JP2001327480A

JP2001327480A - 磁気共鳴映像装置

Info

Publication number: JP2001327480A
Application number: JP2001065256A
Authority: JP
Inventors: Shigehide Kuhara; 重英久原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-03-14
Filing date: 2001-03-08
Publication date: 2001-11-27
Anticipated expiration: 2021-03-08
Also published as: JP4659993B2

Abstract

(57)【要約】【課題】マルチエコーを用いた撮像法で、撮像時間及び
Ｓ／Ｎを犠牲にすることなく、Ｎ／２アーチファクト、
血流アーチファクトを低減すること。【解決手段】静磁場中の被検体にＲＦパルスを発生する
送信コイル２と、勾配磁場パルスを発生する勾配コイル
３と、ＲＦパルスにより被検体の核スピンを１回励起
し、それに続いて複数のエコーを連続的に発生させるた
めに送信コイルと勾配コイルを制御するシーケンス制御
部１０と、エコーを受信する複数の独立した受信コイル
４１，４２と、エコーの中の奇数エコーに基づいて受信
コイルにそれぞれ対応する複数の奇数画像を発生し、エ
コーの偶数エコーに基づいて受信コイルにそれぞれ対応
する複数の偶数画像を発生し、複数の受信コイルの複数
の感度分布に基づいて複数の奇数画像を合成して第１画
像を発生し、複数の感度分布に基づいて複数の偶数画像
を合成して第２画像を発生する計算機１２とを具備す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ＦＳＥ（Ｆａｓｔ
ＳｐｉｎＥｃｈｏ）やＥＰＩ（ＥｃｈｏＰｌａｎ
ａｒＩｍａｇｉｎｇ）に代表されるマルチエコー高速
撮影法を用いる磁気共鳴映像装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＥＰＩは、傾斜磁場の極性を高速に交番
することによりエコーを連続的に発生させ、一回の励起
で１枚の画像再構成に必要なデータのすべてを収集する
撮影方法であり、例えば、５０ｍｓで１枚の画像撮像が
終了するため心臓などの動く臓器の瞬時撮像が可能であ
る。なお、一回の励起後に連続的に発生する一連のエコ
ーは、一般的に、マルチエコー又はエコートレインと呼
ばれている。また、ＦＳＥは反転高周波パルス（一般的
には１８０°パルス）を連続的に印加することにより、
エコーを連続的に発生させるものである。

【０００３】周知の通り、対象部位の特定プロトンのラ
ーモア周波数は、当該プロトンの位置の磁界強度に比例
する。上述したようにＥＰＩでは、マルチエコーを発生
させるために、正負に交番する傾斜磁場を用いている。
従って、奇数番目に発生するエコーと偶数番目に発生す
るエコーとで、静磁場不均一による位置ズレの向きが反
対になる。これによりＮ／２アーチファクトが生じやす
い。なお、Ｎはエンコードステップの数である。

【０００４】図１，図２，図３は、Ｎ／２アーチファク
トの説明図である。まず、図１に示すように、奇数番目
のエコーと、偶数番目のエコーとを別々にフーリエ変換
する。エンコードステップ数が半分になるので、図１に
示すように、折り返り現象(aliasing)が起き、その結
果、データ数Ｎの半分の距離に折り返り画像（偽像）が
生じる。この偽像は、図２に示すように、奇数番目のエ
コーから生成した画像と、偶数番目のエコーから生成し
た画像とを加算することにより、原理的には消える。

【０００５】しかし、実際には、静磁場の不均一性等の
影響は、奇数番目のエコーと、偶数番目のエコーとで周
波数軸に関して逆向きに利いてくるため、周波数軸方向
の位置シフトが逆向きになる。その結果、上記加算によ
り得られる画像には、図３に示すように、偽像が部分的
に残留する。これがいわゆるＮ／２アーチファクトと呼
ばれるものである。

【０００６】このＮ／２アーチファクトは、上記磁場不
均一性の他にも、装置の不安定性等様々な不確定な要因
により起こるため、完全に除去することは現実的に不可
能である。このＮ／２アーチファクトをソフトウエア処
理にて除去する方法も多数考案されているが、それら
は、繰り返し処理が必要で処理時間がかかるという問題
や、画像上に折り返し部分がない場所が必要等、利用上
に制限があった。また、次に述べる、血流アーチファク
トも同時に低減できる方法としては提案されていなかっ
た。

【０００７】次に、マルチエコーを用いる高速撮像法と
血流アーチファクトの関係について述べる。まず血流イ
メージングは、勾配磁界中を移動するスピンが静止スピ
ンに対して位相差を持つという現象を利用して、流れに
対して感度が制御された像を形成できるようにする一種
のＭＲ像形成方法である。

