WO2006117922A1

WO2006117922A1 - 磁気共鳴撮影装置

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Publication number: WO2006117922A1
Application number: PCT/JP2006/303247
Authority: WO
Inventors: Shinji Kurokawa; Yo Taniguchi; Hisaaki Ochi; Shin-Ichiro Umemura
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2005-04-28
Filing date: 2006-02-23
Publication date: 2006-11-09
Also published as: EP1884190A1; US7701214B2; JPWO2006117922A1; US20090219020A1; JP4610611B2

Abstract

　テーブル（移動手段）を移動しながら、磁気共鳴信号を複数回受信する際に、テーブル移動方向に傾斜磁場を印加し、データ取得ごとにテーブル移動方向の傾斜磁場の印加量（強度や印加時間）を変える。このテーブル移動方向の傾斜磁場によるエンコードは、従来の位相エンコードと異なり、１シリーズの位相エンコードが検査対象の異なる位置で行なわれるため、画像再構成にフーリエ変換を適用できない。そこで、検査対象におけるtotal FOVの磁化の分布を、受信された信号とパラメータとして設定された磁化の分布から計算される信号の差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定することにより、再構成する。本発明の磁気共鳴撮影装置は、信号取得領域のテーブル移動方向の大きさが狭い場合にも、連続的にテーブルを移動しながら撮影することにより大きな視野を高速に撮影できる。

Description

明細書

磁気共鳴撮影装置

技術分野

[0001] 本発明は、核磁気共鳴を用いた検查装置（MRI : Magnetic Resonance Imaging) に関わり、特に移動式のテーブルを使用して、装置内に限定される撮影可能領域より大きな視野を撮像する技術に関する。また当該撮像技術において画像再構成に必要となる装置特性データを取得する方法に関する。

背景技術

[0002] MRI装置は、静磁場空間内に置かれた検査対象の組織内に含まれる水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号から検査対象の断層像を得る医用画像診断装置である。 MRI装置において信号を取得可能な領域は静磁場空間に限られるため、従来、比較的狭い領域しか撮影することができなかったが、近年ではテーブル移動による全身撮影が可能となり MRIを用いた全身スクリーニングという新しい展開が始まりつつある。

[0003] 全身撮影には大きく分けてマルチステーション撮影法 (非特許文献 1)とムービングテーブル撮影法 (特許文献 1、非特許文献 2)の二種類がある。どちらも、 MRI装置の限られた撮影可能領域 (sub FOVと呼ぶ）で、より広い領域 (total F〇Vと呼ぶ）を撮影する手法である。マルチステーション撮影法とは全身を sub FOVにわけて撮影を行い、それらの画像をつなぎ合わせて全身画像を作る撮影法である。各 sub FOVでの撮影は通常の撮影法と同じであるため従来力の撮影テクニックを適用しやすいという長所はあるが、静磁場不均一や傾斜磁場の非線形性からつなぎ合わせる部分で画像がひずみ、つなぎ合わせ部分が滑らかでないという短所や、テーブル移動中は撮影が行えないため、その分撮影時間が長くなるという短所がある。テーブル移動方向の視野が狭い場合には、撮影を中断してテーブルを移動する回数が増え、さらに撮影時間が長くなり、問題である。

[0004] 一方、ムービングテーブル撮影法はテーブルを移動させながら信号を取得する撮影法であり、テーブルの移動方向に沿った断面を撮影するムービングテーブル撮影法ではリードアウト方向をテーブルの移動方向にしなくてはならなレ、が、継ぎ目のなレ、画像が短レ、時間で取得できるとレ、う長所がある。

特許文献 1 :特開 2003— 135429号公報

非特許文献 1 : ThomasK. F. Foo, Vincent B. Ho, Maureen N. Hood, Hani B. Marcos ， Sandraし Hess, andPeterし Choyke, Radiology. 2001 : 219:835—841.

非特許文献 2 : DavidG. Kruger, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimmk, and Phillip J. Rossman, Magn.Reson. Med. 2002: 47:224-231.

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0005] 上述したようにムービングテーブル撮影法では、継ぎ目のなレ、画像を短時間で得ることができる力リードアウト方向がテーブル移動方向でなくてはならないという制限から、 sub FOVが移動方向に狭くなつた場合には撮影時間が増大するという問題がある。

すなわちテーブル移動方向に sub FOVが狭くなつた場合、同じ解像度の画像を得るには周波数エンコード方向（リードアウト方向）のサンプル数を減らすことになり、位相エンコード数は変化しない。一般に撮影時間は位相エンコード数にほぼ比例し、周波数エンコード方向のサンプル数から受ける影響は少なレ、。よって、テーブル移動方向に sub FOVが狭い場合も広い場合も 1つの sub F〇Vのためのデータ取得には同じ時間がかかり、テーブル移動方向に sub FOVが狭い場合は拡大された視野の撮影時間が長くなる。

[0006] この問題の解決には、テーブル移動方向に位相エンコードを行なうことが考えられるが、再構成にフーリエ変換を使う従来の考え方ではテーブル移動方向に位相ェンコードを行なうのは困難であった。理由は、以下の通りである。ムービングテーブル撮影法では、テーブル移動方向には常に励起される範囲が変化していく。リードアウトであれば一つの信号計測の間で、すなわち励起範囲の変化を無視できる時間で全エンコードが完了する力 S、位相エンコードの場合には一つの信号計測毎に異なるェンコードを付与するので、全エンコードが完了するまでに励起範囲が大きく変わってしまう。フーリエ変換を利用した画像再構成では対象画像範囲力 siシリーズのェンコードを受けるのが前提であり、このような場合には適用できない。

[0007] そこで本発明は、テーブル移動方向の sub FOVが狭い場合にも、 total FOVの画像を短時間で撮影することが可能な MRI装置を提供することを目的とする。

課題を解決するための手段

[0008] 本発明の MRI装置は、テーブル (移動手段）を移動しながら、テーブル移動方向に傾斜磁場を印加して磁気共鳴信号を複数回受信し、データ取得ごとにテーブル移動方向の傾斜磁場の印加量（強度や印加時間）を変える。このテーブル移動方向の傾斜磁場によるエンコードは、 1シリーズの位相エンコードが検査対象の異なる位置で行なわれる新規なエンコード (スライディング位相エンコードと呼ぶ）である。検査対象における total FOVの磁化の分布を、受信された信号とパラメータとして設定された磁化の分布から計算される信号の差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定することにより、再構成する。

[0009] パラメータとして設定された磁化の分布、すなわち仮定的な磁化分布から信号を計算するには、傾斜磁場非線形、静磁場不均一、照射コイル励起分布、受信コイル感度分布などの装置特性データが用いられる。本発明の MRI装置は、この装置特性を求めるための核磁気共鳴信号の計測（以下、装置特性計測という）を行い、計測した核磁気共鳴信号力算出した装置特性データを用いて画像再構成を行う。装置特性データの計測は、検査対象の磁化分布を求めるための核磁気共鳴信号の計測（以下、本撮影という）とは別個に行ってもよいし、本撮影と同時に行ってもよい。前者の場合、例えば、装置特性計測はマルチステーション撮影法により行う。即ち、移動手段を複数のステーション間で移動し、装置特性計測を移動手段の各ステーションで実行する。また後者の場合、本撮影で計測した核磁気共鳴信号の一部を、装置特性データを求めるための信号として兼用することができる。兼用する一部の核磁気共鳴信号は、低周波領域データであることが好ましレ、。

[0010] 本発明の MRI装置は垂直磁場型、水平磁場型のいずれにも適用できる。またスライデイング位相エンコードは周波数エンコードや位相エンコードと独立に行えるため、 2D、 3D、マルチスライスのいずれの撮影にも適用可能である。

発明の効果 [0011] 本発明によれば、テーブル移動方向にスライディング位相エンコードを行なうことにより、テーブル移動方向の sub FOVが縮小された場合には、それに対応して sub FO Vに対するスライディング位相エンコードを減らすことができる。これによりテーブル移動方向の単位距離をエンコードするのに必要な時間はほぼ一定となるので、テープル移動方向の sub FOVの長さに影響されず、高速な撮影を行なうことができる。発明を実施するための最良の形態

