JP2005296461A

JP2005296461A - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2005296461A
Application number: JP2004119439A
Authority: JP
Inventors: Takao Kasugai; 隆夫春日井; Satoshi Sugiura; 聡杉浦; Yoshio Machida; 好男町田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-04-14
Filing date: 2004-04-14
Publication date: 2005-10-27

Abstract

【課題】Ｓ／Ｎ比の低下を抑制しつつより短時間で画像データを収集することが可能な磁気共鳴イメージング装置である。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置２０は、感度分布がそれぞれ異なる複数の高周波コイル２４を用いてパラレルイメージングを行う磁気共鳴イメージング装置２０であって、異なる位相の高周波磁場パルスを略同時に被検体Ｐに印加することにより複数の断面を選択励起する手段と、複数の高周波コイル２４それぞれにより被検体Ｐから発生する磁気共鳴信号を収集する手段と、高周波コイル２４それぞれにより得られた前記磁気共鳴信号により画像を生成した後、前記感度分布に基づきパラレルイメージングの展開処理を行う手段４１とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、核磁気共鳴信号を利用して被検体の画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置に係り、特に複数のコイルを用いて画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、医療現場におけるモニタリング装置として、図８に示すような磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置１が利用される（例えば特許文献１参照）。

磁気共鳴イメージング装置１は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２内部にセットされた被検体Ｐの撮像領域に傾斜磁場コイルユニット３の各傾斜磁場コイル３ｘ、３ｙ、３ｚでＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向の傾斜磁場を形成するとともにＲＦ（Radio Frequency）コイル４からラーモア周波数の高周波（ＲＦ）信号を送信することにより被検体Ｐ内の原子核スピンを磁気的に共鳴させ、励起により生じた核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）信号を利用して被検体Ｐの画像を再構成する装置である。

すなわち、予め静磁場電源５により静磁場用磁石２内部に静磁場が形成される。さらに、入力装置６からの指令によりシーケンスコントローラ制御手段７は、信号の制御情報であるシーケンスをシーケンスコントローラ８に与え、シーケンスコントローラ８はシーケンスに従って各傾斜磁場コイル３ｘ、３ｙ、３ｚに接続された傾斜磁場電源９およびＲＦコイル４に高周波信号を与える送信器１０を制御する。このため、撮像領域に傾斜磁場が形成され、被検体Ｐには高周波信号が送信される。

この際、傾斜磁場コイル３ｘ、３ｙ、３ｚにより形成されたＸ軸傾斜磁場、Ｙ軸傾斜磁場，Ｚ軸傾斜磁場は主として、位相エンコード（PE：phase encoding）用傾斜磁場、読出し（RO:readout）用傾斜磁場、スライスエンコード（SE:slice encoding）用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、原子核の位置情報であるＸ座標、Ｙ座標、Ｚ座標はそれぞれ原子核スピンの位相、周波数、スライスの位置に変換され、位相エンコード量を変えながらシーケンスが繰返し実行される。

そして、被検体Ｐ内の原子核スピンの励起に伴って発生したＮＭＲ信号は、ＲＦコイル４で受信されるとともに受信器１１に与えられてデジタル化された生データ（raw data）に変換される。さらに、生データは、シーケンスコントローラ８を介してシーケンスコントローラ制御手段７に取り込まれ、シーケンスコントローラ制御手段７は生データデータベース１２に形成されたＫ空間（フーリエ空間）に生データを配置する。そして、画像再構成手段１３が、Ｋ空間に配置された生データに対してフーリエ変換を実行することにより、被検体Ｐの再構成画像が得られ、画像表示手段１４により再構成画像が適宜表示装置１５に与えられて表示される。

このような磁気共鳴イメージング装置１による撮影技術として、複数の断面を異なる位相で同時に順次選択励起することにより、１回の励起で通常の撮影に比べて複数倍、例えば図９に示すようにＰＥ方向に４倍の断面画像を撮影する技術が提案される。この技術により２倍または４倍の数の断面画像を撮影する場合、１．４倍または２倍のＳ／Ｎ比が得られるという利点がある。

