JP4832510B2 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、核磁気共鳴を用いた検査装置（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）において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新規な撮像技術に関し、特に、当該撮像技術における画像再構成方法に関する。

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。

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、1回の信号取得時の限られた視野（sub FOVと呼ぶ）で、より広い領域（total FOV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から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。

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、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いが、継ぎ目のない画像が短い時間で取得できるという長所がある。

特開２００３−１３５４２９号公報 Thomas K. F. Foo,Vincent B. Ho, Maureen N. Hood, Hani B. Marcos, Sandra L. Hess, and Peter L.Choyke, Radiology. 2001:219:835-841. DavidG. Kruger, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimmk, and Phillip J. Rossman, Magn. Reson. Med. 2002:47:224-231.

上述したようにムービングテーブル撮影法では、継ぎ目のない画像を短時間で得ることができるが、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っ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が狭くなった場合、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い。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 FOV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。

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エンコードを行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が、位相エンコードの場合には一つの信号計測毎に異なるエ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が1シリーズのエ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。

そこで本発明は、テーブル移動方向に傾斜磁場によるエンコードを付与して信号を取得するとともに、装置特性データを用いて本撮影で計測した核磁気共鳴信号から検査対象の磁化分布を求めるにあたり、近似により実部虚部を独立に求めることにより画像を再構成する新規な撮像手法を提供し、これにより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。

また、本発明は、上記新規な撮像手法において、仮定的な信号の算出に用いられる装置特性データを効率よく取得する手段を提供することを目的とする。

本発明のＭＲＩ装置は、テーブル（移動手段）を移動しながら、核磁気共鳴信号を複数回受信し、受信前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新規なエンコード（スライディング位相エンコード(SPE)と呼ぶ）であり、従来のエンコードのように画像再構成にフーリエ変換を適用できない。そこで本発明のＭＲＩ装置では、検査対象におけるtotal FOVの磁化分布を、受信された信号と磁化分布の関係式に基づき、近似により磁化分布を実部虚部独立に求めることにより、再構成する。

受信された信号と磁化分布の関係式には、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から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い。

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。またスライディ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。

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 FOV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、テーブル移動方向のsub FOVの長さに影響されず、高速な撮影を行うことができる。

また画像再構成法としてフーリエ変換に代わり、受信された信号と磁化分布の関係式に基づき、近似により磁化分布を実部虚部独立に求めることにより、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っても位相を含めて画像再構成することができ、磁化分布の位相が乱れる場合にも、従来のムービングテーブル撮影と同等の画質が得られる。

また、従来のムービングテーブル撮影法では、テーブル移動方向に一般的に強度の強いリードアウト傾斜磁場を印加するため、傾斜磁場方向の被検体の動きの影響を受けやすいFSE(ファーストスピンエコー)などの撮影シーケンスによる撮影は困難だが、本発明によればテーブル移動方向にリードアウト傾斜磁場を印加しない撮影が可能となるため、傾斜磁場方向の動きに弱い撮影シーケンスによるテーブル移動撮影も容易となる。

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。また装置特性データを本撮影と同時に行うことにより、装置特性データ取得のための時間を省くことができ、撮影全体を高速に行うこともできる。

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１（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ＭＲＩ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。

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、検査対象（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となどが配置されている。被検体103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。

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110、記憶媒体111などを備えている。

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を通じて検査対象103に印加される。検査対象103から発生した核磁気共鳴信号は受信コイル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。

次に本発明で採用するムービングテーブル撮影法の第１の実施の形態について説明する。図３に、1回の信号取得時の視野（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。

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。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って全身などの拡大された視野（total FOV）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く、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で説明するが、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。

撮影は、図４（a）に示すように、装置特性データ604を取得するステップ601（装置特性計測）と、検査対象のデータ605を取得するステップ602（本撮影）と、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606を計算するステップ603とからなる。

まず装置特性計測について説明する。
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く、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。

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い、各ステーションの画像データを得る（ステップ631）。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。

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）。

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をカバーできるように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。

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、受信コイ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。

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が、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。

次に本撮影（検査対象のデータの取得）を、図６を参照して説明する。図６（a）は本撮影の手順を示し、図６（b）は画像再構成の手順を示す。このステップ602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）。

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から実線で描かれた検査対象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っ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302が検出し、その情報をシーケンサに送る。

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エンコード傾斜磁場、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が、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。

