JP4719311B2

JP4719311B2 - 磁気共鳴映像装置

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Publication number: JP4719311B2
Application number: JP2010255136A
Authority: JP
Inventors: 重英久原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-03-14
Filing date: 2010-11-15
Publication date: 2011-07-06
Anticipated expiration: 2021-03-08
Also published as: JP5226817B2; JP2011031072A; JP2011136194A; US20020000805A1; US6611143B2

Description

本発明は、ＦＳＥ（ＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）やＥＰＩ（ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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−ｅｃｈｏｒｅｐｈａｓｉｎｇ（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。

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。

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（１０ｔｈＡｎｎ．ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇＳＭＲＭ．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。

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ＲＦ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）、Ｉ２（ｘ，ｙ）は、以下のように記述される。

従って、画像Ｉ０（ｘ，ｙ）はＳの逆行列を掛けて、

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。

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。

１０ｔｈＡｎｎ．ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇＳＭＲＭ．１２４０，１９９１

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。

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。

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。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。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。本発明の実施例に係る磁気共鳴映像装置の構成図。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６の他のＥＰＩパルスシーケンスを示す図。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。本実施例において、４つのＲＦ受信コイルを示す図。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。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。３次元の場合に２方向に発生する折返りを示す図。

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。

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。

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。

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。

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。

（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。

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。

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２ＲＦ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。

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（２ＤＦＴ）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。

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Ｉ0o(x,y) が生成される。

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。

この手順は、文献（１０ｔｈＡｎｎ．ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇＳＭＲＭ．１２４０，１９９１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。

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。

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。

従って、画像Ｉ0o(x,y) 、Ｉ0e(x,y) は逆行列を掛けて、

により求めることが出来る（アンフォールド処理）。

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。

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。

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。

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。

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Ｉ0(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。

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、

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、

により速度ｖが求まる。

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、

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θ0 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。

従って、速度が次のように求められる。

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Ｍ１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Ｃ１，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、ｒａｗＣ４-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ＩｍＣ１-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、Ｇｅ１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。

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、Ｓｃｌ３、Ｓｃｌ４とすると、各コイルの画像Ｉｃｌ１、Ｉｃｌ２、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。

これを行列式にまとめると次のようになる。

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）。

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Ｉ0-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。

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。

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。

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。

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ＦＳＥ等でも同様に適用可能である。

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。

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。

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。

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。

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、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

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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。