[0012] 以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。

まず、本発明が適用される MRI装置の構成について説明する。図 l (a)、（b)はそれぞれ水平磁場型の MRI装置及び垂直磁場型の MRI装置の概観図であり、本発明の MRI装置はいずれの型の MRI装置にも適用できる。水平磁場型の MRI装置では、水平方向の静磁場を発生するソレノイド型等の静磁場磁石 101が採用され、被検体 103はテーブル 301に寝かせられた状態で磁石のボア内に搬入され、撮影が行なわれる。また垂直磁場型の MRI装置は、被検体 103が置かれる空間の上下に一対の静磁場磁石 101が配置され、被検体 103はテーブル 301に寝かせられた状態で静磁場空間内に搬入される。なお図中矢印 rはテーブルの移動方向を示し、（a)に示す水平磁場型の MRI装置では、静磁場方向が r方向と一致し、（b)に示す垂直磁場型の M RI装置では、テーブルの移動方向は静磁場方向と直交する方向である。

[0013] 図 2は MRI装置の概略構成を示すブロック図であり、図 1と同じ構成要素は同じ符号で示している。図示するように、静磁場磁石 101が発生する静磁場空間（撮影空間 )内には、静磁場の均一度を高めるためのシムコイル 112と、静磁場に勾配を与える傾斜磁場コイル 102と、検查対象 (ヒト）の組織を構成する原子の原子核（通常プロトン )を励起する高周波磁場を発生するための照射用コイル 107と、検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出するための受信コイル 114等とが配置されている。被検体 1 03を寝かせるテーブル 301は、テーブル制御装置 302で制御され、被検体 103を撮影空間内に搬入するとともに空間内で移動させる。テーブル制御装置 302は、テーブルの速度、位置の制御およびモニターが可能である。

[0014] 上述したシムコイル 112、傾斜磁場コイル 102、照射用コイル 107、受信コイル 114は、それぞれシム電源 113、傾斜磁場電源 105、高周波磁場発生器 106、受信器 108に接続されており、シーケンサ 104により動作が制御される。シーケンサ 104は、予めプログラムされたタイミング、強度 (パルスシーケンス）でこれら装置が動作するように制御を行なうとともに、テーブル制御装置の駆動に合わせてパルスシーケンスを起動するなどの制御を行なう。また MRI装置は、信号処理系として、計算機 109、ディスプレイ 11 0、記憶媒体 111などを備えている。

[0015] このような構成において、高周波磁場発生器 106が発生した高周波磁場は、照射用コイル 107を通じて検查対象 103に印加される。検查対象 103から発生した信号は受信コイル 114によって受波され、受信器 108で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数は、シーケンサ 104によりセットされる。検波された信号は計算機 109 に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。本発明においては、特に通常の補正計算、フーリエ変換などの演算に加え、後述するムービングテーブル撮影独自の画像再構成演算を行なう。計算機 109の処理結果は、ディスプレイ 110に表示されるとともに記憶媒体 111に記録される。記憶媒体 111には、必要に応じて、検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。

[0016] 第 1の実施の形態

次に本発明で採用するムービングテーブル撮影法の実施の形態にっレ、て説明する。図 3に、 MRI装置における撮影可能領域 (sub FOV)と撮影目的とする広視野 (ここでは被検体の全身 total FOV)との関係を、図 4に撮影及び画像再構成処理の手順を示す。

[0017] ムービングテーブル撮影では、図 3に示すように、テーブル 301 (検査対象 103)を矢印 303の方向に移動させながら、撮影を行なう。受信コイル 114は装置内に固定された受信コイルでも良レ、し、被検体に固定された複数のコイルを組み合わせたものでも良いが、ここでは図 3に示されるような装置内に固定された受信コイルを用いる場合を説明する。 1回の信号取得時の視野 (sub FOV) 304は任意に設定できるが、最適には十分大きな信号を受信できる領域と同じ程度の大きさに設定する。 1回の信号取得時の視野は限られた大きさだが、テーブル 301を移動させながら撮影することによつて全身 (total F〇V) 305を撮影する。撮影は 2D、 3Dどちらも可能であり、スライディング位相エンコード方向をテーブル移動方向に設定する。例えば 2Dでは、断面は、コロナル面、サジタル面のいずれでもよぐテーブル移動方向の軸を面内に含む断面であれば限定されない。リードアウト方向はテーブル移動方向と直交する方向に選択される。以下の実施例においては 2Dで説明する力スライディング位相エンコード以外のエンコードを一つ増やせば 3Dのケースとなる。

[0018] 撮影は、図 4 (a)に示すように、コイル感度など装置特性データ 604を取得するステップ 601と、検查対象のデータ 605を取得するステップ 602と、装置特性データと検查対象データを用いて検查対象の再構成画像 606を計算するステップ 603とからなる。

[0019] ステップ 601では、静磁場の分布、照射用コイル 107の励起分布及び受信コイル 114 の感度分布などの装置特性データを求めるための撮影を行なう。画像から静磁場分布や照射用コイルの励起分布やコイル感度分布を求める手法は公知の方法を採用すること力 Sできる。例えば静磁場分布は、エコー時間の異なる信号を取得し、取得時間の差の間に生じる信号の位相差を検出することにより分布を得ることができる。照射用コイルの励起分布は、照射パワーの異なる信号を取得し、強度差を検出することにより分布を得ることができる。また感度分布は、ボディコイルのように均一な感度分布を持つコイルによって得られる画像データとステップ 602の撮影時に使用するコィルによって得られる画像データを比較することにより求めることができる。または、均質なファントムの画像データを取得すれば、それだけで、静磁場分布、励起分布、感度分布の効果をまとめた装置特性データになる。さらに、均質なファントムで求めた装置特性をベースに、静磁場分布や、励起分布、感度分布のうちの一部を実際の被検体に対して求めた装置特性で置き換え、より正確な装置特性データを得ることもできる。これら装置特性データは後述する画像再構成に用いられる。

[0020] 以下、装置特性データを求めるための撮影 (装置特性計測)を具体的に説明する。

装置特性データは傾斜磁場非線形、静磁場不均一、照射用コイルの励起分布、受信コイルの感度分布などからなる。このうち傾斜磁場非線形は被検体にほとんど依存しないため、毎回の撮影で取得する必要は無ぐファントムを用いた撮影など他の計測で測定したデータをあらかじめ記憶媒体に保存しておく。

したがって装置特性計測ステップ 601では、静磁場不均一による信号強度の分布、照射用コイル 107の励起分布及び受信コイル 114の感度分布などからなる信号強度と位相に関する装置特性データを求めるための撮影を行なう。

[0021] 装置特性計測ステップ 601の詳細を図 4 (b)に示す。図示するように、この撮影は、テーブルをステーション間で移動し、各ステーションで RF送受信を行うステップを繰り返すマルチステーション撮影で行レ、、各ステーションの画像データを得る（ステップ 63 D oこの場合の撮影は、公知の 2D撮影法或いは 3D撮影法を採用することができる。装置特性データは一般的には滑らかに変化するので、低解像度の撮影で十分であり、撮影時間は短くできる。

[0022] 装置特性データは、各ステーションで得られた画像を total FOVの均一画像で割ることにより求めることができる。均一画像とはコイル感度などが均一だとした場合に得られる画像のことであり、 total FOVの均一画像は、例えば、各ステーションの画像を合成することにより作成することができる（ステップ 632、 633)。

[0023] 装置特性データのための撮影において、装置特性データ取得用の sub FOVは、図

5に示すように、本撮影における信号取得可能な範囲全体をカバーするように十分大きく設定する。また、ステーション間である程度 sub FOVを重ねるようにする。これにより均一画像の合成、装置特性データの補間をしやすくする。正確な装置特性データを得るためには、各ステーション画像の均一とみなせる領域のみで total FOVを力バーできるように sub FOVを重ねることが好ましい。また正確さより撮影時間の短縮を優先させる場合は、より重なりを少なくする。より均一な total FOV画像を作成するために、ボディコイルなど別のコイルを使用した撮影を追加しても良い。

