号９０８を計測し、その後
１０ｍ５ｅｃ待つ。

ステップＢ０３：収集した計測信号Ｓ“（τ。

ｋ）９０８に、前記実施例３−１のステップＡＯ２と全
く同様にして、ＭＲハーフフーリエ再生法を適用して、
ショートインセンシティブ第３画像を得る。

入デＬｊ旦立土：前記ステップＢＯＩに同じ。

ステップＢＯ５：上記ステップＢＯ４のすぐ後に、５ｏ
ｏｏａの静磁場のもとにおかれた被検体に対し、第９図
（ａ）、　（ｂ）、　（ｃ）、　（ｄ’　）、　（ｅ）
で示すシーケンスに従って計測信号を得る。すなわち、
ｋをに＝−１２７〜１２８の値に変化させつつ、以下の
（Ｖ）〜（■）を２５６回繰り返し、計測信号Ｓ“（τ
、ｋ）を得る。

（Ｖ）ステップＢＯ２−（ｉｔ）と同じ。

（ｖｉ　）ステップＢＯ２−（ｎｉ）と同じ。

（ｖｉｉ）一方、Ｘ方向傾斜磁場−Ｇｘ　（Ｇｘ＝０．
３Ｇ／ｃｍ）　９０９を、　、　４　ｍ５ｅｃの間印加
し１次にＸ方向傾斜磁場Ｇｚ９１０を、８　ｍ５ｅｃの
間印加し、ＭＲ信号９０８の計測は、ステップＢＯ２−
（ｉｖ）と同じタイミングで行い、その後１０ｍ５ｅｃ
待つ。

ステップＢ０６：ステツプＢＯ５で収集した計測信号Ｓ
＋（τ、ｋ）９０８に、ステップＢＯ３と全く同様にし
て、ＭＲハーフフーリエ再生法を適用して、ショートセ
ンシティブ第３画像を得る。

工４ｊ嘗乙プＢＯ７ニジヨードインセンシティブ第３画
像からショートセンシティブ第３画像を減算する。

本実施例により、高速に良好な血管走行系画像を得るこ
とができる。

［発明の効果］ 本発明によれば、つぎのような効果が得られる。

［１］計測領域Ｅと部分領域Ｅ＋の形が様々であっても
、同一の処理手順で画像を再生でき、このとき、未計測
信号の推定が、位相０を考慮に入れて充傍精度よく行な
えるので、良好な再生画像を得ることが可能となる。こ
の結果、計測領域全体で計測したときに得られる再生画
像とほぼ同質の画像が、部分領域上の計測信号だけから
得られるので、計測信号量を約半分に減らせる。

［０１約半分の計測データから、全データを計測した場
合に得ら母面像と同一の分解能、コントラストの画像が
得られる。従って、撮影スループットを約２倍に向上さ
せるとともに従来、高速イメージングでも５秒〜１０秒
かかり腹部撮影で患者の呼吸を停止させるのが困難であ
ったものを。

２５秒〜５秒とほぼ臨床実用にたえる時間で撮影できる
。

また、−旦、計測データを横方向にフーリエ変換した後
のデータに対して処理を施しているので。

直接、計測データから計算する場合にくらず、処理時間
をほぼ１／２に短縮できる。

［１１１］　ＭＲ倍信号エコーするまでに必要な傾斜磁
場の印加量が大幅に短縮されるため、実際の速度が一定
と見なせない複雑な血流に対しても、傾斜磁場の印加と
血流速度により生する磁化の位相まわりをごく小さく抑
えることができる。従って、スライス厚方向に沿って血
流の速度が様々であっても、この方向に沿っての位相ま
わりは、はぼＯの値にそろうので、血流の磁化の信号が
互いに打ち消し合うことはほとんどない。よって血管走
行系で明るくうつす画像を得ることができ、良好な血管
走行系画像を得られる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の原理を示す図、第２１！ｌは本発明
を適用するＭＲイメージングシステムのブロック構成図
、第３図は本発明の第１の実施例における処理手順を示
すフローチャート、第４図（ａ）は、従来の再生法が必
要とするＮＭＲ信号の領域と１本発明で使用する部分領
域の一例を示す図、第４図（ｂ）は位相画像０を得るた
めに用いる領域の一例を示す図、第５図は、本発明の第
２の実施例の処理子１頂の一例を示すフローチャート、
第６図は、本発明の第２の実施例における撮影で用いら
れるパルスシーケンスの一例を示す図、第７図は、本発
明で用いる計測データの範囲を示す図、第８図及び第９
図は各々、本発明の第３の実施例におけるパルスシーケ
ンスの一例を示す図、第１０図及び第１１図は従来技術
で利用していたパルスシーケンスの一例を示す図、第１
２図（、）は、本発明の第３の実施例において利用する
計測領域の一例を示す図、第１２図（ｂ）は１本発明の
第３の実施例において１位相Ｏを求めるときに利用する
領域の一例を示す図である。 ＄５図 １ガλ８工ンコ一丁゛方旬Ｃ＃何） 第７２の 韓り４邑し揖４く充η−レ タ先９ｄ１し口壬ｌ先榊