【０００８】ＥＰＩやＦＳＥなどのマルチエコー高速撮
像法では、血流アーチファクトを生じ易いという問題が
ある。マルチエコー撮像法は、ｅｖｅｎ−ｅｃｈｏｒ
ｅｐｈａｓｉｎｇ（以下、ＥＥＲと略す）という現象が
あるが、これは周知の通り、一定速度の流れの場合、エ
コーの位相が偶数番目でリフォーカスし、奇数番目では
ある一定の位相シフトを持つと共にディフェイズを起こ
す現象である。従って、偶数番目と奇数番目のエコーの
両方で画像再構成を行うと、位相が１エコーごとに変化
するので、血流アーチファクトが生じるという問題があ
った。

【０００９】この血流アーチファクトの問題及び先述し
たＮ／２アーチファクトの問題をあわせて解決する方法
として、従来、奇数番目のエコーと偶数番目のエコーと
の一方だけを用いる、フライバック法という方法が考案
されている。しかしながら、この方法は約半分のエコー
しか用いないため、データの収集効率が低下する、撮像
時間（データ収集時間）が延長する、同一撮像時間であ
れば、空間分解能が低下するなどの問題があった。

【００１０】一方、ほぼすべての磁気共鳴撮像法を高速
化する方法として、近年、マルチＲＦコイルの感度分布
を用いた再構成法が注目を集めている（１０ｔｈＡｎ
ｎ．ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇＳＭＲ
Ｍ．１２４０，１９９１参照）。この方法は、１枚の画
像再構成に必要なエンコードステップ数を減らして撮像
を行ない、その結果生じる折り返しを、マルチＲＦコイ
ルの各々のコイル感度分布が異なることを利用して分解
し、折り返しのない画像を得る方法である。通常の撮像
に比べ、基本的にコイル数に反比例してエンコードステ
ップ数を減らせるため、撮像時間の短縮化を図ることが
可能である。以下に、その概略について述べる。

【００１１】今、マルチコイル数を２とし、求めたい画
像をＩ０（ｘ，ｙ）と表し、それぞれのコイルに由来す
る画像をＩ１（ｘ，ｙ）、Ｉ２（ｘ，ｙ）と表し、各Ｒ
Ｆコイルの感度分布をＳ１（ｘ，ｙ）、Ｓ２（ｘ，ｙ）
と表すものとする。また、撮像領域のエンコード方向の
長さをＤとし、エンコードステップ数は、Ｋ空間上の1
ラインごとに間引くようにして合計で１／２に減らして
撮像するものと仮定する。この場合、Ｄ／２の折り返し
が生じ、折り返しの生じている画像Ｉ１（ｘ，ｙ）、Ｉ
２（ｘ，ｙ）は、以下のように記述される。

【００１２】

【数１】

【００１３】従って、画像Ｉ０（ｘ，ｙ）はＳの逆行列
を掛けて、

【数２】

【００１４】として求めることが出来る。一般的には、
Ｎコイルの場合はＮ×Ｎの行列式で表わされる。但し、
マルチエコーを用いた撮像法の場合、このマルチＲＦコ
イルの感度分布を用いる再構成法を用いても、基本的に
奇数エコーと偶数エコーとを同時に用いるため位相差は
維持されており、マルチエコーの血流アーチファクトを
低減させることはできない。

【００１５】以上のように、ＥＰＩは、正負に交番する
傾斜磁場を用いてマルチエコーを生じさせ、データ収集
及び再構成を行うため、Ｎ／２アーチファクトが残りや
すいという問題があった。また、ＥＰＩやＦＳＥなどの
マルチエコーを用いる高速撮像法の場合、偶数番目のエ
コーと奇数番目のエコーで位相が異なるため血流アーチ
ファクトが生じ易いという問題があった。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、マル
チエコーを用いた撮像法において、撮像時間及びＳ／Ｎ
を犠牲にすることなく、Ｎ／２アーチファクトの解消、
血流アーチファクトの低減、および血流抽出能の向上を
実現することにある。

【００１７】

【課題を解決するための手段】本発明の磁気共鳴映像装
置は、静磁場中に置かれた被検体に対して高周波磁場パ
ルスを発生する送信コイルと、前記被検体に対して勾配
磁場パルスを発生する勾配コイルと、所定のパルスシー
ケンスに従って、前記高周波磁場パルスにより前記被検
体の核スピンを１回励起し、それに続いて複数のエコー
を連続的に発生させるために、前記送信コイルと前記勾
配コイルを制御するシーケンサと、前記エコーを受信す
る複数の独立した受信コイル、前記エコーの中の奇数エ
コーに基づいて前記受信コイルにそれぞれ対応する複数
の奇数画像を発生し、前記エコーの偶数エコーに基づい
て前記受信コイル（複数）にそれぞれ対応する複数の偶
数画像を発生し、前記複数の受信コイルの複数の感度分
布に基づいて前記複数の奇数画像を合成して第１画像を
発生し、前記複数の感度分布に基づいて前記複数の偶数
画像を合成して第２画像を発生する計算機とを具備す
る。