[0024] 各ステーションの撮影により画像データが得られたならば、各ステーションで得られた画像から total FOVの均一画像を合成する。次いで、各ステーションで得られた画像をこの total FOVの均一画像でわり、各ステーションにおける被検体とコイルの位置関係での、静磁場不均一による信号強度の分布、照射用コイルの励起分布、受信コィルの感度分布をあわせた装置特性データを得る。なお、この計算において、必要に応じて、得られた画像にローパスフィルタをかけたり、被写体の無い領域をマスクして計算を行う。これによりノイズに対して安定に装置特性データを取得することができる。

[0025] こうして取得される装置特性データはステーション毎のデータである力画像再構成においては、本撮影において連続的に変化する被検体の各位置における装置特性データが必要となる。画像再構成に際し、最も近傍のステーションでの装置特性データを使うこととしてもよいが、好適には、各ステーション間の装置特性データを補間することにより作成する。これにより装置特性データを効率よく取得することができる。

[0026] 次に検查対象のデータを取得するステップ (本撮影） 602を説明する。このステップ 6 02では、その詳細を図 6 (a)に示すように、まずテーブルの移動を開始する (ステップ 607)。次に、 RFの送受信を行う（ステップ 608)。 RFの送受信は total FOVをカバーするだけテーブルを移動するまで繰り返す（ステップ 609)。 total FOVをカバーするだけテーブルを移動したらデータの取得を終了する（ステップ 610)。

[0027] total FOVをカバーするためのテーブル移動範囲は、図 3に示す全身撮影の場合、破線で描かれた被検体およびテーブルの位置力ら実線で描かれた検查対象 103およびテーブルの位置 301までが total FOVをカバーするための移動範囲である。通常は、テーブルの移動速度が一定となつてからデータ取得を開始できるように、助走区間として移動範囲より前からテーブルを移動し、 total FOVの一端が信号取得領域の中心になる位置でデータ取得を開始し、 total FOVの他端が信号取得領域の中心の位置となった時点でデータ取得を終了する。テーブル位置は、テーブル制御装置 30 2が検出し、その情報をシーケンサに送る。

[0028] ステップ 608の撮影で採用されるパルスシーケンスの一例を図 7に示す。なお図 7中、 RFは励起高周波パルス、 Gsはスライス選択傾斜磁場、 Gpはスライディング位相ェンコード傾斜磁場、 Grはリードアウト傾斜磁場を示す。このパルスシーケンスは、外見上は一般的な 2Dグラディエントエコー系パルスシーケンスと同様である力 Gp軸がテーブルの移動方向と一致し、テーブル移動方向における取得位置が異なる取得データ毎に印加量 (強度や印加時間）を変えて傾斜磁場が印加される点で異なる。本発明では、このような Gp軸の傾斜磁場をスライディング位相エンコード傾斜磁場と呼ぶ。

[0029] 撮影では、まず検查対象にディフェーズ用スライス傾斜磁場 203を印加し、あとのスライス傾斜磁場 202で印加する傾斜磁場とバランスがとれるように備える。次にスライス傾斜磁場 202と同時に励起高周波パルス 201を印加し、所望のスライスのみを励起する。これにより、特定のスライスのみが磁気共鳴信号 208を発生するようになる。また、すぐにリフェーズ用スライス傾斜磁場 204を印加し、スライス傾斜磁場 202によりディフェーズされた分を元に戻す。次に、スライディング位相エンコード傾斜磁場 205を印加する。同時にディフェーズ用読み取り傾斜磁場 206を印加し、あとの読み取り傾斜磁場 207で印加する傾斜磁場とバランスがとれるように備える。次に読み取り傾斜磁場 207を印加し、ディフェーズ用読み取り傾斜磁場 206で一度減衰した磁気共鳴信号 208が再び大きくなつた時点で信号を計測する。最後に、リフェーズ用スライディング位相エンコード傾斜磁場 209とリフエーズ用読み取り傾斜磁場 210を印加し、磁気共鳴信号 208の取得時のエンコードを元に戻し、次の励起高周波パルス 211に備える。

[0030] 励起高周波パルス 201から時間 TR後に励起高周波パルス 211で励起を行い、上述したのと同様に傾斜磁場の印加と信号の計測を繰り返す。但し、この繰返しの際にはスライディング位相エンコード傾斜磁場 205、リフエーズ用スライディング位相ェンコ一ド傾斜磁場 209をそれぞれ変化させ、スライディング位相エンコード方向の位置情報を付与する。

[0031] このようにテーブルが移動しながら TR時間ごとに磁気共鳴信号 208の取得を行う場合のテーブル移動速度 Vと TRとの関係は次式（1)で表される関係となる。

[数 1]

V - FOV_tot N_total I TR (1) 式中、 FOV はテーブル移動方向の total FOV305の大きさ、 N は再構成画像の

total total

テーブル移動方向のマトリクスサイズを表す。

[0032] また磁気共鳴信号 208の取得の繰り返しにおいて、 n番目の繰り返しにおけるスライデイング位相エンコード傾斜磁場 205の値 G(n)はスライディング位相エンコード傾斜磁場の最大値を G として、次式（2)で表される。

max

[数 2]

G(") = G x ("% - / 2)/ ( /2) (2) 式中、 Nsubは [数 3]

[ total XFOVsub/FOVtotal] に最も近い整数であり、 n%N は nを N で割った余りを意味する。

sub sub

[0033] このようにスライディング位相エンコードを付与することにより、信号 S(n，ky)が得られる。 S(n，ky)において、 kyは y方向（読み取り方向）に対応する k空間上の座標を表す。 S(n,ky)は n番目に受信した磁気共鳴信号の k空間上の点 kyにおける信号値である。信号 S(n,ky)は、図 8 (a)に示すように計測データとして画像再構成のために計測メモリ 401に格納される。

[0034] 再構成画像の計算（ステップ 603)では、このような検查対象の計測データ 605とステップ 601で得られた装置特性データ 604を用いて画像再構成演算を行う。画像再構成演算は、検査対象の磁気モーメント分布 (初期値)をパラメータとして計算される信号と、実際に受信された信号との差の二乗の和を最小にするように検査対象の磁気モ一メント分布を決定する。以下、その詳細を説明する。

[0035] 計測された信号 S(n,ky)は、テーブルの位置情報を用いて次式（3)で表すことがでさ、

[数 4]

S(n,k_y) = l___o ^V,0'^aI M(r, exp(- r' (")(1 + d^)))^ dr (3) 信号 S(n，ky)をリードアウト方向（y方向）にフーリエ変換したものは次式 (4)で表すことができる。

[数 5] s(n, y) = f m(r, y) expi-r' k(n)(\ + di )))w_n (r' )dr (4) これら式（3)、 (4)において、 rは被検体に固定した座標系でのテーブルの移動方向の位置、 r'は装置全体に固定した静止座標系でのテーブル移動方向の位置で、 [数 6] ^r,= ^r - ^r _tabiM (⁵) である。なお、 r (n)は n番目の磁気共鳴信号取得時におけるテーブルの移動量で

taole

あり次式（6)から求めることができる。

[数 7] rtable (ⁿ) = ^ ' ^V ' ^TR (⁶⁾

[0036] また k(n)は n番目の磁気共鳴信号が受けたスライディング位相エンコード傾斜磁場による位相回転に対応し、次式（7)で定義される。これをグラフに表すと図 9に示すようになる。

園 k{n) = ^ G{n)dt (7) 式中、 γは磁気回転比である。

傾斜磁場の非線形が存在し、 G(n)の大きさの傾斜磁場が G(n)(l+d(r'))とずれる場合、実際の傾斜磁場による位相回転は、

[数 9]

\ yG{n){\ + d{ ))dt = (1 + d(r， ))| G{n)dt = (1 + d(r ))k(n) となる。式（3)、（4)の k(n)(l+d(r'))の項は傾斜磁場非線形を考慮した項である。

