JP4262518B2 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents
磁気共鳴撮影装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4262518B2 JP4262518B2 JP2003143742A JP2003143742A JP4262518B2 JP 4262518 B2 JP4262518 B2 JP 4262518B2 JP 2003143742 A JP2003143742 A JP 2003143742A JP 2003143742 A JP2003143742 A JP 2003143742A JP 4262518 B2 JP4262518 B2 JP 4262518B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- coil
- phase
- magnetic resonance
- coils
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、コイルによって検出した被検体の被検部位からの磁気共鳴信号に基づいて被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影に関する。特定的には、本発明は磁気共鳴信号を間引いて検出して生成した折返し偽像の存在する画像から折返し偽像を取り除くために用いるコイルの感度分布の作成方法、この作成方法により作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）において、パラレルイメージング（Parallel Imaging）と呼ばれる撮影方法が知られている（たとえば、非特許文献１参照）。
パラレルイメージング法においては、位相方向のエンコードステップを間引いて被検体からの磁気共鳴信号を検出することにより撮影時間を短縮して撮影を行ない、撮影視野が狭まり折返り偽像（アーチファクト）が存在する画像を生成する。そして、複数のコイルの感度分布差に基づいて折返り偽像を取り除き、撮影視野が広がった画像を最終的に得る。
また、パラレルイメージング法を用いた磁気共鳴撮影装置も知られている（たとえば、特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−２４８０８９号公報
【非特許文献１】
ケー・ピー・プリュースマン（K.P.Pruessmann）, エム・ヴァイガー（M.Weiger）, エム・ビー・シャイデガー（M.B.Scheidegger）, ピー・ベージガー（P.Boesiger）, マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Magnetic Resonance in Medicine）,１９９９年，42, 952
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
パラレルイメージング法においては磁気共鳴信号を検出する複数のコイルの検出感度分布の差を用いて折返り偽像を除去する。検出感度分布を単に感度分布と言うこともあり、感度分布の差を単に感度分布差と言うこともある。しかしながら、コイルの感度分布を正確に、またコイルの感度領域において全体的に得ることは困難であった。このため、折返し偽像を取り除いて最終的に得られる画像の画質は、理論上得られる画質よりも低かった。
【０００５】
本発明の目的は、パラレルイメージングに用いるコイルの感度分布の精度を向上可能なコイルの感度分布作成方法を提供することにある。
また、コイルの感度分布の精度向上に伴い、画質を向上させることが可能な磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置を提供することも本発明の目的である。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るコイルの感度分布作成方法は、感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号を検出するコイルの感度分布を作成するコイルの感度分布作成方法であって、複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを入手するステップと、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分である位相差分データをそれぞれ算出するステップと、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出するステップとを含む。
【０００７】
本発明に係る磁気共鳴撮影方法は、コイルの感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号の位相方向のエンコードステップを間引いて得られる折返し偽像が存在する画像から、複数のコイルの前記感度領域における感度分布の差に基づいて前記折返し偽像を除去する磁気共鳴撮影方法であって、前記感度分布を、前記複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを入手するステップと、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分である位相差分データをそれぞれ算出するステップと、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出するステップとを含んで生成する。
【０００８】
本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、コイルの感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号を位相方向のエンコードステップを間引いて検出して生成した折返し偽像が存在する画像から、複数のコイルの前記感度領域における感度分布の差に基づいて前記折返し偽像を除去する磁気共鳴撮影装置であって、前記複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを算出して出力する分析部と、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分を計算し位相差分データを出力する位相差分計算部と、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出して出力するフィッティング処理部とを有する。
【０００９】
本発明においては、折返し偽像の除去に用いるコイルの感度分布を算出するために、コイルが被検体から検出した磁気共鳴信号を分析部により分析する。分析部は、複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した磁気共鳴信号を分析して磁気共鳴信号に関する位相のデータを算出する。位相差分計算部は、分析部が算出した各コイルに関する位相のデータと所定の一つのコイルに関する位相のデータとの差分を計算し、位相差分データを出力する。フィッティング処理部は、各コイルに関する位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、各コイルについて位相データ分布を算出する。フィッティング処理部は、各コイルの感度領域における被検体の領域と被検体の領域以外の領域とを含んで、各コイルの位相データ分布を計算する。
以上のようにして求められた位相データ分布を利用して、各コイルの感度分布が最終的に生成される。複数のコイルの感度領域における感度分布の差に基づいて、折返し偽像が除去される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
【００１１】
図１は本発明の一実施の形態に係る磁気共鳴撮影（MRI）装置の概略構成を示すブロック図であり、図２は図１に示すMRI装置に用いるマグネットアセンブリの一例の外観を示す斜視図である。
【００１２】
図１に示すように、本実施の形態に係るMRI装置１００は、マグネットアセンブリ１、主磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増幅器４、前置増幅器５、計算機７、シーケンス記憶回路８、ゲート変調回路９、RF発振回路１０、A/D変換器１１、位相検波器１２、操作コンソール１３、表示装置１４および記憶部３０を有する。
【００１３】
マグネットアセンブリ１とMRI装置１００のその他の構成要素とは、適宜離して配置される。
本実施の形態に係るマグネットアセンブリ１はいわゆるシリンドリカルタイプと呼ばれるものである。シリンドリカルタイプのマグネットアセンブリ１は、図２に示すように内部にボア（Bore）１３１aを有しており、このボア１３１aを取巻くように図示しない主磁場発生部、勾配磁場発生部および送信コイルを配置した構成を有している。
【００１４】
本実施の形態においては、図２に示すようにボア１３１aの形状を円筒形にしている。ボア１３１aは、その内部に撮影のために被検体４を収容し、ボア１３１aの内部が撮影空間となる。
被検体４は、テーブル１３３によって支持されたクレードル１３２上に載置される。クレードル１３２がテーブル１３３上においてボア１３１aの長手方向に沿ってボア１３１a側へ移動することによって、被検体４がボア１３１aの内部に収容される。
以下では、円筒形のボア１３１aの長手方向に沿う方向をZ方向とする。また、Z方向に直交する水平方向をX方向、鉛直方向をY方向とする。
【００１５】
主磁場発生部は、たとえば、常電導磁石を用いて構成する。主磁場発生部は主磁場電源２に接続され、主磁場電源２からの供給電流に応じた磁界強度の均一な主磁場をボア１３１a内に形成する。
主磁場発生部が形成する主磁場は、被検体４の撮影中常に磁界強度が一定でボア１３１内において均一となるように保たれるため、静磁場とも呼ばれる。なお、マグネットアセンブリ１における静磁場の方向はZ方向に沿う方向である。
【００１６】
主磁場発生部は、常電導磁石の他に超伝導磁石や永久磁石等の他の磁石を用いて構成することもできる。永久磁石を用いる場合には主磁場電源２は必要ない。
【００１７】
勾配磁場発生部は、後述する受信コイルC１，C２が検出する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために３系統のコイルを有する。
勾配磁場発生部は勾配磁場駆動回路３に接続され、勾配磁場駆動回路３からの駆動信号に応じた勾配磁場を発生する。
【００１８】
送信コイルは、静磁場および勾配磁場が印加される被検体４の被検部位に対して回転磁場を印加するためのものである。回転磁場は、被検部位の原子核のスピンをその中心軸を傾けて回転させるためのRF（Radio Frequency）帯の磁場である。送信コイルはRF電力増幅器４に接続され、RF電力増幅器４から供給される電力に応じた回転磁場を被検部位に印加する。
【００１９】
また、MRI装置１００は、静磁場および勾配磁場中の被検部位への回転磁場の印加によるエコーとして発生する被検部位からの磁気共鳴信号を検出するための受信コイルを有する。受信コイルとしては、たとえば、被検体４の頭部や腹部や肩等の被検部位を部分的に覆うような専用のコイルを用いる。
図２においては、受信コイルの一例として、XZ平面に平行に対向配置してフェーズドアレイ化した矩形状のコイルC１，C２を挙げている。コイルC１とコイルC２との間に被検体４が挟まれる。
受信コイルC１，C２はそれぞれ前置増幅器５に接続され、受信コイルC１，C２が検出した磁気共鳴信号が、前置増幅器５によって増幅される。
【００２０】
シーケンス記憶回路８は、勾配磁場駆動回路３と、ゲート変調回路９と、A/D変換器１１と、計算機７の後述する制御部２１とに接続されている。
ゲート変調回路９は、RF電力増幅器４とRF発振回路１０とにさらに接続されている。RF発振回路１０は、前記増幅器５およびA/D変換器１１に接続される位相検波器１２にさらに接続される。