【００１８】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照し、本発明の実
施例について詳細に説明する。（構成）図４は本実施例に係る磁気共鳴映像装置の構成
を示している。静磁場磁石１は、例えば円筒形状を有
し、その内部領域（撮像領域）に静磁場を発生する。こ
の静磁場には、傾斜磁場コイル３が傾斜磁場コイル電源
５から電力供給を受けて発生する３種の傾斜磁場が重畳
される。また、体軸方向に感度分布が長いホールボディ
型ＲＦ送信コイル２は、送信部７から高周波電流を供給
されることにより上記撮影領域に高周波磁場を発生す
る。シーケンス制御部１０は、高周波磁場パルス及び勾
配磁場パルスがパルスシーケンスに応じた順番で発生す
るために、所定のパルスシーケンスに従って送信コイル
２及び傾斜磁場コイル電源５を制御する。これにより、
被検体から磁気共鳴信号（ここではエコー）が発生す
る。ここでは、パルスシーケンスは、フリップ角が例え
ば９０°の高周波磁場パルスで核スピンを１回励起した
後に、複数のエコーを連続的に発生させるいわゆるマル
チエコーパルスシーケンスが採用される。マルチエコー
パルスシーケンスは、典型的には、ＥＰＩ（エコープラ
ナーイメージング）法、又はＦＳＥ（高速スピンエコ
ー）法である。ここではＥＰＩとして説明する。

【００１９】ＲＦ受信コイルアレイ４は、ＲＦ送信コイ
ル２の内側に配置される。ＲＦ受信コイルアレイ４は、
ＲＦ送信コイル２よりも感度分布の空間的な幅が狭い複
数のＲＦ受信コイル４１，４２を有する。複数のＲＦ受
信コイル４１，４２は、例えば体軸方向にそって整列さ
れる。体軸方向は、典型的にはスライス軸に対応する。
ここでは説明の便宜上、ＲＦ受信コイルアレイ４は、第
１のＲＦ受信コイル４１と、第２のＲＦ受信コイル４２
とから構成されているものと仮定するが、ＲＦ受信コイ
ルの数が２より多くてもよい。

【００２０】受信部９は、第１ＲＦ受信コイル４１と第
２ＲＦ受信コイル４２とを介して複数のエコーを受信
し、増幅、検波及びＡＤ変換を含む前処理を施してデー
タ収集部１１に出力する。データ収集部１１は、第１，
第２ＲＦ受信コイル４１，４２の区別及び各エコーの発
生順番を関連付けてエコーデータを収集する。

【００２１】計算機１２は、データ収集部１１で収集さ
れたエコーデータに基づいて後述する手順に従ってＭＲ
画像データを発生する。

【００２２】第１ＲＦ受信コイルを介して受信されたエ
コーと第２ＲＦ受信コイルを介して受信されたエコーと
を再構成処理にかけることで、Ｎ／２アーチファクトが
無くしかも血流信号を強調した画像と、Ｎ／２アーチフ
ァクトが無くしかも血流信号を抑圧した画像と、Ｎ／２
アーチファクト及び血流アーチファクトの低減され、し
かもＳ／Ｎ低下のない画像との３種類の画像の取得を実
現している。画像ディスプレイ２９は、これらの画像を
表示するために設けられている。

【００２３】（画像生成処理）図５に、画像生成処理の
手順を示している。まず、ＥＰＩ又はＦＳＥのマルチエ
コーパルスシーケンスに従って、複数のエコーが連続的
に発生する。ＥＰＩであれば、図６、図７に示すよう
に、１回の励起後、傾斜磁場を正負両極性間で振動させ
ることにより、複数のエコーを連続的に発生させる。ま
た、図８に示すように、ＦＳＥでは、反転高周波パルス
（一般的には１８０°パルス）を連続的に印加すること
により、エコーを連続的に発生させる。

【００２４】このデータ収集は、マルチＲＦ受信コイル
４の第１ＲＦ受信コイルと第２ＲＦ受信コイルとを介し
てデータ収集部１１により個別に行われる。

【００２５】計算機１２は、まず、第１ＲＦ受信コイル
を介して収集されたエコートレインを、奇数番目に収集
したエコーのセットｄ1oと、偶数番目に収集したエコー
のセットｄ1eとに分ける。同様に、計算機１２は、第２
ＲＦ受信コイルを介して収集されたエコートレインを、
奇数番目に収集したエコーのセットｄ2oと、偶数番目に
収集したエコーのセットｄ2eとに分ける。