[0037] 関数 wn(r')は n番目の信号取得 (受信）時における被検体とコイルの位置関係において、位置 r'における大きさ 1の磁化から得られる信号の大きさと位相を表す関数で、静磁場の分布、 RFコイルの励起分布、および受信コイルの感度分布により決まる。これらはステップ 601で装置特性データを計測することにより得られる。信号取得領域 (s ub FOV、テーブル移動方向の長さは FOV sub)内で静磁場の分布、 RFコイルの励起分布、受信コイルの感度分布が一様で、 sub FOV外で受信コイルが感度を持たない場合、 w (r')は図 10に示すような階段状の関数となる。

n m(r,y)は、被検体の位置 (r，y)における磁化すなわち求めようとする検査対象の画像であり、 M(r，ky)は m(r,y)を yに関して逆フーリエ変換したものに相当する。

[0038] 信号 S(n,ky)をリードアウト方向にフーリエ変換することによって得られた信号 s(n,y) は、図 8 (b)に示すように中間メモリ 402に格納される。この信号 S(n,ky)は、 - πから π までの 1シリーズの位相エンコードが検查対象の異なる位置で行われているため、従来のようにフーリエ変換法により m(r,y)を解くことはできない。そこで、本発明では、まず仮定的な磁化分布 m'(r,y)をパラメータとして設定し、 m'(r，y)を用いて式 (4)により磁気共鳴信号 s'(n，y)を計算で求める。式 (4)を解くためには、r'、k(n)、 (l + d (r' ) ) 、 w (r' )を知る必要があるが、上述したように、は式（5)から、 k(n)は式（7)から求めることができる。また（l + d (r' ) )は傾斜磁場の非線形性を表すデータであって予め求められたものであり、 w (r' )はステップ 601の計測により求められる。したがって、 m'(r,y)を設定することにより、式 (4)により s'(n,y)が計算により求められる。

[0039] そして計算により求めた磁気共鳴信号 s'(n，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n, y)との差の絶対値の二乗の和（次式（8) )が最小となるような m(r,y)を求めることにより、画像再構成を行う。

[数 10] び ^{2 =} 2^ ("， ' ("， I² (8)

[0040] 仮定的な磁化分布 m'(r,y)としては、例えばゼロ値を用いてもよいし、予め検査対象を低空間分解能で計測した位置決め画像を利用してもよい。後者の場合、式 (8)の最適化計算を短時間で収束させることができる。

[0041] このような画像再構成を行なうための手順を、図 6 (b)に示す。まず最適化パラメ一タとしての検査対象の磁化分布 612を初期化する（ステップ 611)。上述したように初期値としてはゼロ値あるいは位置決め画像データがある場合にはその値を用いる。次いでステップ 611で設定された磁化分布の初期値 612と装置特性データを用いて、式 (4)により検査対象データ 614を計算により求める（ステップ 613)。計算により求めた検査対象データ (計算データ) 614と実際に計測した検査対象データ（計測データ) 6 05との平均二乗誤差が十分小さいかどうかを判定し (ステップ 615)、十分小さい場合には、そのときの計算に用いた磁化分布を検査対象の画像として画像再構成演算を終了する（ステップ 617)。ステップ 615において、平均二乗誤差が例えば設定した閾値以上と判定された場合には、平均二乗誤差を小さくする方向へ最適化パラメータを変更し（ステップ 616)、ステップ 613、 615を繰り返す。こうして求めた m(r，y)は、図 8(c )に示すように画像メモリ 403に格納される。

[0042] 以上説明したように本実施の形態によれば、テーブルの移動方向にスライディング位相エンコードを付与する撮影を行うとともに、仮定的磁化分布を最適化パラメータとして用いた演算によって画像再構成することにより、テーブル移動方向の撮影可能領域 (sub FOV)が狭い場合にも撮影時間が長くなることなぐ従来法と同等の画質を維持し視野を拡大した撮影が可能となる。

なお、従来は、テーブル移動方向に位相エンコードを行なうとフーリエ変換による画像再構成が行えなかった。画像再構成法としてフーリエ変換に代わり平均二乗誤差を最小にする最適化法を採用することにより、初めて画像再構成が可能となった。さらに本発明によれば、再構成に必要となる装置特性データを、マルチステーション撮影法により計測することにより、近似的な装置特性データを比較的短時間に容易に得ることができる。

なお上記実施の形態では、撮影方法として図 7のパルスシーケンスを例示したが、これに例えばスライス方向の位相エンコードを付与し、 3D撮影を行うことも可能である。この場合には、処理する信号の、位置の次元が増加するのみで同様に画像再構成を行うことができる。

[0043] 第 2の実施の形態

なお上記実施の形態では、テーブルの移動速度が一定の場合を説明したが、本発明はテーブル移動速度が等速でない場合にも適用することができる。以下、本発明の第 2の実施の形態として、テーブル移動速度が等速でなレ、場合を説明する。

[0044] 本実施の形態においても、装置の構成および撮影の手順は、上述した第 1の実施の形態と同様である。すなわちステップ 601でコイル感度など装置特性データ 604を取得し、次にステップ 602で、検查対象のデータ 605を取得する。最後にステップ 603 で、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を計算する。但し、本実施の形態では、シーケンサ 104は予め設定されたプログラムに従レ、、或いはユーザーからの指定により、テーブルの移動速度を変更する。信号取得時のテーブル位置はテーブル制御装置で把握できるので、テーブル位置とスライデイング位相エンコードの関係が図 9に示すように一定の場合には、その関係から各信号受信時のエンコード量を決める。例えば、テーブル移動速度が遅い期間はスライデイング位相エンコードのステップ数を多くなるように、ノ^レスシーケンスを変更する。図 7に示すパルスシーケンスにおいては、 TR毎に変更するスライディング位相ェンコード傾斜磁場 205およびリフェーズ用傾斜磁場 209の印加量がテーブル位置によつて決められる。

[0045] また得られた信号 S(n，y)から m(r,y)を求める画像画像再構成ステップ 603では、パラメータである磁化分布 m'(r,y)を用いて式 (4)により信号 s'(r，y)を計算により求め、この信号 s'(r，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n，y)との差の二乗の和が最小となるような磁化分布 m(r,y)を求めることは第 1の実施の形態と同様である。但し、信号 s'(r，y) を求める式 (4)において、 n番目の磁気共鳴信号取得時におけるテーブルの移動量 r (n)は、テーブル制御装置で得られる値を用いる。

table

[0046] [数 11] s(n, y) = f m(r, y) expi-r' k(n)(\ + d(r^f )))w_n (r' )dr (4) k(n)は図 9に示す関数 (グラフ）、関数 w (r')はステップ 601で計測された装置特性デ

n

ータである。こうして求められた磁化分布 m(r,y)は、画像データとして画像メモリ 403に格納され、検査対象の広視野断層像として表示される。

[0047] このように本実施の形態によれば、第 1の実施の形態と同様にテーブル移動方向の撮影可能領域 (sub FOV)の減少に応じた sub FOVに対する撮影時間の短縮が可能となり、全体としての撮影時間が長くなることがなレ、。し力、も本実施の形態では、速度が可変にできるので、血管内の造影剤を追いかけた撮影や、詳細に撮影したい部分のみ低速で時間をかけた撮影などが可能となり、撮影の自由度が広がる。

[0048] 第 3の実施の形態

次に本発明の第 3の実施の形態を説明する。本実施の形態では、テーブルを往復移動させて往路で装置特性データを取得し、復路で検査対象の計測データを取得することが特徴である。本実施の形態における撮影の流れを図 11に示す。

[0049] 図示するように、まず、テーブルを total F〇Vだけ移動しながら（ステップ 620)、コィノレ感度など装置特性データ 604を取得する（ステップ 621)。装置特性データ 604はメモリに格納される。次に、テーブルを逆方向に移動し (ステップ 622)、検查対象のデータ 605を取得する（ステップ 623)。検查対象のデータ 605は計測メモリ 401に格納される。最後に、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を計算する（ステップ 624)。