撮影では、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が再び大きくなっ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、次の励起高周波パルス211に備える。

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、リフェーズ用スライディング位相エンコード傾斜磁場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。

テーブルの移動速度は等速でも可変でも良い。テーブル制御装置により、n番目の信号取得時のテーブル位置ｒtable(n)は把握できるため、図9のようにテーブル位置がsub FOVだけ変化する間にスライディング位相エンコード量が-πからπまで変化するように各信号受信時のエンコード量k(n)を設定する。

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。なお図８は、計測データに加えられる演算と、その結果を格納するメモリを模式的に示す図である。

再構成画像の計算（図４：ステップ603）では、このような検査対象の計測データ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、受信された信号と磁化分布の関係式に基づき、近似により磁化分布を実部虚部独立に求めることにより、検査対象の磁気モーメント分布を決定する。以下、その詳細を説明する。

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（１）で表すことができ、

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（２）で表すことができる。

これら式（１）、（２）において、iは虚数単位、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、

である。なお、ｒtable(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ある。

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G(n)による位相回転に対応し、次式（４）で定義される。テーブル移動量ｒtable(n)との関係をグラフに表すと図９に示すようになる。

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)(1+d(r'))とずれる場合、実際の傾斜磁場による位相回転は、

となる。式（１）、（２）のk(n)(1+d(r'))の項は傾斜磁場非線形を考慮した項である。

関数wn(r')はn番目の信号取得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、位相０の磁化から得られる信号の大きさと位相を表す関数であり、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（sub FOV、テーブル移動方向の長さはFOVsub）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、wn(r')は図１０に示すような階段状の関数となる。

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。

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,y)は、-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)を求めることはできない。しかし、s(n,y)とｍ(r,y)の間には式（２）の関係があるので、本発明では、式（２）を逆に解くことによりｍ(r,y)を求める。式（２）をｍ(r,y)について解くためには、ｒ’、ｋ(n)、（１＋ｄ（ｒ’））、ｗn（ｒ’）、s(n,y)を知る必要があるが、上述したように、ｒ’は式（３）から求めることができ、ｋ(n)は式（４）で定義され、図9のように、ｎ番目の信号取得時のテーブル位置ｒtable(n)に対して、つまりnに対して設定される。また（１＋ｄ（ｒ’））は傾斜磁場の非線形性を表すデータであって予め計測できるものであり、ｗn（ｒ’）はステップ601の計測により求められる。したがって、s(n,y)を計測すれば、未知数はｍ(r,y)のみになりこれを解くことで画像再構成が可能となる。ただし、単純に方程式を解いては解が不安定になるため、本発明では、近似により磁化分布を実部虚部独立に求めることにより安定な画像再構成を可能とする。

画像再構成にあたり、連続的なrに対してｍ(r,y)を求める必要はなく、画像の各画素の代表位置r_jにおける磁化分布ｍ(r_j,y)を求めれば十分である。また各画素内での磁化分布の変化は無視して、式（２）は次式のように離散化される。

式（６）中，r'_jは式（３）と同様の式（３’）で表される。

また，Δr_jは各jにおけるr方向の画素の大きさである。
離散化された上式は行列で表すことができ、

となる。ここで、ｓ_y，ｍ_yは次式で表されるベクトルである。

ここで、Nは信号の数、Jはr方向の画素数である。
また、行列Aは各要素A(n,j)が

で表される行列である。
さらに、実部虚部を考慮して式（７）を展開すると、

となり、これを実部虚部ごとに分けると

となる。この二つの式を一つにまとめるために、ベクトルs'_yと行列Ar、Aiを以下のように定義する。

この定義により式（１２）は

となる。
Ar,Aiの逆行列により，

となる。Ar^-1Ai,Ai^-1Arの項を無視すると、

となる。この式で磁化分布を求めることができる。
なお，後で述べるが，Ar^-1Ai,Ai^-1Arは実際に十分小さい値である。

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。まず装置特性データから式（１４）、（１５）で定義される行列の要素の値が確定するので、その逆行列(703,704)を求める（ステップ701,702）。次に得られた逆行列(703,704)と計測データから式（１８）により磁化分布の実部虚部(707,708)を求める（ステップ705,706）。最後にこれら実部虚部を合成し、再構成画像を得る（ステップ７０９）。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。

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、受信された信号と磁化分布の関係式に基づき、近似により磁化分布を実部虚部独立に求める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く、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。