【００２１】
シーケンス記憶回路８は、制御部２１が生成した磁気共鳴画像取得のためのパルスシーケンスを記憶し、制御部２１から撮影指令信号が入力されたときには記憶したパルスシーケンスに応じて勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１を駆動制御する。
【００２２】
勾配磁場駆動回路３は、シーケンス記憶回路８からの制御に応じて、所定のパルス波形で勾配磁場発生部を駆動する駆動信号を勾配磁場発生部に出力する。
RF発振回路１０は、所定周波数のRF信号を生成してゲート変調回路９および位相検波器１２に出力する。ゲート変調回路９は、シーケンス記憶回路８からの制御に基づいて所定のタイミングでRF発振回路１０からのRF信号を変調し、所定の波形のRF励起パルス信号を、RF電力増幅器４を介して送信コイルに印加する。
【００２３】
位相検波器１２は、RF発振回路１０から出力されるRF信号を参照信号とし、前置増幅器５からの出力信号（受信コイルC１，C２によって検出され、前置増幅器５により増幅された磁気共鳴信号）を位相検波したのちにA/D変換器１１に出力する。A/D変換器１１は、シーケンス記憶回路８からの制御に基づいて、位相検波器１２による位相検波後のアナログ信号をデジタル信号に変換し、計算機７の画像処理部２３に出力する。A/D変換器１１から画像処理部２３に出力されるデジタル信号のデータを、ローデータ（Raw Data）と呼ぶ。
【００２４】
計算機７は、図１に示すように構成要素として制御部２１と画像処理部２３と記憶部３０とを有する。制御部２１および画像処理部２３はそれぞれ異なるハードウェアを用いて実現してもよいし、１つのハードウェアを兼用させてもよい。
A/D変換器１１に接続される画像処理部２３が制御部２１に接続される。
また、制御部２１および画像処理部２３は、たとえばRAM（Random Access Memory）やハードディスクドライブによって実現される記憶部３０に適宜アクセス可能になっている。
さらに、制御部２１には、たとえばキーボードやマウスによって実現され、オペレータの操作に応じた信号を制御部２１に出力するための操作コンソール１３と、テレビモニター等の表示装置１４とが接続される。
【００２５】
画像処理部２３は、A/D変換器１１から送信されたデジタルデータに対して以下に詳述するパラレルイメージング法のアンフォールディング（Unfolding）処理を施し、折返し偽像（アーチファクト）の無い磁気共鳴画像を生成する。画像処理部２３が生成した磁気共鳴画像は記憶部３０に記憶することが可能である。
【００２６】
制御部２１は、操作コンソール１３を介してオペレータから指令が入力されたときには、パラレルイメージング法によって磁気共鳴画像を取得するように勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１の駆動状態を規定するパルスシーケンスを生成し、シーケンス記憶回路８に送信する。
なお、パルスシーケンスは、勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１に対する駆動パルス信号の波形のデータを意味する。
また、制御部２１は、画像処理部２３が生成した画像および記憶部３０に記憶させていた画像を適宜表示装置１４に表示させる。
【００２７】
ここで、パラレルイメージング法について、図３を参照しながら簡単に述べる。なお、パラレルイメージング法はSENSE（Sensitivity Encoding）法とも呼ばれ、その詳細は、たとえば、前出の非特許文献１に記載されている。
図３には、フェーズドアレイ化した２個のコイルC１，C２をそれぞれ用いて２枚の断層像を撮影し、この２枚の断層像とコイルC１，C２のそれぞれの感度分布を用いて１枚の最終的な断層像を生成する例を挙げている。
【００２８】
１）パラレルイメージング法を適用した撮影においては、まず、最終的に得たい画像DVの撮影視野（Field of View：FOV）の大きさを決める。このとき定めた大きさのFOVをFull FOVと呼ぶ。図３においては、Y方向においてFOVの大きさを決めた例を挙げている。図３に示す矩形状の画像DVはY方向におけるFull FOV画像となる。FOVの大きさは操作コンソール１３を介して制御部２１に入力する。
なお、図３に示すX，Y，Zの各方向は、図２におけるX，Y，Z方向に対応しており、以下ではXY平面に平行な断層像の撮影を例として挙げる。また、X方向が磁気共鳴信号の位置情報を規定する方向のうちの周波数エンコーディング方向、Y方向が位相エンコーディング方向、Z方向がスライス方向とする。これらの３方向は、前述の勾配磁場発生部の３系統のコイルの各コイルが発生する勾配磁場の方向に対応している。
【００２９】
２）FOVを規定した後には、２個の受信コイルC１，C２をそれぞれ用いて、各コイルC１，C２の感度分布を入手するための撮影を行なう。受信コイルの感度分布を得るための撮影を、キャリブレーションスキャンと言う。
キャリブレーションスキャンにおいては、位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引かずにスキャンを行なう。
制御部は、キャリブレーションスキャンのためのパルスシーケンスを生成してシーケンス記憶回路８に送信し、キャリブレーションスキャンを実行させる。
【００３０】
図３に示す画像DS１およびDS２は、コイルC１，C２の感度分布を示すために、XY平面に平行な断面において楕円形のファントムを撮影したときの画像である。キャリブレーションスキャンにおいてはエンコードステップを間引かずに撮影するため、画像DS１およびDS２はFull FOV画像となる。画像DS１およびDS２において、白く表示されている領域ほどコイルC１，C２の感度が高く、検出した磁気共鳴信号の強度が高いことを示している。
矩形状のコイルC１，C２はXZ平面に平行に配置される。図３に示すY１側に配置されるコイルC１を用いて撮影された画像DS１においてはY１側の信号強度が高く、Y２側に配置されるコイルC２を用いて撮影された画像DS２においてはY２側の信号強度が高いことが分かる。
このように、２個のコイルC１，C２の感度分布には差が存在する。
【００３１】
３）キャリブレーションスキャンの終了後に、コイルC１，C２を用いて位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引きながら、１）のステップの断面と同じ断面において撮影を行なう。この撮影を本スキャンという。
本スキャンのためのパルスシーケンスとしては、たとえば、エコープラナーイメージング（Echo Planar Imaging：EPI）法やスピンエコー法等の各種パルスシーケンスを適宜用いることができる。制御部２１は、オペレータから指定された本スキャンのためのパルスシーケンスを生成してシーケンス記憶回路８に送信し、実行させる。
図３に示す画像DA１がコイルC１を用いて得られた本スキャンの画像であり、画像DA２がコイルC２を用いて得られた本スキャンの画像である。本スキャンにおいて得られる画像DA１，DA２のFOVは、エンコードステップを間引くことに起因して位相エンコーディング方向に小さくなっている。このFOVを、Small FOVと呼ぶ。
【００３２】
図３においては、一例として位相エンコードステップを１／２に間引く例を挙げる。位相エンコードステップ数を１／２にしたときには、Small FOVの大きさはFull FOVの大きさの１／２になる。また、本スキャンのスキャン時間は、エンコードステップを間引かない時の１／２になる。
Small FOVの画像には、エンコードステップを間引くことに起因する折返し偽像が存在する。たとえば、画像DA１，DA２に示すように、被検体の領域のうちSmall FOVの領域をはみ出た部分が、折返された偽像Afとなり被検体の画像IB上に重なって表示される。
【００３３】
４）Small FOVの画像DA１，DA２に対して２）のステップにおいて得られたコイルC１，C２のそれぞれの感度分布を用いてアンフォールディング処理を施し、折返し偽像の無いFull FOVの画像DVを得る。これにより、エンコードステップを１／２に間引いたときには、半分のスキャン時間（撮影）でFull FOV画像DVを得ることができる。
画像処理部２３によって実行されるアンフォールディング処理の内容については後述する。
【００３４】
上述のように、パラレルイメージング法においてはコイルC１，C２の感度分布差を利用してSmall FOV画像から折返し偽像を取り除く。
図４は、Small FOV画像DA１，DA２とFull FOV画像DVとを用いて、コイルの感度分布について述べるための図であり、（a）がSmall FOV画像DA１，DA２を、（b）がFull FOV画像DVをそれぞれ示している。
【００３５】
たとえば、図４（a）の画像DA１，DA２におけるピクセルPX１をアンフォールディング処理することを考える。画像DA１，DA２にはSmall FOVの領域外の被検体の画像が折返されて存在しているため、ピクセルPX１をアンフォールディング処理するためには、Full FOV画像におけるピクセルPX２とピクセルPX３の情報が必要となる。
コイルC１，C２が画像を生成可能な感度領域VSのうち、被検体が存在する領域に相当する画像IB内のピクセルPX３については、被検体４から磁気共鳴信号を入手することが可能なためコイルC１，C２の感度を特定することができる。しかしながら、画像IBの領域以外の領域VT、すなわちキャリブレーションスキャンにおいて被検体４が存在していなかった領域のピクセルPX２については、被検体４が存在していなかったためピクセルPX２に対応する位置からの磁気共鳴信号を検出できなかったことになる。このため、ピクセルPX２におけるコイルC１，C２の感度を直接的に特定することはできず、ノイズを用いてコイルC１，C２の感度分布を作成することになる。
【００３６】
したがって、本実施の形態においては、コイルC１，C２の検出信号に基づいてフィッティング（fitting）処理を行ない、感度領域VS全体における感度分布を作成する。
図５は、本実施の形態における感度分布作成、および作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影における処理の流れを示すブロック図である。
また、図６は、図１に示すMRI装置１００における計算機７の画像処理部２３の機能ブロック図である。
【００３７】
図６に示すように、画像処理部２３は、フーリエ変換部２４と、規格化部２５と、位相差分計算部２６と、フィッティング処理部２７と、合成部２８と、アンフォールド処理部２９とを有する。
本発明における分析部の一実施態様がフーリエ変換部２４に相当する。
【００３８】
本実施の形態においては、受信コイルC１，C２によるキャリブレーションスキャンの検出信号に基づくローデータを分析して、ローデータから検出信号の位相のデータと大きさ（magnitude）のデータとを取出す。ローデータの分析の一手法として、フーリエ変換部２４はA/D変換器１１から入力されたローデータをフーリエ変換し、位相のデータと大きさのデータを算出する。
フーリエ変換部２４は、算出した位相のデータは位相差分計算部２６に出力し、大きさのデータは規格化部２５に出力する。
また、フーリエ変換部２４は、本スキャンによるローデータにフーリエ変換を施し、図３に示すようなSmall FOVの画像DA１，DA２の画像データを生成し、アンフォールド処理部２９に出力する。
【００３９】
位相差分計算部２６は、フーリエ変換部２４から入力された、受信コイル毎の位相のデータに対し、所定の一つの受信コイルから得られた位相データとの差分を計算する。
たとえば、コイルC１，C２のそれぞれの位相のデータに対して、コイルC１の位相のデータとの差分を計算する。
位相差分計算部２６は、計算により得られた位相差分データをフィッティング処理部２７に出力する。