【００２６】次に、計算機１２は、エコーセットｄ1oに
基づいて、２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）により、画
像Ｉ1o(x,y) を発生する。計算機１２は、エコーセット
ｄ1eに基づいて、２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）によ
り、画像Ｉ1e(x,y) を発生する。計算機１２は、エコー
セットｄ2oに基づいて、２次元フーリエ変換（２ＤＦ
Ｔ）により、画像Ｉ2o(x,y) を発生する。計算機１２
は、エコーセットｄ2eに基づいて、２次元フーリエ変換
（２ＤＦＴ）により、画像Ｉ2e(x,y) を発生する。この
ように４つのエコーセットｄ1o，ｄ1e，ｄ2o，ｄ2eか
ら、４種類の画像Ｉ1o(x,y) ，Ｉ1e(x,y) ，Ｉ2o(x,y)
，Ｉ2e(x,y) がそれぞれ発生される。受信エコーを奇
数エコーと偶数エコーとに分離したため各々の画像デー
タはエンコードステップ数が１／２になるので、これら
４種類の画像には、Ｄを再構成領域のエンコード方向の
長さとして、Ｄ／２の折り返りが生じている。

【００２７】次に、第１ＲＦ受信コイルの奇数エコーセ
ットから再構成した画像Ｉ1o(x,y)と、第２ＲＦ受信コ
イルの奇数エコーセットから再構成した画像Ｉ2o(x,y)
とを、第１ＲＦ受信コイルの感度分布行列Ｓ1(x,y)の逆
行列と、第２ＲＦ受信コイルの感度分布行列Ｓ2(x,y)の
逆行列とを用いてアンフォールド処理をすることによ
り、奇数エコーのみからなる折り返りのない奇数画像Ｉ
0o(x,y) が生成される。

【００２８】同様に、第２ＲＦ受信コイルの偶数エコー
セットから再構成した画像Ｉ1e(x,y) と、第２ＲＦ受信
コイルの偶数エコーセットから再構成した画像Ｉ2e(x,
y) とから、第１ＲＦ受信コイルの感度分布行列Ｓ1(x,
y)の逆行列と、第２ＲＦ受信コイルの感度分布行列Ｓ2
(x,y)の逆行列とを用いてアンフォールド処理をするこ
とにより、奇数エコーのみからなる折り返りのない偶数
画像Ｉ0e(x,y) が生成される。

【００２９】この手順は、文献（１０ｔｈＡｎｎ．Ｓ
ｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇＳＭＲＭ．１２
４０，１９９１他）にある通りであり、概略手法は従来
説明の項で述べた通りである。

【００３０】上述のように本実施例では、エンコードス
テップを減らして撮像する代わりに、ＥＰＩデータを奇
数と偶数の２つに分け、奇数エコーセットｄ1o，ｄ2o及
び偶数エコーセットｄ1e，ｄ2eの全てを計算対象とす
る。このように、奇数エコーセットと偶数エコーセット
とに分けると、各々セットは、ちょうどエンコードステ
ップ数を半分に減らして撮像したケースと等しくなる。
従って、マルチＲＦコイルに関わる再構成手法が適用で
き、別々の画像を得ることが可能となる。

【００３１】即ち、奇数画像Ｉ0o(x,y) 、偶数画像Ｉ0e
(x,y) それぞれに対して以下の関係式が得られる。

【００３２】

【数３】

【００３３】従って、画像Ｉ0o(x,y) 、Ｉ0e(x,y) は逆
行列を掛けて、

【数４】

【００３４】により求めることが出来る（アンフォール
ド処理）。

【００３５】このようにして得られた偶数画像Ｉ0o(x,
y) と奇数画像Ｉ0e(x,y) とはそれぞれ異なった特徴を
有している。特に、血流に関して大きな違いがある。こ
こで、撮像対象として一定流速で流れている血流を仮定
する。

【００３６】偶数画像Ｉ0e(x,y) は、いわゆるＥＥＲと
呼ばれるように流れによる位相分散がリフォーカスされ
た偶数エコーセットから再構成された画像であり、従っ
て血流の描出能が高く、血流アーチファクトも少ない。
つまり画像Ｉ0e(x,y) は、血流強調画像としての臨床上
の有効性を備えている。

【００３７】一方、奇数画像Ｉ0o(x,y) は、血流による
位相分散を受けた奇数エコーセットから再構成された画
像であるため、フロー部分の描出能が低い、つまり血流
抑圧画像として臨床上の有効性を備える。

【００３８】但し、各エコーは血流による位相分散は受
けているが、その位相シフト量は各エコーとも一定であ
り、偶数エコーと奇数エコーを同時に用いた場合にくら
べ、位相の不連続性、つまり１エコーおきに位相シフト
ゼロとある一定量の位相シフト量が交互に現れるという
現象が少ないため、こちらも、血流アーチファクトは少
ない。また、Ｎ／２アーチファクトの面から見ても、各
々、奇数又は偶数の片側エコーのみからなる画像のた
め、Ｎ／２アーチファクトは原理的に生じない。