[0050] 検查対象のデータを取得するステップ 623および再構成画像を計算するステップ 62 4は、第 1または第 2の実施の形態と同様である。テーブルの移動速度が一定の場合には、第 1の実施の形態と同様にテーブル移動速度から決まる信号取得時テーブル位置情報と図 9に示すスライディング位相エンコード量との関係に基づきスライディング位相エンコードを付与し、テーブル移動速度から決まる信号取得時テーブル位置情報を用いて仮定的信号値を求める。また第 2の実施の形態のようにテーブルの移動速度を任意に変更する場合には、スライディング位相エンコード量の決定および信号のピクセル位置にっレ、て、テーブル制御装置から得られる信号取得時テーブル位置情報を用いる。

[0051] 本実施の形態では、上述した第 1及び第 2の実施の形態の効果に加え、テーブルの一往復（通常装置内への出入り）で装置特性データと検査対象のデータの二つを取ることができるので検査全体に費やす時間が短くなるとレ、う効果が得られる。また装置特性データ（式 (4)における関数 w )は、図 10に示すような理想系の値ではなく

n

、検査対象が装置内に存在するときに実測した値を採用することになるので、より良質の画像を得ることができる。さらに装置特性データとして低空間分解能画像データを取得しておくことにより、このデータを画像再構成演算の際の最適化パラメータ（m'( r,y))として利用することができ、最適化演算の時間を短縮することができる。

[0052] 第 4の実施の形態

次に本発明の第 4の実施の形態を説明する。第 4の実施の形態においても、装置の構成および撮影の手順は、上述した第 1の実施の形態と同様である。すなわち図 4(a)に示したように、ステップ 601でコイル感度など装置特性データ 604を取得し、次にステップ 602で、検査対象のデータ 605を取得する。最後にステップ 603で、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を計算する。但し、本実施の形態では、ステップ 602において撮影方法として 3D撮影を採用する。

[0053] 図 12に、本実施の形態で採用するパルスシーケンスの一例を示す。図中、 RFは励起高周波パルス、また、 Gsはスライス選択傾斜磁場、 Gpはスライディング位相ェンコード傾斜磁場、 Grはリードアウト傾斜磁場を示す。このノ^レスシーケンスは、外見上は一般的な 3Dグラディエントエコー系パルスシーケンスと同様である力 Gp軸がテ一ブルの移動方向と一致し、スライディング位相エンコード軸であり、 Gs軸が位相ェンコード軸である点で異なる。

[0054] このパルスシーケンスでは、まず、検査対象にディフェーズ用スライス傾斜磁場 203 を印加し、あとのスライス傾斜磁場 202で印加する傾斜磁場とバランスがとれるように備える。次にスライス傾斜磁場 202と同時に励起高周波パルス 201を印加し、所望のスライスのみを励起する。これにより、特定のスライスのみが磁気共鳴信号 208を発生するようになる。また、すぐにリフエーズ用スライス傾斜磁場 204を印加し、スライス傾斜磁場 202によりディフェーズされた分を元に戻す。

[0055] 次に、位相エンコード傾斜磁場 215とスライディング位相エンコード傾斜磁場 205を印加する。同時にディフェーズ用読み取り傾斜磁場 206を印加し、あとの読み取り傾斜磁場 207で印加する傾斜磁場とバランスがとれるように備える。次に読み取り傾斜磁場 207を印加し、ディフェーズ用読み取り傾斜磁場 206で一度減衰した磁気共鳴信号 208が再び大きくなつた時点で信号を計測する。次に、リフエーズ用位相エンコード傾斜磁場 216とリフェーズ用スライディング位相エンコード傾斜磁場 209とリフェーズ用読み取り傾斜磁場 210を印加し、磁気共鳴信号 208の取得時のエンコードを元に戻し励起高周波パルス 211に備える。

[0056] 励起高周波パルス 201から時間 TR後に励起高周波パルス 211で励起を行い、上述したのと同様に傾斜磁場の印加と信号の計測を繰り返す。この繰返しの際には、例えばスライディング位相エンコード傾斜磁場 205及びリフェーズ用スライディング位相ェンコード傾斜磁場 209を一定にして、位相エンコード傾斜磁場 215及びリフェーズ用位相エンコード傾斜磁場 216を順次変化させて 1シリーズの位相エンコードの信号を計測し（内ループの計測）、次に異なるスライディング位相エンコード傾斜磁場 205及びリフェーズ用スライディング位相エンコード傾斜磁場 209で同様の内ループの計測を行ない、最終的に全てのスライディング位相エンコードについて全ての位相ェンコードの信号を計測する。これによりスライス方向及びスライディング位相エンコード方向の位置情報が付与された信号を得る。

[0057] このようにテーブルが移動しながら TR時間ごとに磁気共鳴信号 208の取得を行なう場合のテーブル移動速度 Vと TRとの関係は次式（9)で表される関係となる。

[数 12]

V - FOV_tot N_total /(TR x Ns) (9) 式中、 FOV はテーブル移動方向の total FOV305の大きさ、構成画像の

total N は再

total

テーブル移動方向のマトリクスサイズ、 Nsはスライス方向の位相エンコード数を表す。

[0058] また磁気共鳴信号 208の取得の繰り返しにおいて、スライス方向の j番目の位相ェンコードステップにおける n番目（撮影全体として m(=j+Ns(n-l)番目）の繰り返しにおけるスライディング位相エンコード傾斜磁場 205の値 G(n)はスライディング位相ェンコ一ド傾斜磁場の最大値を G として、前掲の式（2)で表される。

max

[0059] 計測された信号 S(n，kx,ky)は、テーブルの位置情報を用いて次式（10)で表すことができる。

[数 13]

S(n, k_x, k_y) = _r=o M(r, k_x, k_y) exp(-r'k(n)(l + d(r')))w_n (r')dr ₍₁₀) ここで kx、 kyはそれぞれスライス方向（x方向）およびリードアウト方向（y方向）に対応する k空間上の座標を表す。 nは n番目のスライディング位相エンコードであることを示す。この信号 S(n，kx,ky)をスライス方向（X方向）およびリードアウト方向（y方向）にフ一リエ変換したものは次式（11)で表すことができる。 [数 14] s(n, x, y) = _o m{r, x, y) exp(-r'k(n)(\ + d(r')))w_n (r')dr ( )

[0060] これら式（10)、（11)において、 rは被検体に固定した座標系でのテーブルの移動方向の位置、 r'は装置全体に固定した静止座標系でのテーブル移動方向の位置で

[数 15] r，= ^r - ^r _ta (⁵) である。なお、 r (n)は n番目の磁気共鳴信号取得時におけるテーブルの移動量で

taole

ある。

また k(n)は n番目のスライディング位相エンコード傾斜磁場により磁気共鳴信号が受けた位相回転に対応し、前掲の式（7)で定義され、これを二次元方向のみ表したものは図 9に示すグラフと同様になる。関数 w ')は装置特性データを計測することにより得られる関数である。

[0061] 計測された信号 S(n，kx,ky)は、図 13に示すように、計測メモリ 401に格納され、 S(n，k x,ky)をスライス方向（X方向）およびリードアウト方向 (y方向）にフーリエ変換した信号 s(n,x，y)は中間メモリ 402に格納される。

[0062] この場合にも、信号 s(n,x，y)は一 πから πまでの 1シリーズの位相エンコードが検査対象の異なる位置で行なわれているため、式（11)力フーリエ変換法により m(r，x,y) を解くことはできなレ、。そこで、仮定的な磁化分布 m'(r,x，y)をパラメータとして設定し、 m'(_r，x,y)を用いて式（11)により磁気共鳴信号 s'(n，x,y)を計算で求める。そして計算により求めた磁気共鳴信号 s'(n,x，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n，x,_y)との差の絶対値の二乗の和が最小となるような m(r,x，y)を求めることにより、画像再構成を行なう。この実施の形態においても、仮定的な磁化分布 m'(r，x,y)としては、ゼロ値を用いてもよいし、予め検査対象を低空間分解能で計測した位置決め画像を利用してもよい。