また上記実施の形態では、全てのデータを取得した後に画像再構成を行う場合を説明したが、画像再構成はデータ取得と平行して行うこともできる。以下、本発明の第１の実施の形態の変更例として、画像再構成を本撮影と平行して行う方法を図１１a〜１１ｃ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、上述した第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１１aのように、最初のステップで装置特性データの取得を行い(601)、次のステップで、画像再構成に必要となる逆行列を計算し(720)、最後のステップで、本撮影と平行して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（722）。

装置特性データを取得する方法は第１の実施の形態と同様である。装置特性データの取得後に式（１４）、（１５）で定義される行列の逆行列を求める。この逆行列は式（１８）による画像再構成に必要となる。

本撮影と画像再構成の平行処理は、式（１８）の計算を計算できる要素から行っていくことにより実現する。例えば、図１１bに示すように、本撮影は第１の実施の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、RF送受信後に必要に応じて再構成画像の更新を行う。

再構成画像の更新は図１１cに示すように、新規に取得したデータに対して磁化分布(更新分)を求め、更新前の磁化分布に加算することにより再構成画像を更新する。磁化分布の更新分は具体的には、式（１８）のS'yの要素を新規に取得したデータの要素以外は０にして求める。こうして得られたRe(ｍ_y)、Im(ｍ_y)が磁化分布の更新分となる。

また上記実施の形態では、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２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１２および図１３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、上述した第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１２（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）。

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がsub FOV内に収まらない場合は、低域データを密に取り、FOVを拡張する。例えば、図１２（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エンコードステップを低域のみ0.5ずつ増加する（629）。

本実施の形態の撮影におけるスライディング位相エンコードとテーブル位置との関係および得られたデータの処理の一例を図１３に示す。まず、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１３、ステップ641）。本撮影は、テーブル位置を移動しながら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(-ir_table(n)k(n)( 1+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（１９）の処理を行う。

上式（１９）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(-ir_table(n)k(n))を信号にかけてもよい。その場合の処理は次式（２０）で表される。

原点位置を補正した後、図１３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1枚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つのテーブル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く、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換による画像再構成が可能となる。

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１４（a）に示すようにスライディ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。

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１５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い。図１５に示すフローでは、周波数領域を３つに分けて、低域ではスライディング位相エンコードステップを0.5ずつ増加し、高域では２ずつ増加している。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１４（b）に示す。また図１６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データを示す。

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いので、全体としての撮影時間を短縮することができる。

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が、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３の実施の形態として、被検体に固定されたコイルを用い、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。

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１７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いて受信しても良い。

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（２１）で表される。

信号S(n,ky,c)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（２２）で表すことができる。

画像再構成にあたり、連続的なrに対してm(r,y)を求める必要はなく、画像の各画素の代表位置r_jにおける磁化分布ｍ(r_j,y)を求めれば十分である。また各画素内での磁化分布の変化は無視して、式（２２）は次式のように離散化される。

ここで，r'_jは式（３）と同様の次式で表される。

また，Δr_jは各jにおけるr方向の画素の大きさである。
離散化された上式は行列で表すことができ、

となる。ここで、s"_y、ｍ_yは次式で表されるベクトルである。

ここで、Nは信号の数、Cはコイルの数、Jはr方向の画素数である。
また、行列Ａ”は各要素Ａ”((n-1)×C+c,j)が

で表される行列である。
さらに、実部虚部を考慮して式（２５）を展開すると、

となる。これを実部虚部ごとに分けると、

となる。この二つの式を一つにまとめるために、ベクトルs"'_yと行列A"r,A"iを以下のように定義する。

この定義により式（３０）は

となる。
A"r、A"iの逆行列により、

となる。式（１７）同様Ar^-1Ai、Ai^-1Arの項を無視できて、

となる。この式で磁化分布を求めることができる。

一方、装置特性データの取得601については、式（２１）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、図１８を参照して説明する。図１８は、信号取得時の静磁場中心に対するコイル位置を示す図である。

最適には、図１８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ステーションを設定する。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ができる。図１８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ョ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＞

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１８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_n,c(r')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。

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_n,c(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査対象データを用いて検査対象の再構成画像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。

次に第４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２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３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。

まず、本実施の形態においても、装置の構成は、上述した第３の実施の形態と同様である。撮影の手順は第２の実施の形態の図１２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と検査対象データ605を用いて検査対象の再構成画像606を計算する。