【００３９】最終ステップとして、奇数画像Ｉ0o(x,y)
と偶数画像Ｉ0e(x,y) とを合成して１枚の最終画像Ｉ0
(x,y) を得る。具体的には、奇数画像Ｉ0o(x,y) と偶数
画像Ｉ0e(x,y) との二乗和の平方根により、最終画像Ｉ
0(x,y) を得る。この最終画像Ｉ0(x,y) は、血流アーチ
ファクト及びＮ／２アーチファクトの無い画像Ｉ0o(x,
y) 、Ｉ0e(x,y) から合成されたものであるため、当然
のこととして、血流アーチファクト、Ｎ／２アーチファ
クトはない。しかも、各々の画像Ｉ0o(x,y) 、Ｉ0e(x,
y) は、エンコードステップ数が半分に減っているた
め、Ｓ／Ｎが１／√２に低下しているが、合成された最
終画像では、Ｓ／Ｎは低下しない。このように、Ｓ／Ｎ
を犠牲にせず、かつ、撮像速度も犠牲にせずに、血流ア
ーチファクト、Ｎ／２アーチファクトのない良好な画像
が得られる。

【００４０】一方、上記の手法で得られた奇数画像Ｉ0o
(x,y) と、偶数画像Ｉ0e(x,y) とを用いて、血流の情報
を示す画像を得ることも可能である。例えば、奇数エコ
ーセットに由来する奇数画像Ｉ0o(x,y) と、偶数エコー
セットに由来する偶数画像Ｉ0e(x,y) との位相差を求
め、血流等の移動体の速度を反映した位相画像、若しく
は、その時使用した傾斜磁場強度を用いて速度の絶対値
に換算して速度画像を得ることもできる。具体的には、
まず、血流等の移動体が、速度ｖの定速で初期位置ｘ0
から、時刻ｔでの位置ｘ(t) ＝ｖ・ｔ＋ｘ0 まで移動し
たとき、その移動に伴う位相シフトθは、

【００４１】

【数５】

【００４２】で与えられる。ただし、γは磁気回転比、
Ｇは印加する傾斜磁場の強度、Ｔは傾斜磁場パルスＧの
印加時間である。ここで簡単のために、ｘ0 ＝０とする
と、

【００４３】

【数６】

【００４４】により速度ｖが求まる。

【００４５】ここで、偶数画像Ｉ0e(x,y) には、偶数エ
コーのリフォーカシング効果により、基本的に、位相シ
フトは生じない。ただし、装置の不完全性等による他の
要因による位相誤差θ0 は含んでいる。一方、奇数画像
Ｉ0o(x,y) は、移動に伴って、

【００４６】

【数７】

【００４７】で与えられる位相シフトが生じている。こ
の奇数画像Ｉ0o(x,y) にも、偶数画像Ｉ0e(x,y) と同様
に、装置の不完全性等による他の要因による位相誤差θ
0 が含まれている。装置の不完全性等による他の要因に
よる位相誤差θ0 を除去し、血流等の移動体の速度成分
による位相差を求めるために、偶数画像Ｉ0e(x,y) と奇
数画像Ｉ0o(x,y) との位相差を求める。ここで、偶数画
像Ｉ0e(x,y) の実数部をＩre(x,y)even と表し、偶数画
像Ｉ0e(x,y) の虚数部をＩim(x,y)even と表し、奇数画
像Ｉ0o(x,y) の実数部をＩre(x,y)oddと表し、奇数画像
Ｉ0o(x,y) の虚数部をＩim(x,y)oddと表すと、偶数画像
Ｉ0e(x,y) と奇数画像Ｉ0o(x,y) はそれぞれ次のように
与えられる。