一方、ＲＦコイル４を複数の表面コイルを備えたマルチコイルで構成し、各表面コイルで同時にＮＭＲ信号を受信してより多くの生データを短時間で収集することにより、撮像時間を短縮するパラレルイメージング技術が提案される（例えば非特許文献１、非特許文献２、非特許文献３、非特許文献４参照）。

この撮影方法では、図１０（ａ）に示すように、例えば４つの各表面コイルにより同一断面の画像がそれぞれ撮影される。この際、各画像には、折り返し部分が生じる。そこで、表面コイルの感度分布に基づいて展開（アンフォールディング）処理により、折り返し部分が所定の位置にマッピングされて図１０（ｂ）に示すような折り返し部分のない画像が得られる。
特開平１０−２７７００５号公報論文"Carlson J.W. and Minemura T., Image Time Reduction Through Multiple Receiver Coil Data Acquisition and Image Reconstruction, MRM 29:681-688, 1993" 論文"Sodikson D.K. and Manning W.J., Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH): Fast Imaging with Radiofrequency Coil Arrays, MRM 38:591-603, 1997" 論文"Pruessman K.P., Weiger M., Scheidegger M.B., and Boesiger P., SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI, MRM 42:952-962, 1999" 論文"Ra J.B. and Rim C.Y., Fast Imaging Using Subencoding Data Sets From Multiple Detectors, MRM 30:142-145, 1993"

従来の複数の断面を異なる位相で同時に順次選択励起する撮像方法を用いた磁気共鳴イメージング装置１では、２倍ないし４倍数の断面におけるデータを得るために、実際には２倍ないし４倍の撮像時間を必要とする。このため、Ｓ／Ｎ比を向上することができるにも拘わらず、十分に活用することができず、殆ど試用されていないのが現状である。

一方、ＲＦコイル４を複数の表面コイルを備えたマルチコイルで構成した磁気共鳴イメージング装置１では、通常の撮像方法による撮影と比較して撮像時間が短くなるもののＳ／Ｎ比が低下するという問題がある。例えば、撮影時間が１／２または１／４となった場合には、Ｓ／Ｎ比は１／１．４または１／２となる。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、Ｓ／Ｎ比の低下を抑制しつつより短時間で画像データを収集することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、感度分布がそれぞれ異なる複数の高周波コイルを用いてパラレルイメージングを行う磁気共鳴イメージング装置であって、異なる位相の高周波磁場パルスを略同時に被検体に印加することにより複数の断面を選択励起する手段と、前記複数の高周波コイルそれぞれにより前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集する手段と、前記高周波コイルそれぞれにより得られた前記磁気共鳴信号により画像を生成した後、前記感度分布に基づきパラレルイメージングの展開処理を行う手段とを備えることを特徴とするものである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、Ｓ／Ｎ比の低下を抑制しつつより短時間で画像データを収集することができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す機能ブロック図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３およびＲＦ（高周波）コイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２は、図示しない演算装置および記憶装置を備え、入力装置３３および表示装置３４が設けられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイルユニット２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット２３の内側には寝台３５が設けられて撮像領域とされ、寝台３５には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３５や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。

また、傾斜磁場コイルユニット２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイルユニット２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

ＲＦコイル２４はマルチコイルで構成され、送信器２９および受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２９から高周波信号を受けて被検体Ｐに高周波磁場パルスを送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンの高周波信号による励起に伴って発生したＮＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

図２は図１に示すＲＦコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図３は図２に示すＷＢコイル２４ａとフェーズドアレイコイル２４ｂの配置例を示す断面模式図である。

ＲＦコイル２４は、例えば送信用のＲＦコイル２４と受信用のＲＦコイル２４とから構成される。送信用のＲＦコイル２４には、全身用（ＷＢ：whole-body）コイル２４ａが用いられる一方、受信用のＲＦコイル２４には、複数のコイルを具備するフェーズドアレイコイル２４ｂが用いられる。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数の表面コイル２４ｃを備え、各表面コイル２４ｃは、それぞれ個別に受信系回路３０ａと接続される。