【００４０】
規格化部２５は、フーリエ変換部２４から入力された受信コイル毎の検出信号の大きさのデータに対し、コイル毎の特性の差を解消するための規格化（normalizing）を施す。規格化部２５は、規格化後の規格化データをフィッティング処理部２７に出力する。
本発明における大きさ処理データの一実施態様が規格化データである。
【００４１】
フィッティング処理部２７は、位相差分計算部２６および規格化部２５からそれぞれ入力された受信コイル毎の位相差分データおよび規格化データにそれぞれフィッティング処理を施し、各受信コイルの感度領域全体における位相差分データ分布および規格化データ分布を算出する。
フィッティング処理部２７は、算出した位相差分データ分布および規格化データ分布の情報を合成部２８に出力する。
【００４２】
合成部２８は、フィッティング処理部２７から入力された位相差分データ分布および規格化データ分布の情報を合成し、コイルC１，C２ごとに図４（b）に示すような感度領域VS全域における感度分布を作成する。
合成部２８は、作成した各コイルの感度分布の情報を、アンフォールド処理部２９に出力する。
【００４３】
アンフォールド処理部２９は、フーリエ変換部２４から送信されたSmall FOV画像DA１，DA２の画像データに対して合成部２８から送信されたコイルC１，C２の感度分布の情報を用いてアンフォールディング処理を施し、Full FOVの画像DVを生成する。
【００４４】
以下に、図５に沿ってさらに詳細に述べる。
まず、フーリエ変換部２４には、ブロック５１，５３に示すようなSmall FOV画像DA１，DA２の元となるローデータRA１，RA２が入力される。また、フーリエ変換部２４にはブロック５５，５７に示すようなコイルC１，C２のそれぞれに対応したキャリブレーションスキャンによるローデータRC１，RC２も入力される。
【００４５】
ブロック６０に示すように、フーリエ変換部２４は、入力されたローデータRA１，RA２，RC１，RC２に対してそれぞれ２次元フーリエ変換（２DFT）を施す。
ブロック６１，６２に示すように、ローデータRA１，RA２からはSmall FOV画像DA１，DA２の画像データA１，A２がそれぞれ生成される。また、ブロック６５，６７に示すように、ローデータRC１，RC２からはコイルC１，C２に対応したフィッティングを施す前の感度分布を表わす画像IC１，IC２の画像データがそれぞれ生成される。
前述のように、フーリエ変換部２４はフーリエ変換によりローデータから位相のデータおよび大きさのデータを取出す。したがって、ブロック６１，６２，６５，６７における画像DA１，DA２，IC１，IC２を生成するデータは、それぞれ位相のデータと大きさのデータを有する複素数のデータとなる。
【００４６】
ブロック７１，７５にそれぞれ示すように、画像IC１の複素数のデータのうち、大きさのデータをMC１、位相のデータをθC１とする。
また、ブロック７３，７７にそれぞれ示すように、画像IC２の複素数のデータのうち、大きさのデータをMC２、位相のデータをθC２とする。
【００４７】
図７は、位相のデータθC１およびθC２に対するフィッティング処理の概念をイメージとして捉えるための図である。
図７（a），（d）は、位相データθC１，θC２をそれぞれ用いて生成した、図３，４と同じXY平面に平行な断面における画像IθC１，IθC２をそれぞれ示している。
画像IθC１，IθC２におけるパターンDPC１，DPC２はそれぞれ、位相データθC１，θC２の分布をイメージとして表わすためのものである。
前述のように磁気共鳴信号は被検体４が存在する領域からのみ検出されるため、パターンDPC１，DPC２は被検体の画像IBに相当する領域にのみ現われる。
【００４８】
また、コイルC１，C２による検出信号には、MRI装置１００全体としての位相情報やボア１３１aにおける磁場の不均一等の外乱成分が混入する。画像IθC１，IθC２において、この外乱成分のイメージを、外乱成分パターンUMGとして描いている。外乱成分はコイルC１，C２の両方にほぼ等しく混入するため、外乱成分パターンUMGは画像IθC１，IθC２においてほぼ同じ位置に現われる。
【００４９】
本実施の形態においては、ブロック８３に示すように、コイルC１，C２の位相データθC１，θC２に対し、所定の一つの受信コイルの位相データとの差分を位相差分計算部２６によって計算し、ブロック９５，９７に示すように位相差分データθ''C１，θ''C２をそれぞれ算出する。
このとき、本実施の形態に係る位相差分計算部２６は、所定のオフセット値Cstを加えて位相差分データθ''C１，θ''C２を計算する。オフセット値Cstは、たとえば、所定の大きさの定数である。オフセット値Cstを加えることにより、重み付け等の処理が可能になる。
【００５０】
たとえば、コイルC１の位相データθC１を用いて位相差分データを計算する場合には、θ''C１＝θC１−θC１＋Cst＝Cstとなり、θ''C２＝θC２−θC１＋Cstとなる。
図７（b），（e）は、このようにして求めた位相差分データθ''C１，θ''C２を用いて生成した画像Iθ''C１，Iθ''C２をそれぞれ示している。画像Iθ''C１は、オフセット値Cstに基づく均一な画像が被検体画像IBの領域に分布しているように表示される。
また、画像Iθ''C２における被検体の画像IBの領域には、位相差分データθ''C２に基づくパターンDDPC２が現われる。
【００５１】
受信コイルがN個存在する場合には、N個の受信コイルのn番目（１≦n≦N）の受信コイルの位相差分データθ''nは、n番目のコイルの位相データθnと差分計算に用いるl番目のコイルの位相データθlとを用いて、θ''n＝θn−θl＋Cstと表わされる。lは位相の差分をN個の受信コイルについて計算するときには固定であるが、１からNの間で任意に選択することができる。
【００５２】
フィッティング処理部２７が、ブロック１００に示すように位相差分データθ''C１，θ''C２に対してそれぞれフィッティング処理を施す。
フィッティング処理部２７は、たとえば、以下に示す２次元多項式によって位相差分データθ''C１，θ''C２をフィッティングし、ブロック１０５，１０７に示すように位相データ分布θ’C１，θ’C２を得る。
【００５３】
【数１】
θ’n ＝An・x2＋Bn・y2＋Cn・x＋Dn・y＋En・xy＋Fn…（１）
【００５４】
上式（１）において、引き数n（１≦n≦N）はコイルC１，C２等のコイルを表わし、変数x，yは図７に示すような、画像のx座標、y座標をそれぞれ表わす。変数x，yの各次数の係数が、位相差分データによって一意に決まる。
【００５５】
図７（c）がコイルC１の位相データ分布θ’C１によって得られる画像Iθ’C１を表わしており、図７（f）がコイルC２の位相データ分布θ’C２によって得られる画像Iθ’C２を表わしている。
フィッティングにより、感度領域VS全体において位相データの分布を得ることができる。画像Iθ’C１においては位相差分データθ''C１が被検体画像IB以外の領域VTにも外挿され、感度領域VS全体にオフセット値Cstによる画像が均一に分布する画像となる。画像Iθ’C２は、図７（f）に示すように、パターンDDPC２が被検体画像IB以外の領域VTを含む感度領域VS全体に広がった画像となる。
【００５６】
以上のような手順により、位相のデータについてはフィッティング処理が終了し、コイルC１，C２の感度領域VS全体における分布を得ることができる。
大きさのデータについても同様に、以下に示すようにフィッティングして感度領域VS全体における分布を計算する。
【００５７】
コイルC１，C２がそれぞれ検出した磁気共鳴信号の大きさのデータMC１，MC２は、図５のブロック８１に示すように、規格化部２５によって規格化される。規格化後の大きさのデータMC１，MC２を、ブロック９１，９３に示すようにそれぞれ規格化データM''C１，M''C２とする。
【００５８】
図８は、規格化データM''C１，M''C２に対するフィッティング処理の概念をイメージとして捉えるための図である。
図８（a），（c）は、規格化データM''C１，M''C２をそれぞれ用いて生成した、図３，４，７と同じXY平面に平行な断面における画像IMC１，IMC２をそれぞれ示している。
画像IMC１，IMC２においては、規格化データM''C１，M''C２の分布を表わすイメージであるパターンDMC１，DMC２が、それぞれ被検体画像IBの領域にのみ現われる。
【００５９】
ブロック１００に示すように、フィッティング処理部２７は規格化データM''C１，M''C２にフィッティング処理を施す。
フィッティング処理部２７は、たとえば、以下に示す２次元多項式によって規格化データM''C１，M''C２をフィッティングし、ブロック１０１，１０３に示すように規格化データ分布M’C１，M’C２を得る。
【００６０】
【数２】
M’n ＝an・x2＋bn・y2＋cn・x＋dn・y＋en・xy＋fn…（２）
【００６１】
上式（２）における引き数nおよび変数x，yの意味は式（１）の場合と同じである。変数x，yの各次数の係数が、規格化データM''C１，M''C２によって一意に決まる。
【００６２】
図８（b）がコイルC１の規格化データ分布M’C１によって得られる画像IM’C１を表わしており、図８（d）がコイルC２の規格化データ分布M’C２によって得られる画像IM’C２を表わしている。
被検体画像IBにおける規格化データM''C１，M''C２の分布と規格化データ分布M’C１，M’C２は完全には一致しない場合もあるが、基本的には、画像IM’C１，IM’C２は図８（b），（d）に示すようにパターンDMC１，DMC２がそれぞれ感度領域VS全体に広がった画像となる。
【００６３】
以上により、コイルC１，C２のそれぞれについて感度領域VS全体における規格化データ分布と位相データ分布を得ることができる。
合成部２８は、ブロック１１１，１１３に示すように、下記式（３）により規格化データ分布M’C１と位相データ分布θ’C１とを合成してコイルC１の感度領域VS全体についての感度分布S１を生成し、規格化データ分布M’C２と位相データ分布θ’C２とを合成してコイルC２の感度分布S２を生成する。
【００６４】
【数３】
Sn＝M’n e-i θ’ n…（３）
【００６５】
式（３）におけるθ’nは式（１）を表わし、M’nは式（２）を表わす。また、引き数nはコイルC１，C２等のコイルを表わす。ここでは、n＝１のときコイルC１を表わし、n＝２のときコイルC２を表わす。受信コイルがたとえばN個存在する場合には、１≦n≦Nとなる。
また、図９（a），（b）は、感度分布S１，S２をイメージングした画像DS１，DS２をそれぞれ示している。画像DS１，DS２におけるパターンPS１，PS２は、コイルC１，C２の感度分布をそれぞれ示すパターンである。図９（a），（b）に示すように、フィッティングにより感度領域VS全体における各コイルの感度分布を入手することができる。
【００６６】
ブロック１２０に示すように、アンフォールド処理部２９は、画像データA１，A２および感度分布S１，S２を用いて、下記式（４）によりブロック１３０に示すようにFull FOV画像DVの画像データVを計算して生成する。
【００６７】
【数４】
【００６８】
上式（４）における引き数coilは複数の受信コイルのチャンネルを表わす。たとえば、本実施の形態においてはコイルC１またはコイルC２となる。したがって、たとえば、感度分布Sには上述の感度分布S１またはS２を、画像データAには画像データA１またはA２をそれぞれ当てはめる。
また、引き数pixelは折返りの引き数であり、リダクション要素Rに相当する。R＝２であればエンコーディング数を１／２に間引いてスキャンし、引き数pixelは２までとなる。
なお、式（４）におけるS* は感度分布Sの行列の随伴（conjugate transpose）行列である。
画像データVを用いることにより、図３および図４（b）に示すようなFull FOVの画像DVを生成することができる。
【００６９】