【００４８】

【数８】

【００４９】従って、速度が次のように求められる。

【００５０】

【数９】

【００５１】また、上述の方法は、３次元にも適用でき
る。ここでは図９に示すように、４つのＲＦ受信コイル
Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４が配置されるものとする。ま
た、図１０に示すように、ｙ軸に関して位相エンコード
Ｇｅ１をかけると共に、スライス方向（ｚ軸）にも位相
エンコードＧｅ２をかけるものとする。Ｇｅ１のエンコ
ードステップ数をＭとし、Ｇｅ２方向には通常のマルチ
ＲＦコイルを用いた高速化方法を適用するとしてエンコ
ードステップ数はＭ／２で変化するとする。なお、ここ
では、説明の便宜上、Ｇｅ１のエンコードステップ数
は、Ｇｅ２のエンコードステップ数と同じＭとして説明
するが、実際には、Ｇｅ１のエンコードステップ数はＭ
１で、Ｇｅ２のエンコードステップ数Ｍ２と相違する。
図１１には３次元の場合の画像生成手順を示している。
これら４つのコイルＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４によりそれ
ぞれ独立してデータ収集が行われる。４つのコイルＣ
１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４により収集されたデータをそれぞ
れｒａｗＣ１、ｒａｗＣ２、ｒａｗＣ３、ｒａｗＣ４と
する。各データを２次元の場合と同様に偶数データセッ
トｒａｗＣ１-e、ｒａｗＣ２-e、ｒａｗＣ３-e、ｒａｗ
Ｃ４-eと、奇数データセットｒａｗＣ１-o、ｒａｗＣ２
-o、ｒａｗＣ３-o、ｒａｗＣ４-oとに分離する。そし
て、各データセットをそれぞれ個々に３次元フーリエ変
換処理（３ＤＦＴ）にかける。これにより偶数画像Ｉｍ
Ｃ１-e、ＩｍＣ２-e、ＩｍＣ３-e、ＩｍＣ４-eと、奇数
画像ＩｍＣ１-o、ＩｍＣ２-o、ＩｍＣ３-o、ＩｍＣ４-o
とが得られる。Ｇｅ１方向に関しては奇数データと偶数
データとに分離し、またＧｅ２方向にはエンコード数を
１／２にしているので、両方向にアンダーサンプリング
が生じて、これら画像には、図１２に示すように、Ｇｅ
１とＧｅ２との２方向に折り返りが発生する。なお、ｄ
は、エンコード方向Ｇｅ１，Ｇｅ２の長さとする。な
お、ここでは説明の便宜上、ｄは各エンコード方向で同
じとしているが、各エンコード方向で互いに異なる長さ
を持つ場合には、それぞれの方向の長さｄ１，ｄ２を与
える。

【００５２】ここで、３Ｄデータで２方向に折り返りが
生じている場合のアンフォールド処理について説明す
る。各コイルの感度分布を、Ｓｃｌ１、Ｓｃｌ２、Ｓｃ
ｌ３、Ｓｃｌ４とすると、各コイルの画像Ｉｃｌ１、Ｉ
ｃｌ２、Ｉｃｌ３、Ｉｃｌ４は、次のように与えられ
る。Ｉ0 は、折り返りのない元の画像である。

【００５３】

【数１０】

【００５４】これを行列式にまとめると次のようにな
る。

【００５５】

【数１１】

【００５６】従って、元の画像Ｉ0 は、逆行列をかける
ことで求めることができる（アンフォールド処理）。

【００５７】

【数１２】

【００５８】このアンフォールド処理を、奇数画像と偶
数画像とに対してそれぞれ適用することで、偶数画像Ｉ
0-e(x,y)と、奇数画像Ｉ0-o(x,y)とが得られる。偶数画
像Ｉ0-e(x,y) は、いわゆるＥＥＲと呼ばれるように流
れによる位相分散がリフォーカスされた偶数エコーセッ
トから再構成された画像であり、従って血流の描出能が
高く、血流アーチファクトも少ない。つまり画像Ｉ0e
(x,y)は、血流強調画像としての臨床上の有効性を備え
ている。一方、奇数画像Ｉ0-o(x,y)は、血流による位相
分散を受けた奇数エコーセットから再構成された画像で
あるため、フロー部分の描出能が低い、つまり血流抑圧
画像として臨床上の有効性を備える。

【００５９】さらに偶数画像Ｉ0-e と、奇数画像Ｉ0-o
とを二乗和により合成することでＳ／Ｎの低下しない合
成画像Ｉ0-synthを求めるようにしてもよい。また、位
相差を求めて流れの情報を抽出するようにしてもよい。

【００６０】また、上記の３Ｄでは、４つのコイル各々
のエコーをＧｅ１に関しては奇数エコーと偶数エコーと
に分けて処理し、一方、Ｇｅ２に関してはエンコードス
テップＭ／２でデータ収集していたが、Ｇｅ２に関して
はエンコードステップＭでデータ収集する場合、コイル
は２つでよい。

【００６１】また、上記手法は、マルチスライスイメー
ジングの場合にも適用可能である。つまり、上記説明で
は、シングルスライスであるが、選択励起を用いた撮影
法において、繰り返し時間内に他のスライスの励起及び
エコー収集を繰り返すマルチスライス型パルスシーケン
スで収集したエコーから、第１、第２ＲＦコイル各々に
対応する奇数画像Ｉ1o,Ｉ2oを複数スライス各々に関し
て個別に再構成し、同様に第１、第２ＲＦコイル各々に
対応する偶数画像Ｉ1e,Ｉ2eを複数スライス各々に関し
て個別に再構成し、第１、第２ＲＦコイル各々に対応す
る奇数画像Ｉ1o,Ｉ2oを２つのコイルの感度分布に基づ
いてアンフォールド処理して奇数画像Ｉ0oを生成し、第
１、第２ＲＦコイル各々に対応する偶数画像Ｉ1e,Ｉ2e
をそれぞれのコイルの感度分布に基づいてアンフォール
ド処理して偶数画像Ｉ0eを作成し、奇数画像Ｉ0oと偶数
画像Ｉ0eとを合成して最終画像Ｉ0を複数スライス各々
関して個別に生成する。