また、フェーズドアレイコイル２４ｂの各表面コイル２４ｃは、例えば被検体Ｐの特定関心部位を含む断面Ｌの周囲となるＺ軸周りに対称に配置される。さらにフェーズドアレイコイル２４ｂの外側には、ＷＢコイル２４ａが設けられる。そして、ＷＢコイル２４ａにより被検体Ｐに高周波信号を送信する一方、ＷＢコイル２４ａまたはフェーズドアレイコイル２４ｂの各表面コイル２４ｃにより多チャンネルで特定関心部位を含む断面ＬからのＮＭＲ信号を受信して各受信器３０の各受信系回路３０ａに与えることができるように構成される。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０からデジタル化されたＮＭＲ信号である生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいて高周波信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＮＭＲ信号に所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化されたＮＭＲ信号である生データを生成する機能と、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

また、コンピュータ３２には、プログラムが読み込まれて実行されることにより励起断面設定手段３６、パルスシーケンス生成手段３７、シーケンスコントローラ制御手段３８、生データデータベース３９、画像再構成手段４０、展開処理手段４１および画像表示手段４２として機能する。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。

励起断面設定手段３６は、Ｑｕａｄ法によるスキャンを実行する際に励起させるスライス、すなわちスライス方向の位相をマルチコイルの各コイルの感度分布に応じて設定する機能と、設定したスライス方向の位相をパルスシーケンス生成手段３７に与える機能とを有する。尚、Ｑｕａｄ法の詳細については、特開平１０−２７７００５号公報に記載されている。

パルスシーケンス生成手段３７は、Ｑｕａｄ法によるスキャンをマルチコイルの各コイルにより実行するためのパルスシーケンスであるＱｕａｄＳｃａｎシーケンスを生成する機能と、生成したＱｕａｄＳｃａｎシーケンスをシーケンスコントローラ制御手段３８に与える機能とを有する。この際、ＱｕａｄＳｃａｎシーケンスによるスキャン実行時に励起させるスライスが、励起断面設定手段３６により設定されたスライスとなるようにされる。

シーケンスコントローラ制御手段３８は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいて、パルスシーケンス生成手段３７から受けたＱｕａｄＳｃａｎシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることによりスキャンを実行させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御手段３８は、シーケンスコントローラ３１からＱｕａｄＳｃａｎシーケンスによるスキャン実行によりマルチコイルのコイル毎に収集された生データを受けて生データデータベース３９に形成されたＫ空間（フーリエ空間）に配置する機能を有する。

このため、生データデータベース３９には、受信器３０において生成されたコイル毎の各生データが保存される。すなわち、生データデータベース３９に形成されたＫ空間に生データが配置される。

画像再構成手段４０は、生データデータベース３９のＫ空間に配置された生データに対してフーリエ変換（ＦＴ）を実行することにより被検体Ｐの画像データをパラレルイメージング技術を用いて再構成させる機能と、再構成させた画像データを展開処理手段４１に与える機能とを有する。

展開処理手段４１は、画像再構成手段４０から受けた画像データに対してＲＦコイル２４の感度分布に基づいてパラレルイメージングの展開（アンフォールディング）処理を実行する機能を有する。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の作用について説明する。

図４は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により被検体Ｐの断層画像を撮像する際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、Ｑｕａｄ法によるスキャンを実行する際に励起させる断面（スライス）、すなわちスライス方向の位相が励起断面設定手段３６により設定される。

図５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により設定される励起断面および励起順序の一例を示す図である。

１回に励起させる断面の個数および位置は任意に設定することができる。例えば、図５（ａ）に示すように、被検体Ｐの頭部断面をスキャンする場合に、隣接する４つの断面を１回で励起させることができる。

一方、後述するマルチコイルでパラレルイメージングによるスキャンを実行して得られる画像には、折り返しが発生するが、この折り返しを展開する処理は、各表面コイル２４ｃの感度が互いに異なる程、正確に実施することができる。そこで、折り返し画像の展開処理をより正確に実施するために、マルチコイルの各表面コイル２４ｃのパラレルイメージングにとっての感度分布が適切となるように同時に励起させる断面の位相を設定することができる。

例えば図５（ｂ）に示すように１回で励起させる断面を互いに隣接させずに、一定の間隔で４つの断面を設定することができる。このように励起断面を設定すれば、各断面間において表面コイル２４ｃの感度の相違を励起断面を隣接させる場合に比べて大きく設定できる。そして、より正確に後の展開処理を実施することができる。