以上のように、本実施の形態においては、各受信コイルの受信信号の位相データについて、所定の一つのコイルの位相データとの差分を計算する。これにより、磁場不均一による位相特性やMRI装置全体の位相特性等の、各受信コイル特有の位相特性以外の外乱としての位相特性が相殺され、各受信コイルの位相特性を正確に入手することが可能になる。キャリブレーションスキャンにおいてグラディエントエコー法を用いる場合には磁場不均一の影響が大きいため、差分を計算することは特に効果的である。
また、位相データの差分についてフィッティングを施すため、フィッティングを容易に実行することができ、たとえば２次多項式等の比較的簡単な関数の形に位相データの分布を回帰させることができる。フィッティングにより、コイルの感度領域全体について位相特性を得ることができる。差分を計算したときにもコイル間における相対的位相関係は保持されるため、フォールディング処理に対する影響はない。
【００７０】
さらに、本実施の形態においては、位相データだけでなく大きさのデータについてもフィッティングを施し、フィッティング後の位相データと大きさのデータを用いて各受信コイルの感度分布を生成する。これにより、コイルの感度領域全体についての感度分布を得ることができる。位相については差分を計算することにより外乱の影響が取り除かれているため、感度分布の精度が向上する。
キャリブレーションスキャンと本スキャンとにおいて被検体４の位置がずれていたとしても、感度領域全体において感度分布を得ることができるため、アンフォールディング処理を確実に、かつ、ある程度の精度で実行することができる。その結果、被検体の位置ずれによるFull FOV画像の画質劣化を抑制可能になる。また、フィッティングにより滑らかな感度分布が得られるため、感度分布を表わす画像のノイズが減少し、感度分布画像からFull FOV画像へ伝播されるノイズが減少する。その結果、Full FOV画像のノイズが減少してS/N比が向上し、Full FOV画像の画質が向上する。
感度分布は画像処理部２３における比較的簡単な計算によって生成することができるため、本実施の形態に係るような感度領域全体において精度を向上可能な感度分布を得るためにMRI装置１００等のハードウェアに特別な変更を施す必要はない。
【００７１】
変形形態
位相差分計算部２６における差分計算に用いるl番目のコイルは、各コイルが受信する磁気共鳴信号の強度に基づいて選択するようにしてもよい。たとえば、最も強い磁気共鳴信号を検出したコイルを選択して使用する。または、１スキャンにおける検出信号の２次元積分を計算し、１スキャンにおける平均的な検出信号強度が最も高いコイルを選択して使用してもよい。
コイルの選択は、たとえば、入手したデータに基づいて位相差分計算部２６が自動的に判断する形態にすることによって実現することができる。もしくは、各コイルの受信信号の強度データを表示装置１４に表示させるようにし、表示されたデータに基づいてオペレータが指定するようにしてもよい。
信号強度が相対的に高いコイルを選択することによって、信号とノイズとの判別が明確となり、感度分布の精度を向上させることができる。
【００７２】
磁気共鳴信号の強度の代わりに、感度領域が最も広いコイルを選択するようにしてもよい。基本的に、感度領域はコイルにおける磁気共鳴信号を検出可能な検出面の面積に比例する。このため、差分に用いる受信コイルは、各受信コイルの形状に基づいて位相差分計算部２６に対して予め指定しておくことができる。
感度領域が最も広いコイルを基準とすることにより、位相データの差分の値を必ず計算することが可能になり、フィッティング処理およびアンフォールディング処理を確実に実行することができるようになる。
【００７３】
なお、上記実施の形態および図面に記載の内容は本発明を説明するための一例であり、上記実施の形態および図面に記載の形状や数値等の条件は特許請求の範囲内において適宜変更可能である。たとえば、上記実施の形態においては矩形状のコイルC１，C２を例に挙げて述べたが、受信コイルにはバードケージコイルやサドルコイル等の他のコイルを用いることも可能であり、受信コイルの数は３個以上でもよい。また、本発明は、図２に示すようなシリンドリカルタイプのマグネットアセンブリを有するMRI装置だけでなく、撮影空間の大部分が開放されている、いわゆるオープンタイプのマグネットアセンブリを有するMRI装置にも適用可能である。
さらに、たとえば、感度領域VSの全領域ではなく、所定の領域までフィッティングにより感度分布を計算するようにしてもよい。
【００７４】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、パラレルイメージングに用いるコイルの感度分布の精度を向上可能なコイルの感度分布作成方法を提供することができる。
また、本発明によれば、コイルの感度分布の精度向上に伴い、画質を向上させることが可能な磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置を提供することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態に係るMRI装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】図１に示すMRI装置に用いるマグネットアセンブリの一例の外観を示す斜視図である。
【図３】パラレルイメージング法の概略について述べるための図である。
【図４】コイルの感度分布について述べるための図である。
【図５】本発明の一実施の形態における感度分布作成、および作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影における処理の流れを示すブロック図である。
【図６】図１に示すMRI装置における計算機の画像処理部の機能ブロック図である。
【図７】位相のデータに対するフィッティング処理の概念について述べるための図である。
【図８】大きさのデータに対するフィッティング処理の概念について述べるための図である。
【図９】複数のコイルについて最終的に得られる感度分布を表わす図である。
【符号の説明】
１…マグネットアセンブリ
４…被検体
７…計算機
２１…制御部
２３…画像処理部
２４…フーリエ変換部
２５…規格化部
２６…位相差分計算部
２７…フィッティング処理部
２８…合成部
２９…アンフォールド処理部
１００…MRI（磁気共鳴撮影）装置
C１，C２…受信コイル
【発明の属する技術分野】
本発明は、コイルによって検出した被検体の被検部位からの磁気共鳴信号に基づいて被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影に関する。特定的には、本発明は磁気共鳴信号を間引いて検出して生成した折返し偽像の存在する画像から折返し偽像を取り除くために用いるコイルの感度分布の作成方法、この作成方法により作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）において、パラレルイメージング（Parallel Imaging）と呼ばれる撮影方法が知られている（たとえば、非特許文献１参照）。
パラレルイメージング法においては、位相方向のエンコードステップを間引いて被検体からの磁気共鳴信号を検出することにより撮影時間を短縮して撮影を行ない、撮影視野が狭まり折返り偽像（アーチファクト）が存在する画像を生成する。そして、複数のコイルの感度分布差に基づいて折返り偽像を取り除き、撮影視野が広がった画像を最終的に得る。
また、パラレルイメージング法を用いた磁気共鳴撮影装置も知られている（たとえば、特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−２４８０８９号公報
【非特許文献１】
ケー・ピー・プリュースマン（K.P.Pruessmann）, エム・ヴァイガー（M.Weiger）, エム・ビー・シャイデガー（M.B.Scheidegger）, ピー・ベージガー（P.Boesiger）, マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Magnetic Resonance in Medicine）,１９９９年，42, 952
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
パラレルイメージング法においては磁気共鳴信号を検出する複数のコイルの検出感度分布の差を用いて折返り偽像を除去する。検出感度分布を単に感度分布と言うこともあり、感度分布の差を単に感度分布差と言うこともある。しかしながら、コイルの感度分布を正確に、またコイルの感度領域において全体的に得ることは困難であった。このため、折返し偽像を取り除いて最終的に得られる画像の画質は、理論上得られる画質よりも低かった。
【０００５】
本発明の目的は、パラレルイメージングに用いるコイルの感度分布の精度を向上可能なコイルの感度分布作成方法を提供することにある。
また、コイルの感度分布の精度向上に伴い、画質を向上させることが可能な磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置を提供することも本発明の目的である。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るコイルの感度分布作成方法は、感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号を検出するコイルの感度分布を作成するコイルの感度分布作成方法であって、複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを入手するステップと、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分である位相差分データをそれぞれ算出するステップと、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出するステップとを含む。
【０００７】
本発明に係る磁気共鳴撮影方法は、コイルの感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号の位相方向のエンコードステップを間引いて得られる折返し偽像が存在する画像から、複数のコイルの前記感度領域における感度分布の差に基づいて前記折返し偽像を除去する磁気共鳴撮影方法であって、前記感度分布を、前記複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを入手するステップと、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分である位相差分データをそれぞれ算出するステップと、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出するステップとを含んで生成する。
【０００８】
本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、コイルの感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号を位相方向のエンコードステップを間引いて検出して生成した折返し偽像が存在する画像から、複数のコイルの前記感度領域における感度分布の差に基づいて前記折返し偽像を除去する磁気共鳴撮影装置であって、前記複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを算出して出力する分析部と、前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分を計算し位相差分データを出力する位相差分計算部と、前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出して出力するフィッティング処理部とを有する。
【０００９】