[0063] 得られた 3D画像データは画像メモリ 403に格納され、所定の断面の断層像として、また必要に応じ、投影やボリュームレンダリング等の画像処理を施して表示される。

[0064] 本実施の形態によれば、平面での視野拡大だけでなぐボリュームとしての視野拡大が可能となる。平面の視野拡大の手法でボリュームをとるとするとテーブルを何往復もさせる必要があり、効率が悪ぐ患者にとっても不快であるが、 3D撮影では 1回のテーブル移動で撮影が完了し、効率よく快適にボリュームが撮影できる。

なお本実施の形態においても、第 2の実施の形態と同様に、テーブル移動速度を必要に応じて可変にすることも可能である。また第 3の実施の形態と同様に、テープルを往復移動させて例えば往路で装置特性データを取得し、復路で検査対象のデータを計測してもよい。

[0065] 第 5の実施の形態

以上の実施の形態では、装置特性データを取得するにあたり、本撮影とは別に撮影を行う場合を説明したが、装置特性データの取得は本撮影と同時に行うこともできる。以下、本発明の第 5の実施の形態として、装置特性データの取得を本撮影と同時に行う方法を図 14および図 15を参照して説明する。

本実施の形態においても、装置の構成は、前述した第 1の実施の形態と同様である。ただし、本実施の形態では、撮影の手順は図 14 (a)のように、最初のステップで装置特性データの取得と本撮影を同時に行い（625)、次のステップで、装置特性データと検査対象データを用いて検査対象の再構成画像を計算する（626)。

[0066] 装置特性データの同時取得は、本撮影において周波数領域の低域データのみを利用することにより実現する。すなわち、本撮影で取得した SPEデータのうち低域のみを切り出し、フーリエ変換により装置データ用のローパス画像を取得する。この際、信号取得可能な領域力 ub FOV内に収まらない場合は、低域データを密に取り、 FO Vを拡張する。例えば、図 14 (b)に示すように、本撮影は第 1の実施形態の本撮影と同様にテーブルを移動しながら撮影を行い（627、 628)、スライディング位相ェンコ一ドステップを低域のみ 0.5ずつ増加する（629)。

[0067] このような撮影により得られた SPEデータから、密に計測された低域データを切り出し、まず原点補正を行う（図 15、ステップ 641)。本撮影は、テーブル位置を移動しな力 ¾行う撮影であるため、各信号取得において原点位置が異なることになる。原点位置が異なることは傾斜磁場のオフセット値がずれることを意味する。原点位置の補正は、このような傾斜磁場のオフセット値のずれを補正する補正であり、信号に exp(_r tab!

(n)k(n)(l+d(r'》)をかけることにより補正することができる。即ち、次式（13)の処理を行う。

[数 16] k_y ) X exp ( _e (n)k(n)(l + d{ )))

[0068] 上式（13)では、傾斜磁場の非線形の項を含むが、傾斜磁場の非線形が無視できる程度の場合には、信号に exp(-r (n)k(n))を信号にかけてもょレ、。その場合の処理

table

は次式（14)で表される。

[数 17]

S(n, k_y) x Qxp(-r_table(n)k(n))

iFOV_total

,₌₀ M r, k_y ) Qxp(-rk(n))w_n (r ' )dr (14)

[0069] 原点位置を補正した後、図 15に示すように、高域データのゼロフィルを行うことにより k- spaceを埋めて夂のローパス画像用の k- spaceデータを作成する（ステップ 642)。この k- spaceデータをフーリエ変換することにより、 1つのテープノレ位置でのローパス画像を取得できる（ステップ 643)。なおテーブル移動方向に位相エンコードを行うスライディング位相エンコードにおいては、データ取得ごとに FOVが異なるため、通常は、フーリエ変換による画像再構成が行えないが、低域データのみを使用する場合は、テーブル位置の変化が少なぐ FOVがそれほど変わらないため、各データの原点位置の補正さえ行えば、近似的にフーリエ変化による画像再構成が可能となる。

[0070] このローパス画像は、スライディング位相エンコードの 1ループ毎に得ることができ、各位置のローパス画像データを用いて、第 1の実施の形態と同様に装置特性データを作成することができる。すなわち各ローパス画像データを、 total FOVの均一画像データで割ることにより装置特性データを得ることができる。各位置で得られた装置特性データから補間することにより全体としての装置特性データを作成する（644)。なお装置特性データが取得できる位置の間隔は、スライディング位相エンコードのループ数によって決まる。間隔が狭いほど、即ち、装置特性データ取得用の各画像の取得位置が密であるほど、均一な画像の作成や、装置特性データの補間が正確になる。本実施の形態において、取得位置の間隔は、テーブル移動速度を遅くするか、スライディング位相エンコードステップをまばらにし、図 16 (a)に示すようにスライデイング位相エンコードのループを増やすことにより狭めることができる。

[0071] また低域のスライディング位相エンコードステップを 0.5ずつ増加する場合を説明したが、この場合は、信号取得回数が増えるため、本撮影の撮影時間が増加する。本撮影の撮影時間の増加を抑えるには、図 17に示すように、高域において例えば 2ずつスライディング位相エンコードステップを増加することにより信号取得回数を減らせばよレ、。このようなスライディング位相エンコード量の変化を図 16 (b)に、このようなスライディング位相エンコードステップによる撮影で得られた SPEデータを図 18に示す。

[0072] こうして取得した装置特性データと、また同時に取得した画像データを用いて画像再構成する計算法は第 1の実施の形態と同様である。

本実施の形態によれば、本撮影とは別に装置特性データを取得するための撮影を行う必要がなレ、ので、全体としての撮影時間を短縮することができる。

[0073] 第 6の実施の形態

なお以上の実施の形態では、受信コイルが装置に固定されている場合を説明した力被検体に固定されている場合にも適用することができる。まず第 6の実施の形態として、被検体に固定されたコイルを用レ、、あらかじめ装置特性データを取得してから本撮影を行う方法を説明する。

[0074] 本実施の形態でも、本撮影 602に先立って装置特性計測 601を行い、装置特性データを用いて画像再構成 603することは図 4 (a)に示す第 1の実施の形態と同様である。ただし、本実施の形態では、図 19に示すように、コイル 114は被検体 103に固定されているので被検体（テーブル 301)の移動に伴い移動し、 total FOVを撮影するために複数のコイルを切り替えて用いる。複数のコイルを切り替える場合、同時に複数のコイルを用レ、て受信しても良レ、。

[0075] このような撮影によって得られる信号は、各コイルから得られる信号を区別するために、コイルの番号に相当する次元が追加され、式（8)を適用した画像再構成が実行される。例えば、 c番目のコイルから得られる信号 S(n,ky c)は、次式（15)で表される。

[数 18]

S(n, k_y, c) = J" ' _exp(-r， (")(1 + (15) ここでコイル番号 cを表す次元と信号番号 nの次元をあわせて n X c個の信号として扱うことができるので、式（3 （4)及び式（8)を当てはめて画像再構成の計算を行うことができる。つまり、式（8)の総和は次式（16)のように n,cについて行うことになる。

[数 19] び² = I ^{s n}, ， - ' ("，， (16)

[0076] 一方、装置特性データの取得 601については、式（15)に示す装置特性データ w ( n,c r' )をコイル毎に求めることになる。まず、 c番目のコイルについて、そのコイルから受信する信号に関する装置特性データを取得する場合を説明する。

[0077] 最適には、図 20に示すように静磁場分布、照射用コイルの励起分布とも均一な領域力 1回または複数の撮影によって、受信コイルの感度領域をカバーするようにステーシヨンを設定する。この撮影結果から均一な領域を切り出してつなぎ合わせることにより、静磁場と照射が均一であるときの受信コイルの感度領域全体の画像を作成すること力 Sできる。図 20に示す例では、第 1のステーションの画像 1601のうち、静磁場と照射が均一である領域の画像 1601bと、第 2のステーションの画像 1602のうち、静磁場と照射が均一である領域の画像 1602aとを合成することにより、受信コイルの感度領域全体の画像 1603が得られる。この感度分布をあらわす画像を、通常のマルチステーシヨン撮影法の手法を用いて作成した均一画像 1600でわることにより、 c番目のコイルの感度分布を得ることができる。