【００６２】また、他のマルチエコーを用いる撮像法に
ついても同様に適用可能である。たとえば、多重１８０
度パルスを用いてマルチエコーを発生させる、シングル
ショットＦＳＥ法や、ハーフフーリエ法を併用するＦＳ
Ｅ等でも同様に適用可能である。

【００６３】また、マルチショットＥＰＩの場合も、マ
ルチコイル数を増やすことにより、同様に対応可能であ
る。例えば、シングルショットの場合は、２つのＲＦコ
イルで、また２ショットの場合は、４つのＲＦコイルを
用いればよい。つまり、Ｎショットの場合には、２×Ｎ
のＲＦコイルを用いればよい。

【００６４】さらに、上記アーチファクトを低減するた
めに必要なＲＦコイル数（シングルショットの場合、１
方向あたり２以上のＲＦコイル）よりも多くのＲＦコイ
ルを用いることで、空間分解能を落とすことなく、撮像
時間の短縮を図ることができるようになる。

【００６５】本発明によれば、複数のＲＦコイルに対応
する複数の画像から少なくとも２以上のＲＦコイルの感
度分布を使って画像を生成するため、Ｎ／２アーチファ
クト及び血流アーチファクトの問題に関して、奇数番目
と偶数番目のエコーを別々に再構成処理にかけること
で、撮像時間及びＳ／Ｎを犠牲にすることなく、解決し
ている。なお、偶数画像は血流強調傾向があり、また奇
数画像は逆に血流抑圧傾向があり、臨床上有効である。
さらに、これら画像を合成することで、Ｎ／２アーチフ
ァクト及び血流アーチファクトの無いしかもＳ／Ｎ低下
のない画像を得ることができる。さらに、上記アーチフ
ァクトを低減するために必要なＲＦコイル数（シングル
ショットの場合、１方向あたり２以上のＲＦコイル）よ
りも多くのＲＦコイルを用いることで、空間分解能を落
とすことなく、撮像時間の短縮を図ることができる。

【００６６】本発明は、上述した実施形態に限定される
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。

【００６７】

【発明の効果】本発明によれば、マルチエコーを用いた
撮像法において、撮像時間及びＳ／Ｎを犠牲にすること
なく、Ｎ／２アーチファクトの解消、血流アーチファク
トの低減、および血流抽出能の向上を実現することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】従来において、奇数番目のエコーと偶数番目の
エコーとを別々にフーリエ変換にかける処理の説明図。