本発明においては、折返し偽像の除去に用いるコイルの感度分布を算出するために、コイルが被検体から検出した磁気共鳴信号を分析部により分析する。分析部は、複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した磁気共鳴信号を分析して磁気共鳴信号に関する位相のデータを算出する。位相差分計算部は、分析部が算出した各コイルに関する位相のデータと所定の一つのコイルに関する位相のデータとの差分を計算し、位相差分データを出力する。フィッティング処理部は、各コイルに関する位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、各コイルについて位相データ分布を算出する。フィッティング処理部は、各コイルの感度領域における被検体の領域と被検体の領域以外の領域とを含んで、各コイルの位相データ分布を計算する。
以上のようにして求められた位相データ分布を利用して、各コイルの感度分布が最終的に生成される。複数のコイルの感度領域における感度分布の差に基づいて、折返し偽像が除去される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
【００１１】
図１は本発明の一実施の形態に係る磁気共鳴撮影（MRI）装置の概略構成を示すブロック図であり、図２は図１に示すMRI装置に用いるマグネットアセンブリの一例の外観を示す斜視図である。
【００１２】
図１に示すように、本実施の形態に係るMRI装置１００は、マグネットアセンブリ１、主磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増幅器４、前置増幅器５、計算機７、シーケンス記憶回路８、ゲート変調回路９、RF発振回路１０、A/D変換器１１、位相検波器１２、操作コンソール１３、表示装置１４および記憶部３０を有する。
【００１３】
マグネットアセンブリ１とMRI装置１００のその他の構成要素とは、適宜離して配置される。
本実施の形態に係るマグネットアセンブリ１はいわゆるシリンドリカルタイプと呼ばれるものである。シリンドリカルタイプのマグネットアセンブリ１は、図２に示すように内部にボア（Bore）１３１aを有しており、このボア１３１aを取巻くように図示しない主磁場発生部、勾配磁場発生部および送信コイルを配置した構成を有している。
【００１４】
本実施の形態においては、図２に示すようにボア１３１aの形状を円筒形にしている。ボア１３１aは、その内部に撮影のために被検体４を収容し、ボア１３１aの内部が撮影空間となる。
被検体４は、テーブル１３３によって支持されたクレードル１３２上に載置される。クレードル１３２がテーブル１３３上においてボア１３１aの長手方向に沿ってボア１３１a側へ移動することによって、被検体４がボア１３１aの内部に収容される。
以下では、円筒形のボア１３１aの長手方向に沿う方向をZ方向とする。また、Z方向に直交する水平方向をX方向、鉛直方向をY方向とする。
【００１５】
主磁場発生部は、たとえば、常電導磁石を用いて構成する。主磁場発生部は主磁場電源２に接続され、主磁場電源２からの供給電流に応じた磁界強度の均一な主磁場をボア１３１a内に形成する。
主磁場発生部が形成する主磁場は、被検体４の撮影中常に磁界強度が一定でボア１３１内において均一となるように保たれるため、静磁場とも呼ばれる。なお、マグネットアセンブリ１における静磁場の方向はZ方向に沿う方向である。
【００１６】
主磁場発生部は、常電導磁石の他に超伝導磁石や永久磁石等の他の磁石を用いて構成することもできる。永久磁石を用いる場合には主磁場電源２は必要ない。
【００１７】
勾配磁場発生部は、後述する受信コイルC１，C２が検出する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために３系統のコイルを有する。
勾配磁場発生部は勾配磁場駆動回路３に接続され、勾配磁場駆動回路３からの駆動信号に応じた勾配磁場を発生する。
【００１８】
送信コイルは、静磁場および勾配磁場が印加される被検体４の被検部位に対して回転磁場を印加するためのものである。回転磁場は、被検部位の原子核のスピンをその中心軸を傾けて回転させるためのRF（Radio Frequency）帯の磁場である。送信コイルはRF電力増幅器４に接続され、RF電力増幅器４から供給される電力に応じた回転磁場を被検部位に印加する。
【００１９】
また、MRI装置１００は、静磁場および勾配磁場中の被検部位への回転磁場の印加によるエコーとして発生する被検部位からの磁気共鳴信号を検出するための受信コイルを有する。受信コイルとしては、たとえば、被検体４の頭部や腹部や肩等の被検部位を部分的に覆うような専用のコイルを用いる。
図２においては、受信コイルの一例として、XZ平面に平行に対向配置してフェーズドアレイ化した矩形状のコイルC１，C２を挙げている。コイルC１とコイルC２との間に被検体４が挟まれる。
受信コイルC１，C２はそれぞれ前置増幅器５に接続され、受信コイルC１，C２が検出した磁気共鳴信号が、前置増幅器５によって増幅される。
【００２０】
シーケンス記憶回路８は、勾配磁場駆動回路３と、ゲート変調回路９と、A/D変換器１１と、計算機７の後述する制御部２１とに接続されている。
ゲート変調回路９は、RF電力増幅器４とRF発振回路１０とにさらに接続されている。RF発振回路１０は、前記増幅器５およびA/D変換器１１に接続される位相検波器１２にさらに接続される。
【００２１】
シーケンス記憶回路８は、制御部２１が生成した磁気共鳴画像取得のためのパルスシーケンスを記憶し、制御部２１から撮影指令信号が入力されたときには記憶したパルスシーケンスに応じて勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１を駆動制御する。
【００２２】
勾配磁場駆動回路３は、シーケンス記憶回路８からの制御に応じて、所定のパルス波形で勾配磁場発生部を駆動する駆動信号を勾配磁場発生部に出力する。
RF発振回路１０は、所定周波数のRF信号を生成してゲート変調回路９および位相検波器１２に出力する。ゲート変調回路９は、シーケンス記憶回路８からの制御に基づいて所定のタイミングでRF発振回路１０からのRF信号を変調し、所定の波形のRF励起パルス信号を、RF電力増幅器４を介して送信コイルに印加する。
【００２３】
位相検波器１２は、RF発振回路１０から出力されるRF信号を参照信号とし、前置増幅器５からの出力信号（受信コイルC１，C２によって検出され、前置増幅器５により増幅された磁気共鳴信号）を位相検波したのちにA/D変換器１１に出力する。A/D変換器１１は、シーケンス記憶回路８からの制御に基づいて、位相検波器１２による位相検波後のアナログ信号をデジタル信号に変換し、計算機７の画像処理部２３に出力する。A/D変換器１１から画像処理部２３に出力されるデジタル信号のデータを、ローデータ（Raw Data）と呼ぶ。
【００２４】
計算機７は、図１に示すように構成要素として制御部２１と画像処理部２３と記憶部３０とを有する。制御部２１および画像処理部２３はそれぞれ異なるハードウェアを用いて実現してもよいし、１つのハードウェアを兼用させてもよい。
A/D変換器１１に接続される画像処理部２３が制御部２１に接続される。
また、制御部２１および画像処理部２３は、たとえばRAM（Random Access Memory）やハードディスクドライブによって実現される記憶部３０に適宜アクセス可能になっている。
さらに、制御部２１には、たとえばキーボードやマウスによって実現され、オペレータの操作に応じた信号を制御部２１に出力するための操作コンソール１３と、テレビモニター等の表示装置１４とが接続される。
【００２５】
画像処理部２３は、A/D変換器１１から送信されたデジタルデータに対して以下に詳述するパラレルイメージング法のアンフォールディング（Unfolding）処理を施し、折返し偽像（アーチファクト）の無い磁気共鳴画像を生成する。画像処理部２３が生成した磁気共鳴画像は記憶部３０に記憶することが可能である。
【００２６】
制御部２１は、操作コンソール１３を介してオペレータから指令が入力されたときには、パラレルイメージング法によって磁気共鳴画像を取得するように勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１の駆動状態を規定するパルスシーケンスを生成し、シーケンス記憶回路８に送信する。
なお、パルスシーケンスは、勾配磁場駆動回路３、ゲート変調回路９およびA/D変換器１１に対する駆動パルス信号の波形のデータを意味する。
また、制御部２１は、画像処理部２３が生成した画像および記憶部３０に記憶させていた画像を適宜表示装置１４に表示させる。
【００２７】
ここで、パラレルイメージング法について、図３を参照しながら簡単に述べる。なお、パラレルイメージング法はSENSE（Sensitivity Encoding）法とも呼ばれ、その詳細は、たとえば、前出の非特許文献１に記載されている。
図３には、フェーズドアレイ化した２個のコイルC１，C２をそれぞれ用いて２枚の断層像を撮影し、この２枚の断層像とコイルC１，C２のそれぞれの感度分布を用いて１枚の最終的な断層像を生成する例を挙げている。
【００２８】
１）パラレルイメージング法を適用した撮影においては、まず、最終的に得たい画像DVの撮影視野（Field of View：FOV）の大きさを決める。このとき定めた大きさのFOVをFull FOVと呼ぶ。図３においては、Y方向においてFOVの大きさを決めた例を挙げている。図３に示す矩形状の画像DVはY方向におけるFull FOV画像となる。FOVの大きさは操作コンソール１３を介して制御部２１に入力する。
なお、図３に示すX，Y，Zの各方向は、図２におけるX，Y，Z方向に対応しており、以下ではXY平面に平行な断層像の撮影を例として挙げる。また、X方向が磁気共鳴信号の位置情報を規定する方向のうちの周波数エンコーディング方向、Y方向が位相エンコーディング方向、Z方向がスライス方向とする。これらの３方向は、前述の勾配磁場発生部の３系統のコイルの各コイルが発生する勾配磁場の方向に対応している。
【００２９】
２）FOVを規定した後には、２個の受信コイルC１，C２をそれぞれ用いて、各コイルC１，C２の感度分布を入手するための撮影を行なう。受信コイルの感度分布を得るための撮影を、キャリブレーションスキャンと言う。
キャリブレーションスキャンにおいては、位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引かずにスキャンを行なう。
制御部は、キャリブレーションスキャンのためのパルスシーケンスを生成してシーケンス記憶回路８に送信し、キャリブレーションスキャンを実行させる。
【００３０】
図３に示す画像DS１およびDS２は、コイルC１，C２の感度分布を示すために、XY平面に平行な断面において楕円形のファントムを撮影したときの画像である。キャリブレーションスキャンにおいてはエンコードステップを間引かずに撮影するため、画像DS１およびDS２はFull FOV画像となる。画像DS１およびDS２において、白く表示されている領域ほどコイルC１，C２の感度が高く、検出した磁気共鳴信号の強度が高いことを示している。
矩形状のコイルC１，C２はXZ平面に平行に配置される。図３に示すY１側に配置されるコイルC１を用いて撮影された画像DS１においてはY１側の信号強度が高く、Y２側に配置されるコイルC２を用いて撮影された画像DS２においてはY２側の信号強度が高いことが分かる。
このように、２個のコイルC１，C２の感度分布には差が存在する。
【００３１】
３）キャリブレーションスキャンの終了後に、コイルC１，C２を用いて位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引きながら、１）のステップの断面と同じ断面において撮影を行なう。この撮影を本スキャンという。