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を発生させるステッ
   プと、再生画像の実部と虚部を共に所望の分解能で得る
   のに必要となる計測領域の部分領域のうちで、部分領域
   自身と、該部分領域を計測空間原点に関して点対称移動
   した領域の合併が、計測領域全体を含むような任意部分
   領域上で検査対象物からのＮＭＲ信号を計測するステッ
   プと、計測された信号と再生画像に関する位相情報を組
   合せて画像再生を行うステップからなることを特徴とす
   るＭＲハーフフーリエイメージング方法。 ２、前記部分領域上で計測された信号をフーリエ変換し
   た後、実空間上で前記位相情報による補正を行い、その
   後逆フーリエ変換して再び計測空間に戻すことにより、
   計測されなかった信号の推定値を得て、該推定値を用い
   て再生画像を得る第１項のＭＲイメージング方法。 ３、計測されなかった信号の推定値及び前記部分領域上
   で計測された信号をフーリエ変換した後、実空間上で前
   記位相情報による補正を行い、その後逆フーリエ変換し
   て再び計測空間に戻すことにより、計測されなかった信
   号の推定値を更新し、逐次該更新を繰り返して最後に得
   た推定値を用いて再生画像を得る第１項記載のＭＲイメ
   ージング方法。 ４、前記位相情報が再生画像の各点の位相値を表わす位
   相画像であり、該補正が複素共役にした後に該位相値の
   ２倍だけ位相を回す補正である第２項又は第３項記載の
   ＭＲイメージング方法。 ５、前記位相情報による補正は、計測信号をフーリエ変
   換した後のデータの位相値を、再生すべき画像に関する
   位相情報に置き換える補正である第２項又は第３項記載
   のＭＲイメージング方法。 ６、前記計測空間原点の近傍における前記部分領域上で
   計測された信号から前記位相画像を推定して得る第４項
   又は第５項記載のＭＲイメージング方法。 ７、前記再生画像の次元が２次元以上の場合に、１軸変
   換のみ残して、他の各軸変数に関し計測信号をフーリエ
   変換し、得た結果に対して残りの１軸変数に関して前記
   第２項又は前記第３項又は前記第４項又は前記第５項又
   は前記第６項記載の処理のいずれかを行う第２項〜第６
   項いずれか１項のＭＲイメージング方法。 ８、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を発生させるステッ
   プと、検査対象物からの該磁気共鳴信号を計測するステ
   ップと、計測空間の計測を行った部分的な計測データと
   あらかじめ得た画像の位相情報から、画像を推定する際
   に、まず読み出し方向に計測データを１次元フーリエ変
   換しておき、その位相エンコード方向にのみ再生処理を
   施すことにより、未知計測データを推定し画像を再生す
   るステップからなることを特徴とするＭＲイメージング
   方法。 ９、前記位相エンコード方向の再生処理は、未知部分の
   信号に任意の値を代入し、１次元フーリエ変換した後、
   得られた画像の位相角度を、あらかじめ得た位相角度に
   書き換えた後、逆１次元フーリエ変換し、元の空間に戻
   し、この信号の中で計測した信号から得られる真の値の
   部分は、その真の値に書き換えた後、再度、１次元フー
   リエ変換し、得られた値を画像とする処理からなる第８
   項記載のＭＲイメージング方法。 １０、前記再生した画像に対し、その位相を、あらかじ
   め得た位相角度に書き換え、再度、前記再生処理を繰り
   返し実行する第９項記載のＭＲイメージング方法。 １１、前記未知部分の信号として、計測空間上の原点に
   関して対称な位置にある信号に対して、その複素共役を
   とった値を並べたデータを、読み出し方向に１次元フー
   リエ変換した値を用いる第９項または第１０項記載のＭ
   Ｒイメージング方法。 １２、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場を発生させるステ
   ップと、検査対象物にたいし、高周波磁場により該磁気
   共鳴を起した後、位相エンコード用傾斜磁場を印加し、
   その後読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加して計
   測したエコー信号をフーリエ変換法により画像再生した
   ときに再生画像に所望の分解能をもたせるために計測す
   る必要のあるエコー信号全体である全エコー信号と、該
   全エコー信号の計測時に必要な傾斜磁場の印加量である
   全印加量に対して、下記（１）〜（４）の方法のいづれ
   かを用いることにより上記全エコー信号の一部分を計測
   するステップと、計測された信号を用いて画像再生を行
   うステップと、得られた再生画像から血流部分の像を抽
   出するステップからなることを特徴とするＭＲイメージ
   ング方法。 （１）読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁場の印加を前記
   全印加量の半分未満の量だけ行な い、次にこの傾斜磁場と極性か反対の読み 出し方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加する と共に信号計測を行なう。 （２）読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁場と、この傾斜