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い、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２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３の実施の形態と同様にコイル毎に取得する。

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１８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１８はマルチステーションにおけるコイル位置を示しているが、図１３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（−πからπまで）の中心位置（低周波成分取得時の位置）が図１８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１８の第２の撮影位置であるように、テーブル（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1枚の画像を再構成する方法は第２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、フーリエ変換し画像を再構成する。

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。

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３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＞
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よい。

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上記第１〜第３の実施の形態と同様である。

本発明の効果を確認するために、図１９に示すような検査対象を用いて、第1の実施の形態によるムービングテーブル撮影のシミュレーション実験を行なった。図１９において白で示される領域が検査対象の存在する領域である。

撮影パラメータはsub FOV = 320mm×320mm (256ピクセル×128ピクセル)、total FOV = 320mm×960mm (256ピクセル×384ピクセル)とした。

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い、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。

図２０の(a)に第1の実施の形態により得られる再構成画像を示す。また、図２０の(b)に本発明の実虚に分けた近似を用いずに磁化分布の大きさのみを求める再構成法による再構成画像を示す。磁化分布の大きさのみを求める再構成法で縞状に大きく信号が欠落していたが、本発明の再構成法により信号の欠落が改善されることが確認された。
また、テーブル移動方向に周波数エンコードを行う従来のテーブル移動撮影法では大きなゴーストが生じ撮影が困難なFSEシーケンスについて、図２１(a)に本発明により再構成した画像を、(b)に非特許文献２に記載の方法により再構成した画像を示す。これらに示される通り、FSEシーケンスについても本発明では再構成できることが確認された。なお、他の実施例に対しても同様な結果が得られた。

一方、撮影時間については、図２２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 FOV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。

なお、装置特性データの取得を別に行う場合、その分撮影時間が延長するが、装置特性データの取得に高解像度な画像は必要なく、撮影は短時間で終わる。さらに、装置特性データを補間することでさらに少ない時間で取得することができる。また、装置特性データを同時に取得する場合は、撮影時間は増加しない。

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。

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。 本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成例を示す図。 検査対象のtotal FOVと信号取得領域の関係を示す図。 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。 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。 第１の実施の形態による本撮影の手順を示す図。 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。 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。 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。 信号取得領域の装置特性を示す図。 第１の実施の形態による撮影手順の変更例を示す図。 第１の実施の形態による撮影手順の変更例を示す図。 第１の実施の形態による撮影手順の変更例を示す図。 本発明の第２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。 本発明の第２の実施の形態による装置特性データ取得手順を示す図。 （a）、（b）はそれぞれ第２の実施の形態の変更例におけるスライディング位相エンコードとテーブル位置との関係を示す図。 第２の実施の形態の手順の変更例を示す図。 第２の実施の形態の手順の変更例で得られるSPEデータを示す図。 第３および第４の実施の形態における検査対象とコイルとの関係を示す図。 第３および第４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する図。 実施例における検査対象を示す図。 第1の実施の形態による図１７の検査対象の再構成画像を示す図。 第1の実施の形態による図１７の検査対象の再構成画像を示す図。 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・・・検査対象、104・・・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・・・テーブル制御装置。

Claims (10)

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であって、
   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前記本撮影で計測した核磁気共鳴信号から前記検査対象の磁化分布を求めるため、近似により実部虚部を求め，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。
2. 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であって、
   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前記本撮影で計測した核磁気共鳴信号から前記検査対象の磁化分布を求めるため、近似により、磁化分布を表すために同時に求めるべき変数の数を減じ，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。
3. 請求項１又は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。
4. 請求項１又は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。
5. 請求項４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。
6. 請求項１ないし５いずれか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、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。
7. 請求項１ないし５いずれか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。
8. 請求項１又は２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、前記磁化分布の実部から核磁気共鳴信号への対応関係と、前記磁気分布の虚部から核磁気共鳴信号への対応関係とについて一次独立と近似して、磁化分布の実部及び虚部を求めることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
9. 請求項６又は７記載の磁気共鳴撮影装置において、
   前記受信手段は、複数の前記受信コイルを備え、前記画像再構成手段は、複数の前記受信コイルが各々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。
10. 請求項７記載の磁気共鳴撮影装置において、
    前記受信手段は、切り替えて使用される複数の前記受信コイルを備えることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

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