【図２】従来において、奇数番目のエコーの画像と偶数
番目のエコーの画像との加算処理の説明図。

【図３】従来において、図２の加算処理後に、静磁場が
不均一等を原因として残留する部分的な偽像の説明図。

【図４】本発明の実施例に係る磁気共鳴映像装置の構成
図。

【図５】図４の計算機による画像生成手順を示すフロー
チャート。

【図６】図４のシーケンス制御部により実行されるパル
スシーケンスの一例としてのＥＰＩパルスシーケンスを
示す図。

【図７】図６の他のＥＰＩパルスシーケンスを示す図。

【図８】図４のシーケンス制御部により実行されるパル
スシーケンスの一例としてのＦＳＥパルスシーケンスを
示す図。

【図９】本実施例において、４つのＲＦ受信コイルを示
す図。

【図１０】本実施例において、３次元ＥＰＩのパルスシ
ーケンスを示す図。

【図１１】本実施例において、３次元画像生成手順を示
すフローチャート。

【図１２】３次元の場合に２方向に発生する折返りを示
す図。

【符号の説明】

１…静磁場磁石、２…ホールボディ型ＲＦ送信コイル、３…傾斜磁場コイル、４…ＲＦ受信コイルアレイ、５…傾斜磁場コイル電源、７…送信部、９…受信部、１０…シーケンス制御部１０、１１…データ収集部、１２…計算機、１４…ディスプレイ、４１…第１ＲＦ受信コイル、４２…第２ＲＦ受信コイル。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場中に置かれた被検体に対して高周
波磁場パルスを発生する送信コイルと、前記被検体に対して勾配磁場パルスを発生する勾配コイ
ルと、所定のパルスシーケンスに従って、前記高周波磁場パル
スにより前記被検体の核スピンを１回励起し、それに続
いて複数のエコーを連続的に発生させるために、前記送
信コイルと前記勾配コイルを制御するシーケンサと、前記エコーを受信する複数の独立した受信コイル、前記エコーの中の奇数エコーに基づいて前記受信コイル
にそれぞれ対応する複数の奇数画像を発生し、前記エコ
ーの偶数エコーに基づいて前記受信コイル（複数）にそ
れぞれ対応する複数の偶数画像を発生し、前記複数の受
信コイルの複数の感度分布に基づいて前記複数の奇数画
像を合成して第１画像を発生し、前記複数の感度分布に
基づいて前記複数の偶数画像を合成して第２画像を発生
する計算機とを具備することを特徴とする磁気共鳴映像
装置。
【請求項２】前記計算機は、前記第１画像と前記第２
画像とを合成して第３画像を発生することを特徴とする
請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項３】前記計算機は、前記第１画像と前記第２
画像との二乗和の平方根をとることにより第３画像を発
生することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装
置。
【請求項４】前記計算機は、前記第１画像と前記第２
画像とから前記被検体内の移動体の移動速度を表す位相
画像を発生することを特徴とする請求項１記載の磁気共
鳴映像装置。
【請求項５】前記計算機は、前記奇数エコーから前記
奇数画像を前記受信コイルごとに再構成し、前記偶数エ
コーから前記偶数画像を前記受信コイルごとに再構成す
ることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項６】前記エコー各々に、前記受信コイル各々
の識別情報、及び順番情報を関連つけるデータ収集部を
更に備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映
像装置。
【請求項７】前記パルスシーケンスは、周波数エンコ
ードを第１軸、位相エンコードを第２軸に関してかける
２次元ＦＴに対応し、且つ前記勾配磁場の高速反転によ
り前記エコーを連続的に発生させるタイプのパルスシー
ケンスであることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴
映像装置。
【請求項８】前記パルスシーケンスは、周波数エンコ
ードを第１軸、位相エンコードを第２軸と第３軸とに関
してかける３次元ＦＴに対応し、且つ前記勾配磁場の高
速反転により前記エコーを連続的に発生させるタイプの
パルスシーケンスであることを特徴とする請求項１記載
の磁気共鳴映像装置。
【請求項９】前記パルスシーケンスは、周波数エンコ
ードを第１軸、位相エンコードを第２軸に関してかける
２次元ＦＴに対応し、且つ反転ＲＦパルスの連続的な印
加により前記エコーを連続的に発生させるタイプのパル
スシーケンスであることを特徴とする請求項１記載の磁
気共鳴映像装置。
【請求項１０】前記パルスシーケンスは、周波数エン
コードを第１軸、位相エンコードを第２軸と第３軸とに
関してかける３次元ＦＴに対応し、且つ反転ＲＦパルス
の連続的な印加により前記エコーを連続的に発生させる
タイプのパルスシーケンスであることを特徴とする請求
項１記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項１１】前記第２軸に関してかける位相エンコ
ードのステップ数は、前記第３軸に関してかける位相エ
ンコードのステップ数に対して前記受信コイルの数分の
１をかけた数に設定されることを特徴とする請求項８記
載の磁気共鳴映像装置。
【請求項１２】前記パルスシーケンスは、複数のスラ
イスそれぞれから前記エコーを連続的に発生するマルチ
スライスに対応し、前記計算機は前記スライスごとに前
記第１画像と前第２画像とを発生することを特徴とする
請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
【請求項１３】静磁場中に置かれた被検体に対して高
周波磁場パルスを発生する送信コイルと、前記被検体に対して勾配磁場パルスを発生する勾配コイ
ルと、前記高周波磁場パルスにより前記被検体の核スピンを１
回励起し、それに続いて複数のエコーを連続的に発生さ
せるために、前記送信コイルと前記勾配コイルを制御す
るシーケンサと、前記複数のエコーを受信する複数の独立した受信コイル
と、前記受信コイルの感度分布に基づいて前記エコーの中の
奇数番目のエコーと偶数エコーとにそれぞれ対応する画
像を生成する計算機とを具備することを特徴とする磁気
共鳴映像装置。
【請求項１４】静磁場中に置かれた被検体に対して高
周波磁場パルスを発生する送信コイルと、前記被検体に対して勾配磁場パルスを発生する勾配コイ
ルと、前記高周波磁場パルスにより前記被検体の核スピンを１
回励起し、それに続いて複数のエコーを連続的に発生さ
せるために、前記送信コイルと前記勾配コイルを制御す
るシーケンサと、前記複数のエコーを受信する複数の独立した受信コイル
と、前記受信コイルの感度分布に基づいて前記エコーの中の
奇数番目のエコーに対応する画像を生成する計算機とを
具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【請求項１５】静磁場中に置かれた被検体に対して高
周波磁場パルスを発生する送信コイルと、前記被検体に対して勾配磁場パルスを発生する勾配コイ
ルと、前記高周波磁場パルスにより前記被検体の核スピンを１
回励起し、それに続いて複数のエコーを連続的に発生さ
せるために、前記送信コイルと前記勾配コイルを制御す
るシーケンサと、前記複数のエコーを受信する複数の独立した受信コイル
と、前記受信コイルの感度分布に基づいて前記エコーの中の
偶数番目のエコー二対応する画像を生成する計算機とを
具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。