本スキャンのためのパルスシーケンスとしては、たとえば、エコープラナーイメージング（Echo Planar Imaging：EPI）法やスピンエコー法等の各種パルスシーケンスを適宜用いることができる。制御部２１は、オペレータから指定された本スキャンのためのパルスシーケンスを生成してシーケンス記憶回路８に送信し、実行させる。
図３に示す画像DA１がコイルC１を用いて得られた本スキャンの画像であり、画像DA２がコイルC２を用いて得られた本スキャンの画像である。本スキャンにおいて得られる画像DA１，DA２のFOVは、エンコードステップを間引くことに起因して位相エンコーディング方向に小さくなっている。このFOVを、Small FOVと呼ぶ。
【００３２】
図３においては、一例として位相エンコードステップを１／２に間引く例を挙げる。位相エンコードステップ数を１／２にしたときには、Small FOVの大きさはFull FOVの大きさの１／２になる。また、本スキャンのスキャン時間は、エンコードステップを間引かない時の１／２になる。
Small FOVの画像には、エンコードステップを間引くことに起因する折返し偽像が存在する。たとえば、画像DA１，DA２に示すように、被検体の領域のうちSmall FOVの領域をはみ出た部分が、折返された偽像Afとなり被検体の画像IB上に重なって表示される。
【００３３】
４）Small FOVの画像DA１，DA２に対して２）のステップにおいて得られたコイルC１，C２のそれぞれの感度分布を用いてアンフォールディング処理を施し、折返し偽像の無いFull FOVの画像DVを得る。これにより、エンコードステップを１／２に間引いたときには、半分のスキャン時間（撮影）でFull FOV画像DVを得ることができる。
画像処理部２３によって実行されるアンフォールディング処理の内容については後述する。
【００３４】
上述のように、パラレルイメージング法においてはコイルC１，C２の感度分布差を利用してSmall FOV画像から折返し偽像を取り除く。
図４は、Small FOV画像DA１，DA２とFull FOV画像DVとを用いて、コイルの感度分布について述べるための図であり、（a）がSmall FOV画像DA１，DA２を、（b）がFull FOV画像DVをそれぞれ示している。
【００３５】
たとえば、図４（a）の画像DA１，DA２におけるピクセルPX１をアンフォールディング処理することを考える。画像DA１，DA２にはSmall FOVの領域外の被検体の画像が折返されて存在しているため、ピクセルPX１をアンフォールディング処理するためには、Full FOV画像におけるピクセルPX２とピクセルPX３の情報が必要となる。
コイルC１，C２が画像を生成可能な感度領域VSのうち、被検体が存在する領域に相当する画像IB内のピクセルPX３については、被検体４から磁気共鳴信号を入手することが可能なためコイルC１，C２の感度を特定することができる。しかしながら、画像IBの領域以外の領域VT、すなわちキャリブレーションスキャンにおいて被検体４が存在していなかった領域のピクセルPX２については、被検体４が存在していなかったためピクセルPX２に対応する位置からの磁気共鳴信号を検出できなかったことになる。このため、ピクセルPX２におけるコイルC１，C２の感度を直接的に特定することはできず、ノイズを用いてコイルC１，C２の感度分布を作成することになる。
【００３６】
したがって、本実施の形態においては、コイルC１，C２の検出信号に基づいてフィッティング（fitting）処理を行ない、感度領域VS全体における感度分布を作成する。
図５は、本実施の形態における感度分布作成、および作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影における処理の流れを示すブロック図である。
また、図６は、図１に示すMRI装置１００における計算機７の画像処理部２３の機能ブロック図である。
【００３７】
図６に示すように、画像処理部２３は、フーリエ変換部２４と、規格化部２５と、位相差分計算部２６と、フィッティング処理部２７と、合成部２８と、アンフォールド処理部２９とを有する。
本発明における分析部の一実施態様がフーリエ変換部２４に相当する。
【００３８】
本実施の形態においては、受信コイルC１，C２によるキャリブレーションスキャンの検出信号に基づくローデータを分析して、ローデータから検出信号の位相のデータと大きさ（magnitude）のデータとを取出す。ローデータの分析の一手法として、フーリエ変換部２４はA/D変換器１１から入力されたローデータをフーリエ変換し、位相のデータと大きさのデータを算出する。
フーリエ変換部２４は、算出した位相のデータは位相差分計算部２６に出力し、大きさのデータは規格化部２５に出力する。
また、フーリエ変換部２４は、本スキャンによるローデータにフーリエ変換を施し、図３に示すようなSmall FOVの画像DA１，DA２の画像データを生成し、アンフォールド処理部２９に出力する。
【００３９】
位相差分計算部２６は、フーリエ変換部２４から入力された、受信コイル毎の位相のデータに対し、所定の一つの受信コイルから得られた位相データとの差分を計算する。
たとえば、コイルC１，C２のそれぞれの位相のデータに対して、コイルC１の位相のデータとの差分を計算する。
位相差分計算部２６は、計算により得られた位相差分データをフィッティング処理部２７に出力する。
【００４０】
規格化部２５は、フーリエ変換部２４から入力された受信コイル毎の検出信号の大きさのデータに対し、コイル毎の特性の差を解消するための規格化（normalizing）を施す。規格化部２５は、規格化後の規格化データをフィッティング処理部２７に出力する。
本発明における大きさ処理データの一実施態様が規格化データである。
【００４１】
フィッティング処理部２７は、位相差分計算部２６および規格化部２５からそれぞれ入力された受信コイル毎の位相差分データおよび規格化データにそれぞれフィッティング処理を施し、各受信コイルの感度領域全体における位相差分データ分布および規格化データ分布を算出する。
フィッティング処理部２７は、算出した位相差分データ分布および規格化データ分布の情報を合成部２８に出力する。
【００４２】
合成部２８は、フィッティング処理部２７から入力された位相差分データ分布および規格化データ分布の情報を合成し、コイルC１，C２ごとに図４（b）に示すような感度領域VS全域における感度分布を作成する。
合成部２８は、作成した各コイルの感度分布の情報を、アンフォールド処理部２９に出力する。
【００４３】
アンフォールド処理部２９は、フーリエ変換部２４から送信されたSmall FOV画像DA１，DA２の画像データに対して合成部２８から送信されたコイルC１，C２の感度分布の情報を用いてアンフォールディング処理を施し、Full FOVの画像DVを生成する。
【００４４】
以下に、図５に沿ってさらに詳細に述べる。
まず、フーリエ変換部２４には、ブロック５１，５３に示すようなSmall FOV画像DA１，DA２の元となるローデータRA１，RA２が入力される。また、フーリエ変換部２４にはブロック５５，５７に示すようなコイルC１，C２のそれぞれに対応したキャリブレーションスキャンによるローデータRC１，RC２も入力される。
【００４５】
ブロック６０に示すように、フーリエ変換部２４は、入力されたローデータRA１，RA２，RC１，RC２に対してそれぞれ２次元フーリエ変換（２DFT）を施す。
ブロック６１，６２に示すように、ローデータRA１，RA２からはSmall FOV画像DA１，DA２の画像データA１，A２がそれぞれ生成される。また、ブロック６５，６７に示すように、ローデータRC１，RC２からはコイルC１，C２に対応したフィッティングを施す前の感度分布を表わす画像IC１，IC２の画像データがそれぞれ生成される。
前述のように、フーリエ変換部２４はフーリエ変換によりローデータから位相のデータおよび大きさのデータを取出す。したがって、ブロック６１，６２，６５，６７における画像DA１，DA２，IC１，IC２を生成するデータは、それぞれ位相のデータと大きさのデータを有する複素数のデータとなる。
【００４６】
ブロック７１，７５にそれぞれ示すように、画像IC１の複素数のデータのうち、大きさのデータをMC１、位相のデータをθC１とする。
また、ブロック７３，７７にそれぞれ示すように、画像IC２の複素数のデータのうち、大きさのデータをMC２、位相のデータをθC２とする。
【００４７】
図７は、位相のデータθC１およびθC２に対するフィッティング処理の概念をイメージとして捉えるための図である。
図７（a），（d）は、位相データθC１，θC２をそれぞれ用いて生成した、図３，４と同じXY平面に平行な断面における画像IθC１，IθC２をそれぞれ示している。
画像IθC１，IθC２におけるパターンDPC１，DPC２はそれぞれ、位相データθC１，θC２の分布をイメージとして表わすためのものである。
前述のように磁気共鳴信号は被検体４が存在する領域からのみ検出されるため、パターンDPC１，DPC２は被検体の画像IBに相当する領域にのみ現われる。
【００４８】
また、コイルC１，C２による検出信号には、MRI装置１００全体としての位相情報やボア１３１aにおける磁場の不均一等の外乱成分が混入する。画像IθC１，IθC２において、この外乱成分のイメージを、外乱成分パターンUMGとして描いている。外乱成分はコイルC１，C２の両方にほぼ等しく混入するため、外乱成分パターンUMGは画像IθC１，IθC２においてほぼ同じ位置に現われる。
【００４９】
本実施の形態においては、ブロック８３に示すように、コイルC１，C２の位相データθC１，θC２に対し、所定の一つの受信コイルの位相データとの差分を位相差分計算部２６によって計算し、ブロック９５，９７に示すように位相差分データθ''C１，θ''C２をそれぞれ算出する。
このとき、本実施の形態に係る位相差分計算部２６は、所定のオフセット値Cstを加えて位相差分データθ''C１，θ''C２を計算する。オフセット値Cstは、たとえば、所定の大きさの定数である。オフセット値Cstを加えることにより、重み付け等の処理が可能になる。
【００５０】
たとえば、コイルC１の位相データθC１を用いて位相差分データを計算する場合には、θ''C１＝θC１−θC１＋Cst＝Cstとなり、θ''C２＝θC２−θC１＋Cstとなる。
図７（b），（e）は、このようにして求めた位相差分データθ''C１，θ''C２を用いて生成した画像Iθ''C１，Iθ''C２をそれぞれ示している。画像Iθ''C１は、オフセット値Cstに基づく均一な画像が被検体画像IBの領域に分布しているように表示される。
また、画像Iθ''C２における被検体の画像IBの領域には、位相差分データθ''C２に基づくパターンDDPC２が現われる。
【００５１】
受信コイルがN個存在する場合には、N個の受信コイルのn番目（１≦n≦N）の受信コイルの位相差分データθ''nは、n番目のコイルの位相データθnと差分計算に用いるl番目のコイルの位相データθlとを用いて、θ''n＝θn−θl＋Cstと表わされる。lは位相の差分をN個の受信コイルについて計算するときには固定であるが、１からNの間で任意に選択することができる。
【００５２】
フィッティング処理部２７が、ブロック１００に示すように位相差分データθ''C１，θ''C２に対してそれぞれフィッティング処理を施す。
フィッティング処理部２７は、たとえば、以下に示す２次元多項式によって位相差分データθ''C１，θ''C２をフィッティングし、ブロック１０５，１０７に示すように位相データ分布θ’C１，θ’C２を得る。
【００５３】
【数１】
θ’n ＝An・x2＋Bn・y2＋Cn・x＋Dn・y＋En・xy＋Fn…（１）
【００５４】
上式（１）において、引き数n（１≦n≦N）はコイルC１，C２等のコイルを表わし、変数x，yは図７に示すような、画像のx座標、y座標をそれぞれ表わす。変数x，yの各次数の係数が、位相差分データによって一意に決まる。
【００５５】
図７（c）がコイルC１の位相データ分布θ’C１によって得られる画像Iθ’C１を表わしており、図７（f）がコイルC２の位相データ分布θ’C２によって得られる画像Iθ’C２を表わしている。