次に、ステップＳ２において、パルスシーケンス生成手段３７により、ＱｕａｄＳｃａｎシーケンスが生成されてシーケンスコントローラ制御手段３８に与えられる。

図６は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により生成されるＱｕａｄＳｃａｎシーケンスの一例を示す図である。

図６に示すようにＱｕａｄＳｃａｎシーケンスでは、１回で励起させる断面の数に応じて、ＲＦパルスに複数の励起パルスが若干タイミングをずらして設けられる。このとき各励起パルスの位相が一定量ずつ変化するように設定される。図６は、同時に４つの断面を励起させる場合におけるＱｕａｄＳｃａｎシーケンスの例である。従って、ＲＦパルスは、位相が一定量ずつ変化する４つの励起パルスを有する。

またＸ、Ｙ、Ｚ軸方向に印加される各傾斜磁場およびアナログ−デジタル変換回路（ＡＤＣ：analog to digital converter）の動作タイミングがＱｕａｄＳｃａｎシーケンスにより設定される。図６の例は、ＳＥ（スピンエコー）法によるシーケンスの例であるが、他のシーケンスであってもよい。この際、Ｙ軸方向のＰＥ用の傾斜磁場ＧＲＡＤＹの刻みは撮影視野を広くするために、例えば通常の１／４とされる。

次に、ステップＳ３において、被検体Ｐの生データが収集されて生データデータベース１２に形成されたＫ空間に配置される。

すなわち予め寝台３５には被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６から静磁場用磁石２１に電流が供給されて撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

次に、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御手段３８に動作指令が与えられる。このため、シーケンスコントローラ制御手段３８はＱｕａｄＳｃａｎシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御手段３８から受けたＱｕａｄＳｃａｎシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを形成させるとともに、高周波信号を発生させる。

この際、傾斜磁場コイルにより形成されたＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは主として、位相エンコード（PE）用傾斜磁場、読出し（RO）用傾斜磁場、スライスエンコード(SE)用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、被検体Ｐ内部における原子核のスピンの回転方向に規則性が現れ、SE用傾斜磁場によりＺ軸方向に形成されたスライスにおける二次元的な位置情報であるＸ座標およびＹ座標は、PE用傾斜磁場およびRO用傾斜磁場によりそれぞれ被検体Ｐ内部における原子核のスピンの位相変化量および周波数変化量に変換される。

そして、送信器２９からＱｕａｄＳｃａｎシーケンスに応じてＲＦコイル２４の各チャンネルを経由して各ＷＢコイル２４ａにそれぞれに高周波信号が与えられ、各ＷＢコイル２４ａから被検体Ｐに異なる位相の高周波信号（高周波磁場パルス）が略同時に印加される。この際、高周波信号は複数の励起パルスで構成されるため、同時に複数のスライスが選択励起される。そして、被検体Ｐの内部において高周波信号の周波数に応じた各スライスに含まれる原子核の核磁気共鳴により生じたＮＭＲ信号が、ＲＦコイル２４の各表面コイル２４ｃによりそれぞれ受信されて受信器３０に与えられる。

受信器３０は、ＲＦコイル２４の各表面コイル２４ｃからＮＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器３０は、ＮＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＮＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。

シーケンスコントローラ３１は、受信器３０から受けた生データをシーケンスコントローラ制御手段３８に与え、シーケンスコントローラ制御手段３８は生データデータベース３９に形成されたＫ空間に生データを配置する。

次に、ステップＳ４において、画像再構成手段４０は、生データデータベース３９のＫ空間に配置された生データに対してフーリエ変換（ＦＴ）を実行することにより被検体Ｐの画像データをパラレルイメージング技術により再構成させる。また必要な再構成処理が画像再構成手段４０により実施される。そして、画像再構成手段４０は、再構成させた画像データを展開処理手段４１に与える。

次に、ステップＳ５において、展開処理手段４１は、画像再構成手段４０から受けた画像データに対して展開処理を実行する。

図７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０による展開処理の方法を説明する図である。

尚、ここでは４つの断面１、２、３、４を同時に励起させた場合の例について説明する。

パラレルイメージングにより得られた展開処理前の画像データは、複数の表面コイル２４ｃを用いて得られるため、図７（ａ）に示すように、例えば４つの断面１、２、３，４が互いに重なった状態でＰＥ方向に連続的に生成される。このため、通常の撮影で４つの断面の画像を得る場合に比べて短時間で画像データを再構成させることができる。