   磁場と極性が反対の読み出し方向 に勾配をもつ傾斜磁場を、各々１回以上、 両者の印加量の総和か前記全印加量の半分 未満になるように印加し、その後読み出し 方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると共 に信号計測を行う。 （３）読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁場を、前記全印
   加量の半分未満だけ印加し、次に 磁化反転用高周波磁場を印加し、次に、初 めに印加した傾斜磁場と同じ極性の読み出 し方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると 共に信号計測を行う。 （４）磁化反転用高周波磁場の印加を行なう一方、その
   前後において、読み出し方向に勾 配をもつ傾斜磁場と、この傾斜磁場と極性 が反対の読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁 場を、合計１回以上、該磁化反転用高周波 磁場の前における印加量の総和と後におけ る印加量の総和の差が前記全印加量の半分 未満になるように印加し、その後読み出し 方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると共 に信号計測を行う。 １３、前記全エコー信号の一部分と画像の位相に関する
   情報から所望の分解能をもつ画像を再生する画像再生方
   法を適用する第１２項記載のＭＲイメージング方法。 １４、前記再生画像を撮影するときの傾斜磁場の印加を
   異ならせて撮影した再生画像との間の減算を行うことに
   より、前記再生画像から血流部分の像の抽出を行う第１
   ２項記載のＭＲイメージング方法。 １５、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、再
   生画像の実部と虚部を共に所望の分解能で得るのに必要
   となる計測領域の部分領域のうちで、部分領域自身と、
   該部分領域を計測空間原点に関して点対称移動した領域
   の合併が、計測領域全体を含むような任意部分領域上で
   被栓体からのＮＭＲ信号を計測する手段と、計測された
   信号と再生画像に関する位相情報を組合せて画像再生を
   行う手段からなることを特徴とするＭＲイメージング装
   置。 １６、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、検
   査対象物からの該磁気共鳴信号を取り出す計測出手段と
   、計測空間の計測を行った部分的な計測データとあらか
   じめ得た画像の位相情報から、画像を推定する際に、ま
   ず読み出し方向に計測データを１次元フーリエ変換して
   おき、その後位相エンコード方向にのみ再生処理を施す
   ことにより、未知計測データを推定し画像を再生する手
   段からなることを特徴とするＭＲイメージング装置。 １７、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、検
   査対象物にたいし高周波磁場により該磁気共鳴を起した
   後、位相エンコード用傾斜磁場を印加し、その後読み出
   し方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加して計測したエコー
   信号をフーリエ変換法により画像再生したときに再生画
   像に所望の分解能をもたせるために計測する必要のある
   エコー信号全体である全エコー信号と、該全エコー信号
   の計測時に必要な傾斜磁場の印加量である全印加量に対
   して、下記（１）〜（４）の方法のいづれかを用いるこ
   とにより上記全エコー信号の一部分を計測する手段と、
   計測された信号を用いて画像再生を行う手段と、得られ
   た再生画像から血流部分の像を抽出する手段とからなる
   ことを特徴とするＭＲイメージング装置。 （１）読み出し方向に勾配を持つ傾斜磁場の印加を前記
   全印加量の半分未満の量だけ行な い、次にこの傾斜磁場と極性が反対の読み 出し方向に勾配を持つ傾斜磁場を印加する と共に信号計測を行う。 （２）読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁場と、この傾斜
   磁場と極性が反対の読み出し方向 に勾配をもつ傾斜磁場を、各々１回以上、 両者の印加量の総和か前記全印加量の半分 未満になるように印加し、その後読み出し 方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると共 に信号計測を行う。 （３）読み出し方向に勾配を持つ傾斜磁場を、前記全印
   加量の半分未満だけ印加し、次に 磁化反転用高周波磁場を印加し、次に、初 めに印加した傾斜磁場と同じ極性の読み出 し方向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると 共に信号計測を行う。 （４）磁化反転用高周波磁場の印加を行なう一方、その
   前後において、読み出し方向に勾 配をもつ傾斜磁場と、この傾斜磁場と極性 が反対の読み出し方向に勾配をもつ傾斜磁 場を合計１回以上、該磁化反転用高周波磁 場の前における印加量の総和と後における 印加量の総和の差が前記全印加量の半分未 満になるように印加し、その後読み出し方 向に勾配をもつ傾斜磁場を印加すると共に 信号計測を行う。