フィッティングにより、感度領域VS全体において位相データの分布を得ることができる。画像Iθ’C１においては位相差分データθ''C１が被検体画像IB以外の領域VTにも外挿され、感度領域VS全体にオフセット値Cstによる画像が均一に分布する画像となる。画像Iθ’C２は、図７（f）に示すように、パターンDDPC２が被検体画像IB以外の領域VTを含む感度領域VS全体に広がった画像となる。
【００５６】
以上のような手順により、位相のデータについてはフィッティング処理が終了し、コイルC１，C２の感度領域VS全体における分布を得ることができる。
大きさのデータについても同様に、以下に示すようにフィッティングして感度領域VS全体における分布を計算する。
【００５７】
コイルC１，C２がそれぞれ検出した磁気共鳴信号の大きさのデータMC１，MC２は、図５のブロック８１に示すように、規格化部２５によって規格化される。規格化後の大きさのデータMC１，MC２を、ブロック９１，９３に示すようにそれぞれ規格化データM''C１，M''C２とする。
【００５８】
図８は、規格化データM''C１，M''C２に対するフィッティング処理の概念をイメージとして捉えるための図である。
図８（a），（c）は、規格化データM''C１，M''C２をそれぞれ用いて生成した、図３，４，７と同じXY平面に平行な断面における画像IMC１，IMC２をそれぞれ示している。
画像IMC１，IMC２においては、規格化データM''C１，M''C２の分布を表わすイメージであるパターンDMC１，DMC２が、それぞれ被検体画像IBの領域にのみ現われる。
【００５９】
ブロック１００に示すように、フィッティング処理部２７は規格化データM''C１，M''C２にフィッティング処理を施す。
フィッティング処理部２７は、たとえば、以下に示す２次元多項式によって規格化データM''C１，M''C２をフィッティングし、ブロック１０１，１０３に示すように規格化データ分布M’C１，M’C２を得る。
【００６０】
【数２】
M’n ＝an・x2＋bn・y2＋cn・x＋dn・y＋en・xy＋fn…（２）
【００６１】
上式（２）における引き数nおよび変数x，yの意味は式（１）の場合と同じである。変数x，yの各次数の係数が、規格化データM''C１，M''C２によって一意に決まる。
【００６２】
図８（b）がコイルC１の規格化データ分布M’C１によって得られる画像IM’C１を表わしており、図８（d）がコイルC２の規格化データ分布M’C２によって得られる画像IM’C２を表わしている。
被検体画像IBにおける規格化データM''C１，M''C２の分布と規格化データ分布M’C１，M’C２は完全には一致しない場合もあるが、基本的には、画像IM’C１，IM’C２は図８（b），（d）に示すようにパターンDMC１，DMC２がそれぞれ感度領域VS全体に広がった画像となる。
【００６３】
以上により、コイルC１，C２のそれぞれについて感度領域VS全体における規格化データ分布と位相データ分布を得ることができる。
合成部２８は、ブロック１１１，１１３に示すように、下記式（３）により規格化データ分布M’C１と位相データ分布θ’C１とを合成してコイルC１の感度領域VS全体についての感度分布S１を生成し、規格化データ分布M’C２と位相データ分布θ’C２とを合成してコイルC２の感度分布S２を生成する。
【００６４】
【数３】
Sn＝M’n e-i θ’ n…（３）
【００６５】
式（３）におけるθ’nは式（１）を表わし、M’nは式（２）を表わす。また、引き数nはコイルC１，C２等のコイルを表わす。ここでは、n＝１のときコイルC１を表わし、n＝２のときコイルC２を表わす。受信コイルがたとえばN個存在する場合には、１≦n≦Nとなる。
また、図９（a），（b）は、感度分布S１，S２をイメージングした画像DS１，DS２をそれぞれ示している。画像DS１，DS２におけるパターンPS１，PS２は、コイルC１，C２の感度分布をそれぞれ示すパターンである。図９（a），（b）に示すように、フィッティングにより感度領域VS全体における各コイルの感度分布を入手することができる。
【００６６】
ブロック１２０に示すように、アンフォールド処理部２９は、画像データA１，A２および感度分布S１，S２を用いて、下記式（４）によりブロック１３０に示すようにFull FOV画像DVの画像データVを計算して生成する。
【００６７】
【数４】
上式（４）における引き数coilは複数の受信コイルのチャンネルを表わす。たとえば、本実施の形態においてはコイルC１またはコイルC２となる。したがって、たとえば、感度分布Sには上述の感度分布S１またはS２を、画像データAには画像データA１またはA２をそれぞれ当てはめる。
また、引き数pixelは折返りの引き数であり、リダクション要素Rに相当する。R＝２であればエンコーディング数を１／２に間引いてスキャンし、引き数pixelは２までとなる。
なお、式（４）におけるS* は感度分布Sの行列の随伴（conjugate transpose）行列である。
画像データVを用いることにより、図３および図４（b）に示すようなFull FOVの画像DVを生成することができる。
【００６９】
以上のように、本実施の形態においては、各受信コイルの受信信号の位相データについて、所定の一つのコイルの位相データとの差分を計算する。これにより、磁場不均一による位相特性やMRI装置全体の位相特性等の、各受信コイル特有の位相特性以外の外乱としての位相特性が相殺され、各受信コイルの位相特性を正確に入手することが可能になる。キャリブレーションスキャンにおいてグラディエントエコー法を用いる場合には磁場不均一の影響が大きいため、差分を計算することは特に効果的である。
また、位相データの差分についてフィッティングを施すため、フィッティングを容易に実行することができ、たとえば２次多項式等の比較的簡単な関数の形に位相データの分布を回帰させることができる。フィッティングにより、コイルの感度領域全体について位相特性を得ることができる。差分を計算したときにもコイル間における相対的位相関係は保持されるため、フォールディング処理に対する影響はない。
【００７０】
さらに、本実施の形態においては、位相データだけでなく大きさのデータについてもフィッティングを施し、フィッティング後の位相データと大きさのデータを用いて各受信コイルの感度分布を生成する。これにより、コイルの感度領域全体についての感度分布を得ることができる。位相については差分を計算することにより外乱の影響が取り除かれているため、感度分布の精度が向上する。
キャリブレーションスキャンと本スキャンとにおいて被検体４の位置がずれていたとしても、感度領域全体において感度分布を得ることができるため、アンフォールディング処理を確実に、かつ、ある程度の精度で実行することができる。その結果、被検体の位置ずれによるFull FOV画像の画質劣化を抑制可能になる。また、フィッティングにより滑らかな感度分布が得られるため、感度分布を表わす画像のノイズが減少し、感度分布画像からFull FOV画像へ伝播されるノイズが減少する。その結果、Full FOV画像のノイズが減少してS/N比が向上し、Full FOV画像の画質が向上する。
感度分布は画像処理部２３における比較的簡単な計算によって生成することができるため、本実施の形態に係るような感度領域全体において精度を向上可能な感度分布を得るためにMRI装置１００等のハードウェアに特別な変更を施す必要はない。
【００７１】
変形形態
位相差分計算部２６における差分計算に用いるl番目のコイルは、各コイルが受信する磁気共鳴信号の強度に基づいて選択するようにしてもよい。たとえば、最も強い磁気共鳴信号を検出したコイルを選択して使用する。または、１スキャンにおける検出信号の２次元積分を計算し、１スキャンにおける平均的な検出信号強度が最も高いコイルを選択して使用してもよい。
コイルの選択は、たとえば、入手したデータに基づいて位相差分計算部２６が自動的に判断する形態にすることによって実現することができる。もしくは、各コイルの受信信号の強度データを表示装置１４に表示させるようにし、表示されたデータに基づいてオペレータが指定するようにしてもよい。
信号強度が相対的に高いコイルを選択することによって、信号とノイズとの判別が明確となり、感度分布の精度を向上させることができる。
【００７２】
磁気共鳴信号の強度の代わりに、感度領域が最も広いコイルを選択するようにしてもよい。基本的に、感度領域はコイルにおける磁気共鳴信号を検出可能な検出面の面積に比例する。このため、差分に用いる受信コイルは、各受信コイルの形状に基づいて位相差分計算部２６に対して予め指定しておくことができる。
感度領域が最も広いコイルを基準とすることにより、位相データの差分の値を必ず計算することが可能になり、フィッティング処理およびアンフォールディング処理を確実に実行することができるようになる。
【００７３】
なお、上記実施の形態および図面に記載の内容は本発明を説明するための一例であり、上記実施の形態および図面に記載の形状や数値等の条件は特許請求の範囲内において適宜変更可能である。たとえば、上記実施の形態においては矩形状のコイルC１，C２を例に挙げて述べたが、受信コイルにはバードケージコイルやサドルコイル等の他のコイルを用いることも可能であり、受信コイルの数は３個以上でもよい。また、本発明は、図２に示すようなシリンドリカルタイプのマグネットアセンブリを有するMRI装置だけでなく、撮影空間の大部分が開放されている、いわゆるオープンタイプのマグネットアセンブリを有するMRI装置にも適用可能である。
さらに、たとえば、感度領域VSの全領域ではなく、所定の領域までフィッティングにより感度分布を計算するようにしてもよい。
【００７４】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、パラレルイメージングに用いるコイルの感度分布の精度を向上可能なコイルの感度分布作成方法を提供することができる。
また、本発明によれば、コイルの感度分布の精度向上に伴い、画質を向上させることが可能な磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置を提供することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態に係るMRI装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】図１に示すMRI装置に用いるマグネットアセンブリの一例の外観を示す斜視図である。
【図３】パラレルイメージング法の概略について述べるための図である。
【図４】コイルの感度分布について述べるための図である。
【図５】本発明の一実施の形態における感度分布作成、および作成した感度分布を用いた磁気共鳴撮影における処理の流れを示すブロック図である。
【図６】図１に示すMRI装置における計算機の画像処理部の機能ブロック図である。
【図７】位相のデータに対するフィッティング処理の概念について述べるための図である。
【図８】大きさのデータに対するフィッティング処理の概念について述べるための図である。
【図９】複数のコイルについて最終的に得られる感度分布を表わす図である。
【符号の説明】
１…マグネットアセンブリ
４…被検体
７…計算機
２１…制御部
２３…画像処理部
２４…フーリエ変換部
２５…規格化部
２６…位相差分計算部
２７…フィッティング処理部
２８…合成部
２９…アンフォールド処理部
１００…MRI（磁気共鳴撮影）装置
C１，C２…受信コイル
Claims (5)
- コイルの感度領域内の被検体からの磁気共鳴信号を位相方向のエンコードステップを間引いて検出して生成した折返し偽像が存在する画像から、複数のコイルの前記感度領域における感度分布の差に基づいて前記折返し偽像を除去する磁気共鳴撮影装置であって、
前記複数のコイルのそれぞれについて、各コイルが検出した前記磁気共鳴信号を分析して位相のデータを算出して出力する分析部と、