<画像 1603 > ÷ <均一画像 1600 > = < c番目のコイルの感度分布 >

[0078] 次に、画像 1603で、 c番目のコイルで得られた画像をわることにより、残りの装置特性である、静磁場不均一、照射コイル励起分布を得ることができる。図 20の例では、合成画像 1603で、ステーション 1で得られた画像 1601、ステーション 2で得られた 1602をそれぞれ割ることにより、ステーション 1、ステーション 2における感度分布以外の装置特性データが得られる。

<画像 1601 > ÷ <画像 1603 > = <ステーション 1の装置特性 >

<画像 1602 > ÷ <画像 1603 > = <ステーション 2の装置特性 >

c番目のコイルについての装置特性データ w (Γ')は、これら受信コイル感度分布、静磁場不均一、照射コイル励起分布をかけあわせることにより取得することができる。

[0079] 他のコイルに対しても同様な処理を行うことにより、すべてのコイルについて、感度分布を含む装置特性データ w (r')が得られる。

装置特性データ取得後は、検査対象のデータ 605を取得するステップと、装置特性データと検查対象データを用いて検查対象の再構成画像 606を計算するステップは、上述したように第 1の実施の形態と同様に行うことができる。この場合にも、各位置で得られた装置特性データを補間してもよいし、画像再構成に際し、最も近傍の位置の装置特性データを使うこととしてもよい。

[0080] 第 7の実施の形態

次に第 7の実施の形態として、被検体に固定されたコイルを用い、装置特性データの取得を本撮影と同時に行う方法を説明する。この場合、第 5の実施の形態と同様な撮影を行い、装置特性データの取得においては第 6の実施の形態のように c番目のコイルから得られる信号を S(n，ky,c)としてそれぞれのコイルを区別して考えることになる。

[0081] まず、本実施の形態においても、装置の構成は、上述した第 6の実施の形態と同様である。撮影の手順は第 5の実施の形態の図 14のように、ステップ 625で装置特性データの取得と本撮影を同時に行い、ステップ 626で、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を計算する。

[0082] 装置特性データの同時取得は、本実施の形態においても周波数領域の低域データのみを利用し、各データの原点位置の補正を行レ、、近似的にフーリエ変換による画像再構成を行うことは第 5の実施の形態と同じである。ただし、本実施の形態では、装置特性データを第 6の実施の形態と同様にコイル毎に取得する。 [0083] まず、 c番目のコイルに着目し、そのコイルから受信する信号に関する装置特性データを取得する場合を考える。

最適には、図 20に示すように静磁場分布、照射用コイルの励起分布とも均一な領域が、 1回または複数の撮影によって、受信コイルの感度領域をカバーするように低域データ取得位置を設定する。すなわち図 20はマルチステーションにおけるコィノレ位置を示している力図 15に示すようにスライディング位相エンコードステップを設定した場合のスライディング位相エンコードの第 1のループ（一 πから πまで）の中心位置 (低周波成分取得時の位置）が図 20の第 1の撮影位置であり、第 2のループの中心位置 (低周波成分取得時の位置）が図 20の第 2の撮影位置であるように、テープノレ（すなわちコイル）を移動しながらスライディング位相エンコードステップを実行する。 SPEデータから低域データを切り出して夂の画像を再構成する方法は第 5の実施の形態と同様であり、ここでは第 1のループおよび第 2のループの実行により得られた画像からそれぞれ低域データを切り出し、原点補正し、高域データをゼロフィルし、フ一リエ変換し画像を再構成する。

[0084] 次にこうして再構成した各画像から均一な画像を作成する。均一画像は、各画像を足し合わせても良いし、均一な部分のみを切り出して使っても良いし、あらかじめマルチステーション撮影により取得してもよい。

[0085] このように得られた各コイルの画像と作成した均一画像から、第 6の実施の形態と同様に装置特性データを得る。すなわち、まず、 c番目のコイルについて各取得位置の画像を合成した画像を均一分布画像で割ることにより、 c番目のコイルの感度分布を得る。つぎに c番目のコイルについて各取得位置の画像を合成した画像で、各取得位置の画像を割ることにより、各取得位置における感度分布以外の装置特性が得られる。

<画像 1603 > ÷ <均一画像 1600 > = < c番目のコイルの感度分布 >

<画像 1601 > ÷ <感度分布のみの影響を含む画像 1603 > = <取得位置 1の装置特性 >

<画像 1602 > ÷ <感度分布のみの影響を含む画像 1603 > = <取得位置 2の装置特性 > [0086] こうして得られた感度分布、静磁場不均一、照射コイルの励起分布を掛け合わせることにより、全体の装置特性データが得られる。この場合にも、各取得位置で得られた装置特性データを補間してもよいし、画像再構成に際し、最も近傍の取得位置の装置特性データを使うこととしてもょレ、。

本撮影により得た信号と、装置特性データを用いて計算した信号とから、画像を再構成することは前述の実施の形態と同様である。

実施例

[0087] 本発明の効果を確認するために、図 21に示すような検査対象を用いて、従来のム一ビングテーブル撮影と第 1の実施の形態および第 5の実施の形態によるムービングテーブル撮影との比較実験を行なった。図 21におレ、て下側の図（b)が検査対象の 2 次元の画像を示し、上側の図（a)はその画像を r軸に射影した 1次元プロファイルである。図（b)の r軸及び y軸は位置を示す軸であり、スケールはピクセルサイズが 1になるようにしてある。また、図（a)に示すプロファイルの縦軸は画素値を示す。検査対象には複数のスリットがある。左端と中央のスリット幅力ピクセルであり、それぞれの右側に 1ピクセルずつ幅の拡大されたスリットが並ぶ。図（b)において白で示される領域が検查対象の存在する領域で、その間に検查対象の存在しない領域を持つ。

[0088] 撮影パラメータは sub FOV = 420mm X 210mm (64ピクセル X 32ピクセル)、 total F〇 V = 420mm X 1260mm (64ピクセル X 192ピクセル)とした。

[0089] 第 1の実施の形態による撮影では、 r軸方向をテーブルの移動する方向とし、この方向にスライディング位相エンコードを行レ、、テーブルの移動方向に垂直な y軸方向をリードアウト方向とした。また SNR=60の条件で行レ、、信号取得範囲を示す w (r')は図 1

0で示される階段状の関数とした。第 5の実施の形態による撮影では、 r軸方向をテーブルの移動する方向とし、この方向にスライディング位相エンコードを行レ、、テーブルの移動方向に垂直な y軸方向をリードアウト方向とした。また SNR=50の条件で行った従来のムービングベッド撮影では、 r軸方向をテーブルの移動する方向とし、この方向をリードアウト方向とし、テーブルの移動方向に垂直な y軸方向をスライディング位相エンコード方向とした。 [0090] 図 22に従来のムービングテーブル法で取得した再構成画像を、図 23に第 1の実施の形態により得られる再構成画像を、図 24に第 5の実施の形態により得られる再構成画像を示す。図 22〜図 24のスケールは図 21と同じでピクセルサイズが 1になるようにしてある。これら画像の比較からわかるように、いずれも幅 1ピクセルのスリットまで分解できており、十分な分解能があることが確認された。また、第 1の実施の形態の SNRは 60と従来法と同等であった。このように本実施の形態により、従来法と同等の画質を維持し、視野を拡大した撮影が可能となることが確認された。また、他の実施の形態に対しても同様な結果が得られた。

[0091] 一方、撮影時間については、図 25に示すように、従来のムービングテーブル撮影法の撮影時間 501は、テーブル移動方向の sub FOV = 40cmのときの撮影時間を 1とすると、 sub FOVが狭くなるにつれ時間が長くなるのに対し、本実施の形態では sub F 〇Vの縮小に対応して sub FOVに対するスライディング位相エンコード数が減少するので撮影時間 502は変わらない。

[0092] また装置特性データの取得時間についても、本発明の手法により、近似的な装置特性データを比較的少ない時間で取得することができる。特に装置特性データを同時に取得する場合は、全体の撮影時間の増加もない。あらかじめ装置特性データを取得する場合は、テーブルの出し入れと撮影時間が余計に力かるが、装置特性データの取得に高解像度な画像は必要ないため撮影は短時間ですむ。

具体的には、典型的なケースとして本撮影で 1000回の信号取得を行う場合を考えると、厳密な装置特性データを得るためには、本撮影の信号取得回数の数だけ装置特性データの計測が必要であり、撮影全体の時間は本撮影の 1001倍の時間となる。それに対して、本発明のマルチステーションにより装置特性データを取得する方法では全体の撮影時間は 2倍以下、装置特性を同時に取得する方法では 1倍、つまり本撮影の撮影時間のみとなる。

産業上の利用可能性

[0093] 本発明によれば、テーブル移動方向に信号取得領域が狭い場合にも撮影時間が長くなることなくムービングテーブル撮影を行うことができる。テーブル移動方向に撮影可能領域が狭い装置でも高速に全身撮影が可能となり有用である。図面の簡単な説明

[図 1]本発明が適用される MRI装置の概観を示す図で、（a)は水平磁場型装置、 (b) は垂直磁場型装置を示す。

[図 2]本発明が適用される MRI装置の構成例を示す図

[図 3]検查対象の total FOVと信号取得領域の関係を示す図

[図 4]本発明の第 1の実施の形態によるムービングテーブル撮影の手順を示す図

[図 5]装置特性データ取得用の sub FOVと本撮影の sub FOVとの関係を示す図

[図 6]第 1の実施の形態による本撮影の手順を示す図

[図 7]ムービングテーブル撮影に用いるパルスシーケンスの一例を示す図

[図 8]2D撮影において画像再構成に用いる信号と処理結果を示す図

[図 9]テーブル位置とスライディング位相エンコードの関係を示す図

[図 10]信号取得領域の装置特性を示す図

[図 11]本発明の MRI装置によるムービングテーブル撮影の別の手順を示す図。

[図 12]ムービングベッド撮影に用いるパルスシーケンスの他の例を示す図。

[図 13]3D撮影における画像再構成に用いる信号と処理結果を示す図。

[図 14]本発明の第 5の実施の形態によるムービングテーブル撮影の手順の一例を示す図

[図 15]本発明の第 5の実施の形態による装置特性データ取得手順を示す図

[図 16] (a)、 (b)はそれぞれ第 5の実施の形態の変更例におけるスライディング位相ェンコードとテーブル位置との関係を示す図

[図 17]第 5の実施の形態の手順の他の例を示す図

[図 18]第 5の実施の形態の手順の他の例で得られる SPEデータを示す図

[図 19]第 6および第 7の実施の形態における検查対象とコイルとの関係を示す図

[図 20]第 6および第 7の実施の形態による装置特性計測におけるコイル位置を説明

[図 21]検査対象を示す図。

[図 22]従来のムービングテーブル撮影法による再構成画像を示す図。

[図 23]第 1の実施の形態による再構成画像を示す図。

[図 24]第 5の実施の形態による図 21の検査対象の再構成画像を示す図園 25]従来法と本発明の撮影時間の比較。

符号の説明

101· ··静磁場を発生するマグネット、 102·· '傾斜磁場コイル、 103·· '検查対象、 10 4· "シーケンサ、 105· · '傾斜磁場電源、 106· ··高周波磁場発生器、 107· ··照射用コイル、 108…受信器、 109· "計算機、 110…ディスプレイ、 111· "記憶媒体、 112· ··シムコイル、 113···シム電源、 114···受信コイル、 301· "テーブル、 302· "テープル制御装置。

Claims

請求の範囲

[1] 静磁場が発生された撮影空間に置かれた検査対象に印加する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を搭載する移動可能な移動手段と、前記検査対象から発生する磁気共鳴信号を受信する受信手段と、受信された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記検査対象の画像を再構成する画像再構成手段と、前記各手段の動作を制御する制御手段と、再構成された前記画像を表示する表示手段とを有する磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、前記移動手段の移動中に前記磁気共鳴信号を複数回受信し、前記移動手段の移動方向の傾斜磁場の印加量を受信ごとに変えるように前記傾斜磁場発生手段および前記受信手段を制御し、

前記画像再構成手段は、前記撮影空間よりも広レ、視野における前記検査対象の磁化分布を、受信された信号とパラメータとして設定される磁化分布から計算される信号との差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[2] 請求項 1記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記画像再構成手段は、パラメータとして設定される磁化分布から計算される信号を、信号取得時における前記移動手段の位置、前記移動手段の位置と移動方向の傾斜磁場強度との関係および装置特性データを用いて算出することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[3] 請求項 1または 2記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、前記磁気共鳴信号の受信の際、前記移動手段を等速度で移動させることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[4] 請求項 1ないし 3いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、前記移動手段を往復移動させ、往路又は復路のいずれかで画像再構成に必要となる装置特性データを取得することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[5] 請求項 1ないし 4いずれ力 1項記載の磁気共鳴撮影装置において、前記制御手段は、前記磁気共鳴信号の受信の際に、前記移動手段の移動方向とは異なる方向の位相エンコード傾斜磁場を印加するように前記傾斜磁場発生手段および前記受信手段を制御することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[6] 請求項 1ないし 5いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置であって、

前記静磁場の方向が垂直方向であることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[7] 請求項 1ないし 5いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置であって、

前記静磁場の方向が水平方向であることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[8] 静磁場が発生された撮影空間に置かれた検査対象に印加する高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を搭載する移動可能な移動手段と、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、受信された前記核磁気共鳴信号に基づいて、前記検査対象の画像を再構成する画像再構成手段と、前記各手段の動作を制御する制御手段と、再構成された前記画像を表示する表示手段とを有する磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、装置特性計測として装置特性データを求めるための核磁気共鳴信号の計測と、本撮影として前記検査対象の磁化分布を求めるための核磁気共鳴信号の計測とを行い、前記本撮影において、前記移動手段の移動中に前記核磁気共鳴信号を複数回受信し、前記移動手段の移動方向の傾斜磁場の印加量を受信ごとに変えるように前記傾斜磁場発生手段および前記受信手段を制御し、

前記画像再構成手段は、前記装置特性計測で計測した核磁気共鳴信号を用いて装置特性を算出し、当該装置特性を用いて仮定的な磁化分布から仮定的な信号を計算し、前記本撮影で計測した信号と前記仮定的な信号との差の絶対値の二乗の和を最小にするように前記撮影空間よりも広い視野における前記検査対象の磁化分布を決定することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[9] 請求項 8記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、前記移動手段を複数のステーション間で移動し、前記装置特性計測を前記移動手段の各ステーションで実行するよう制御することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[10] 請求項 8記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記制御手段は、前記装置特性計測を、前記本撮影と同時に行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[11] 請求項 10記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記画像再構成手段は、前記本撮影で計測した核磁気共鳴信号の一部を、前記装置特性を求めるための核磁気共鳴信号に用いることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[12] 請求項 8ないし 12いずれ力 4項に記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記受信手段は、装置に固定された受信コイルを備え、

前記画像再構成手段は、装置に固定された受信コイルが受信した信号を用いて、前記本撮影において核磁気共鳴信号を計測する際の各移動手段位置における装置特性を算出することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[13] 請求項 8ないし 12いずれ力 1項に記載の磁気共鳴撮影装置において、

前記受信手段は、検査対象に固定された受信コイルを備え、

前記画像再構成手段は、検査対象に固定された受信コイルが受信した信号を用いて、前記本撮影において核磁気共鳴信号を計測する際の各移動手段位置における装置特性を算出することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。