そこで、図７（ｂ）に示すように４つの断面１、２、３，４の中央部分ごとに分割することができる。分割した各断面１、２，３、４の画像には折り返し部分が存在する。従ってパラレルイメージングにより生じた折り返し部分の展開処理が必要となる。

ここで、従来のマルチコイルを用いて得られる画像の折り返し部分は、図１０（ａ）に示すように単一の断面において生じるものであるのに対し、図７（ｂ）に示す折り返し部分は、ある断面の一部が他の断面に折り返し部分として入り込んでいる。このため、従来の展開処理をそのまま施しても折り返し部分のない画像を得ることができない。

そこで、展開処理手段４１は、単一の断面ではなく対応する他の断面に入り込んだ折り返し部分に対して展開処理を実施する。例えば、断面１の上部に入り込んだ断面４の下部および断面３の下部に入り込んだ断面４の上部をそれぞれ断面４にマッピングすることにより折り返しのない断面４を生成することができる。

尚、図７は、隣接する断面に折り返し部分が入り込んだ例を示すが、励起パルスの位相を調節して励起断面の位置を変更するが可能であるため、折り返し部分の位置は必ずしも一定でなく、撮影条件に応じた折り返し画像が生成される。

従って、撮影条件に応じた適切な展開処理が展開処理手段４１により実施される。

そして、このような展開処理により図７（ｃ）のような折り返しのない各断面１、２、３、４の画像を得ることができる。さらに、得られた画像は適宜画像表示手段４２により表示装置３４に与えられて表示される。

以上の磁気共鳴イメージング装置２０によれば、Ｓ／Ｎ比の低下を抑制しつつより短時間で画像データを収集することができる。

例えば、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、従来の技術と同等の精度で、従来のｑｕａｄ法によるスキャンと比較して撮影時間を１／２または１／４とし、かつ従来のマルチコイルを用いたスキャンと比較して、Ｓ／Ｎ比を１．４倍または２倍にすることができる。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、被検体Ｐである患者のスループットの向上や診断能の向上を期待することができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す機能ブロック図。図１に示すＲＦコイルの詳細構成の一例を示す図。図２に示すＷＢコイルとフェーズドアレイコイルの配置例を示す断面模式図。図１に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体Ｐの断層画像を撮像する際の手順を示すフローチャート。図１に示す磁気共鳴イメージング装置により設定される励起断面および励起順序の一例を示す図。図１に示す磁気共鳴イメージング装置により生成されるＱｕａｄＳｃａｎシーケンスの一例を示す図。図１に示す磁気共鳴イメージング装置による展開処理の方法を説明する図。従来の磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。従来の磁気共鳴イメージング装置によりＱｕａｄ法で得られた画像の一例を示す図。従来の磁気共鳴イメージング装置による展開処理の方法を説明する図。

符号の説明

２０磁気共鳴イメージング装置
２１静磁場用磁石
２３傾斜磁場コイルユニット
２４ＲＦコイル
２４ａＷＢコイル
２４ｂフェーズドアレイコイル
２４ｃ表面コイル
２６静磁場電源
２７傾斜磁場電源
２９送信器
３０受信器
３１シーケンスコントローラ
３３入力装置
３４表示装置
３６励起断面設定手段
３７パルスシーケンス生成手段
３８シーケンスコントローラ制御手段
３９生データデータベース
４０画像再構成手段
４１展開処理手段
４２画像表示手段
Ｐ被検体

Claims

感度分布がそれぞれ異なる複数の高周波コイルを用いてパラレルイメージングを行う磁気共鳴イメージング装置であって、異なる位相の高周波磁場パルスを略同時に被検体に印加することにより複数の断面を選択励起する手段と、前記複数の高周波コイルそれぞれにより前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集する手段と、前記高周波コイルそれぞれにより得られた前記磁気共鳴信号により画像を生成した後、前記感度分布に基づきパラレルイメージングの展開処理を行う手段とを備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記高周波コイルのパラレルイメージングにとっての感度分布が適切となるように前記高周波磁場パルスの位相を設定したことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。