前記複数のコイルのそれぞれについて、当該コイルから得られる前記位相のデータと所定の一つのコイルから得られる前記位相のデータとの差分を計算し位相差分データを出力する位相差分計算部と、
前記位相差分データに基づいてフィッティング処理を施し、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の位相データ分布を算出して出力するフィッティング処理部と
を有する磁気共鳴撮影装置。 - 前記分析部は、前記磁気共鳴信号の分析において前記位相のデータに加えて大きさのデータを算出して出力し、
前記フィッティング処理部は、前記位相差分データのフィッティングに加えて前記分析部からの前記大きさのデータに基づく大きさ処理データをフィッティングし、それぞれの前記コイルについて、前記被検体の領域と当該被検体の領域以外の領域とを含んで前記感度領域の大きさ処理データ分布を算出し、
前記フィッティング処理部からの前記位相データ分布と前記大きさ処理データ分布とを合成して複数の前記コイルのそれぞれについて前記感度分布を作成する合成部をさらに有する
請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置。 - 前記位相差分計算部は、前記複数のコイルのそれぞれの前記位相差分データに、所定のオフセット値を加える
請求項１または２に記載の磁気共鳴撮影装置。 - 前記位相差分計算部は、全ての前記コイルのうちから検出する前記磁気共鳴信号の強度に基づいて選択された前記所定の一つのコイルからの前記位相のデータを用いて前記位相差分データを計算する
請求項１〜３のいずれかに記載の磁気共鳴撮影装置。 - 前記位相差分計算部は、全ての前記コイルのうち前記感度領域が最も広いコイルを前記所定の一つのコイルとして前記位相差分データを計算する
請求項１〜３のいずれかに記載の磁気共鳴撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003143742A JP4262518B2 (ja) | 2003-05-21 | 2003-05-21 | 磁気共鳴撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003143742A JP4262518B2 (ja) | 2003-05-21 | 2003-05-21 | 磁気共鳴撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2004344327A JP2004344327A (ja) | 2004-12-09 |
| JP4262518B2 true JP4262518B2 (ja) | 2009-05-13 |
Family
ID=33531428
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003143742A Expired - Fee Related JP4262518B2 (ja) | 2003-05-21 | 2003-05-21 | 磁気共鳴撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4262518B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2762071B1 (en) * | 2011-09-28 | 2021-03-24 | National University Corporation Kumamoto University | Image analysis device, image analysis method, and image analysis programme |
| JP7150415B2 (ja) * | 2017-04-27 | 2022-10-11 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器 |
| KR102001874B1 (ko) * | 2018-01-05 | 2019-07-19 | 한국과학기술원 | 고정 rf 코일과 자유이동 rf 코일의 조합을 이용하여 mri 이미지의 snr을 실시간으로 향상하는 방법 및 이를 이용한 mri 데이터 처리장치 |
-
2003
- 2003-05-21 JP JP2003143742A patent/JP4262518B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2004344327A (ja) | 2004-12-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9396562B2 (en) | MRI reconstruction with incoherent sampling and redundant haar wavelets | |
| US9482732B2 (en) | MRI reconstruction with motion-dependent regularization | |
| US8664953B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus setting field-of-view (FOV) based on patient size and region of interest (ROI) | |
| US8754645B2 (en) | Method for spatially resolved determination of an MR parameter | |
| US10031201B2 (en) | Method and apparatus for magnetic resonance imaging | |
| JP2007244848A (ja) | データ補正装置、データ補正方法、磁気共鳴イメージング装置およびｘ線ｃｔ装置 | |
| JP2015039635A (ja) | 種々の形式のシムコイルを使用する磁気共鳴トモグラフィシステムの特に患者に適応した静磁場均一化方法 | |
| US10444314B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method for acquiring under-sampled MR signal | |
| JP2017070386A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び画像処理方法 | |
| US10698060B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and medical image processing apparatus | |
| JP6433653B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージングにおけるコイル選択支援方法 | |
| JP4047553B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| EP3723037A1 (en) | Medical information processing apparatus and medical information processing method | |
| US7587231B2 (en) | Water fat separated magnetic resonance imaging method and system using steady-state free-precession | |
| US6915152B2 (en) | Method for MR imaging with an array of RF coils | |
| JP5268270B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージングデータ処理方法 | |
| US7956611B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
| US9157978B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
| JP4262518B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| JP6996865B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH09238920A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| WO2012057222A1 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| US11698432B2 (en) | Magnetic resonance imaging system, and main magnetic field correction method therefor and storage medium | |
| US11372067B2 (en) | Method for acquiring water-fat separation image, and magnetic resonance imaging apparatus therefor | |
| US10761164B2 (en) | Generating a spatially resolved magnetic resonance dataset |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20051111 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080925 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20081014 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090114 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090203 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090209 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120220 Year of fee payment: 3 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 4262518 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120220 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120220 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120220 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130220 Year of fee payment: 4 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130220 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130220 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140220 Year of fee payment: 5 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |