JP4863893B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。特に被検体を載置したテーブルを移動させながら撮影を行う技術に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生するエコー信号を計測し、画像化する医用画像診断装置である。ＭＲＩ装置では、静磁場の均一領域が直径４５ｃｍ程度の球状の領域であるため、１回の計測で撮影可能な領域の大きさは通常４０ｃｍ程度に限定される。そのため、全身など、より広い領域を撮影する場合は、被検体の体軸方向へ寝台（テーブル）を移動させながら撮影するテーブル移動撮影を行う。このようなテーブル移動撮影には、大きく分けてマルチステーション撮影とムービングテーブル撮影との２種類がある。

マルチステーション撮影は、全身を複数の領域（ステーション）に分割して撮影を行い、各ステーションの画像を合成して全身画像を作成するものである（例えば、特許文献１参照。）。個々の撮影はテーブルを固定して行うため、従来の撮影方法をそのまま利用できる。また、共鳴周波数や高周波磁場の最適照射強度、受信コイルのゲインなどの撮影対象に応じて設定しなければならない調整パラメータは、従来の撮影と同様、各ステーションの撮影の開始前に取得することができる。このように従来の撮影技術がそのまま適用可能なマルチステーション撮影は、すでに臨床で用いられている。

一方、ムービングテーブル撮影は、テーブルを連続的に移動させながら撮影する方法である（例えば、非特許文献１参照。）。本方法は、テーブル移動に伴う時間ロスがない分、マルチステーション撮影法よりも撮影時間効率は良い。しかし、被写体が動いている中で撮影を行うことになるため、従来の撮影技術をそのまま適用できない場合が多く、臨床ではまだ用いられていない。ムービングテーブル撮影では、撮影開始後に被検体が動くなどの状況により撮影を中断する場合がある。このような場合については、撮像一時停止の指令を受け付けた時点における移動手段の位置と撮像を再開した時点の移動手段の位置との差（移動距離）をもとに、差に起因して生じるデータ欠落を補償するように再開時の移動手段の位置あるいは撮影位置を制御することが報告されている（例えば、特許文献２参照。）。

また、ＭＲＩ装置では、複数のプローブを用いてパラレルに信号を計測することにより撮影時間を短縮する方法がある（パラレル撮影）（例えば、非特許文献２参照。）。パラレル撮影は、通常の傾斜磁場による被検体内磁化への位置情報付与に加え、受信コイルの感度分布の違いを利用して位置情報を付与する撮像法である。パルスシーケンスに依存しないため、エコープラナーシーケンス（ＥＰＩ）などによる撮影をさらに高速にできるだけでなく、ＭＲＡ（ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）など、臨床上有用であるが高速化が困難であった撮像法にも適用することができる。

パラレル撮影における計測データのハイブリッド空間（ｋｘ−ｚ空間）４０１への配置の一例を図１２に示す。通常の撮影では、計測データはｋｘ−ｚ空間上に密に配置する計測される。しかし、パラレル撮影では、計測データを間引いて計測し、配置する。図１２において実線で描画されたデータ４０２は計測データ、点線４０３と一点鎖線４０４とは通常の撮影では計測されるがパラレル撮影では計測されないデータを示す。パラレル撮影では、このように、一部のデータ計測を省略することによって撮影時間を短縮する。なお、図１２に示す例では、一つおきにデータを計測しているため、ほぼ２倍の速度で撮影できる。

ところで、ＭＲＩ装置で撮影される画像には、被検体の内部の構造を輝度分布に反映させた形態画像と、撮影対象の活動状態を輝度分布に反映させた機能画像とがある。

機能画像は、診断、評価、経過観察などに有効なものである。しかし、機能を画像化するものであるため、一般に構造が十分に描出されているとはいえず、また、撮影の困難さから空間分解能が低い場合が多い。そこで、取得された活動状態（機能）の情報の正確な位置を把握するために、別に撮影された形態画像と重ね合わせて表示されることが多い。主な機能画像には、拡散強調画像やスペクトル画像などがある。また、ＳＴＩＲ（ｓｈｏｒｔ ＴＩ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）による脂肪抑制画像も腫瘍のスクリーニングに用いられ、機能画像の一種である（例えば、非特許文献３参照。）。

米国特許第５９２４９８７号 国際公開第2006/109472号パンフレット Kruger DG, Riederer SJ, Grimm RC, Rossman PJ. Continuously movingtable data acquisition method for long FOV contrast-enhanced MRA and whole-bodyMRI. Magn Reson Med 2002;47:224--231. Pruessmann KP, Markus MW, Scheidegger B, Boesiger P. SENSE:Sensitivity Encoding for Fast MRI. Magnetic Resonance in Medicine1999;42:952--962. Walker R, et al. Turbo STIR Magnetic Resonance Imaging as aWhole-Body Screening Tool for Metastases in Patients With Breast Carcinoma:Preliminary Clinical Experience. J Magn Reson Imaging 2000;11:343-350.

機能画像は、ムービングテーブル撮影法では取得不可能なものが多い。例えば、拡散強調画像を撮影する場合、撮影対象の拡散係数の大きさに依存して信号強度が変化するように撮影する。このため、撮影中にテーブル移動などで撮影対象が動くと、その動きがごく微小な動きである拡散よりも強調されてしまい、拡散そのものの画像化が困難となる。また、スペクトル画像撮影は、高い静磁場均一度が要求される。静磁場均一度は磁石の性能以外に、撮影対象の形状にほぼ依存する磁化率分布にも影響される。このため、撮影対象が撮影中に時々刻々と移動するムービングテーブル撮影では、静磁場均一度を常に高い状態に維持することが困難であり、ムービングテーブル撮影は難しい。従って、静磁場の均一領域を超えた広い領域の機能画像を取得する場合、マルチステーション撮影で行うしかなく、撮影に時間がかかっている。

ムービングテーブル撮影では、撮影時に設定しなければならない調整パラメータを撮影中に取得するのが難しいため、ムービングテーブル撮影開始前に一度撮影対象をマルチステーションと同様に移動させて取得しておく必要がある。このため、ムービングテーブル撮影自体はマルチステーション撮影と比較して撮影効率が良いにもかかわらず、種々の情報取得のための付加的な時間が必要となる。

また、パラレル撮影は、プローブの感度分布の違いを利用した撮影法であるため、画像再構成には、磁気共鳴信号のほかにプローブの感度分布情報が別途必要である。パラレル撮影では、磁気共鳴信号から再構成した折り返しのある画像と感度分布画像とから連立方程式を立て、これを解くことによって折り返しのない画像を再構成する。プローブの感度分布画像は、図１２に示すデータ４０２と同時あるいは別途計測したデータ４０５を用いて作成される。一般にプローブの感度分布は空間的に滑らかに変化するため、低空間周波数領域のみのデータで作成でき、通常、感度分布取得に必要なデータ４０５の数は３２程度以上である。しかし、感度分布取得用のデータ４０５は、画像再構成用のデータとは別に計測する必要があり、そのための時間が余分に必要である。２５６ピクセルの２倍速パラレル画像の場合、必要なデータ数は１２８であるため、実際の高速化率は２倍速ではなく２５６／（１２８＋３２／２）＝１．７８倍速以下となってしまう。従って、マルチステーション撮影の場合であっても、パラレル撮影の場合、感度分布データの計測を事前に行っておく必要があり、高速化を妨げる要因となっていた。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ＭＲＩ装置において、静磁場の均一領域を超える広範囲の領域を撮影する際の撮影効率を向上させることを目的とする。

磁気共鳴イメージング装置において、パルスシーケンスに同期させてテーブルの移動を制御する。テーブルを移動させながら第一の信号を計測し、その間、定期的にテーブルを停止させて第二の信号を計測する。
具体的には、静磁場中に置かれた被検体に高周波信号を送信する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記被検体を載置して前記送信手段に対して相対的に移動させる搬送手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記送信手段および前記受信手段の動作を制御するとともに前記搬送手段を制御する制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記パルスシーケンスは、それぞれ交互に実行される第一の磁気共鳴信号を前記受信手段に受信させる第一のパルスシーケンスと第二の磁気共鳴信号を前記受信手段に受信させる第二のパルスシーケンスとを備え、前記制御手段は、前記第一のパルスシーケンスに従って制御を行う間は前記搬送手段を移動させ、前記第二のパルスシーケンスに従って制御を行う間は、前記搬送手段を停止させるよう制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

本発明によれば、ＭＲＩ装置において、静磁場の均一領域を超える広範囲の領域を撮影する際の撮影効率を向上させることができる。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用した第一の実施形態を図面を参照して詳述する。

図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１、傾斜磁場を発生するコイル１０２、シーケンサ１０４、傾斜磁場電源１０５、高周波磁場発生器１０６、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出するプローブ１０７、受信器１０８、計算機１０９、ディスプレイ１１０、記憶媒体１１１、テーブル移動制御部１５０、テーブル１５２を備える。

被検体（例えば、生体）１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内のテーブル１５２に載置される。テーブル１５２は、シーケンサ１０４の指示に従ってテーブル移動制御部１５０によってその移動を制御される。本実施形態では、テーブル１５２は、体軸方向に移動する。なお、本実施形態では、ｚ軸を体軸方向に、ｘ軸をテーブル１５２と平行な面上でｚ軸と垂直な方向に、ｙ軸をｘ軸ｚ軸に垂直な方向にとる。また、本実施形態では、読み取り傾斜磁場をｚ方向に、位相エンコード傾斜磁場をｘ方向に印加するものとする。

シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。

計算機１０９は、予め定められたプログラムに従って、ＭＲＩ装置１００の各構成要素の動作を制御する。このうち、シーケンサ１０４に制御させる高周波磁場および傾斜磁場の発生タイミングおよび強度、信号受信のタイミングを記述したプログラムはパルスシーケンスと呼ばれる。本実施形態で実施されるパルスシーケンスは、特に限定されないが、例えばスピンエコー法（ＳＥ）や高速スピンエコー法などＳＥ系パルスシーケンス、グラディエントエコー（ＧｒＥ）系パルスシーケンス、エコープラナースペクトロスコピックイメージング（ＥＰＳＩ）、拡散強調エコープラナーイメージング（ＤＷＥＰＩ）などがある。

また、計算機１０９は、受信器１０８において検波された信号を受信し、画像再構成などの信号処理を行い、結果をディスプレイ１１０に表示する。必要に応じて、検波された信号や測定条件を記憶媒体１１１に記憶させてもよい。

さらに、本実施形態のシーケンサ１０４は、パルスシーケンスに同期させて、テーブル移動制御部１５０にテーブル１５２の動作を制御させる。本実施形態では、テーブル１５２を移動させながら第一の信号を計測し、その間定期的にテーブルを停止させて第二の信号を計測するよう制御する。

以下、本実施形態では、第一の信号を形態画像を再構成可能なパルスシーケンスにより得られるエコー信号、第二の信号を機能画像を再構成可能なパルスシーケンスにより得られるエコー信号とする場合を例にあげて説明する。ここで、形態画像を再構成可能なエコー信号を取得するパルスシーケンスとしては、例えば、ＧｒＥによるＴ１強調画像取得のパルスシーケンスがある。また、機能画像を再構成可能なエコー信号を取得するパルスシーケンスとしては、例えば、ＤＷＥＰＩによる拡散強調画像取得のパルスシーケンス、脂肪抑制画像取得のパルスシーケンスがある。

次に、本実施形態のＭＲＩ装置１００による全身の形態画像と機能画像とを撮影を説明する。本実施形態では、テーブル１５２を移動させながら形態画像を撮影し、その間定期的にテーブル１５２を停止させて機能画像を撮影することを繰り返す。すなわち、形態画像を撮影するムービングテーブル撮影と機能画像を撮影するマルチステーション撮影を交互に行う。そして、それぞれの画像を再構成後に融合(フュージョン)する。以後、本実施形態では、テーブル１５２を移動させながら行う撮影をムービングテーブル撮影Ｃと呼び、テーブル１５２を停止させて行う撮影をマルチステーション撮影Ｓと呼ぶ。また、それぞれの撮影中に計測されるデータ（エコー信号）を、撮影の回数を特定する撮影番号ｉ（ｉは１以上の自然数）を用い、Ｃ（ｉ）、Ｓ（ｉ）と呼ぶ。

まず、テーブル１５２を移動させて行う撮影である本実施形態のムービングテーブル撮影Ｃについて説明する。図２は、テーブル１５２と撮影視野（ＦＯＶ）との関係を説明するための図である。テーブル１５２の上には被検体が載置される。ここでは、撮影したい範囲（撮影範囲）１５４を、被検体の全身とする。

先に説明したようにＭＲＩ装置では、均一な磁場空間が限定されているため、１回の計測で撮影できる領域は限定される。本実施形態では、１回の計測で得られるエコーから定まるＦＯＶをサブ視野１５１と呼ぶ。撮影範囲１５４がサブ視野１５１より広い場合、サブ視野１５１を撮影範囲１５４に対して相対的に移動させ、撮影範囲１５４の全てをカバーする必要がある。一般にサブ視野１５１は静磁場を発生する磁石に固定されているため、テーブル１５２を移動させてこれを実現する。

本実施形態では、本図に示すように体軸方向（ｚ軸方向）の撮影範囲１５４が同方向のサブ視野１５１より大きい場合を例にあげて説明する。従って、本実施形態では、テーブル１５２を体軸方向（ｚ軸方向）１５３に移動させ、サブ視野１５１の全撮影範囲１５４における相対位置を移動させ、撮影範囲１５４全体の撮影を行う。撮影範囲１５４の撮影を終えると、各サブ視野１５１において取得されたデータを用いて画像の再構成を行い、全撮影範囲１５４の画像を得る。

本実施形態の撮影中の経過時間ｔとテーブル１５２上の固定座標系上でのサブ視野１５１の中心位置ｚとの関係を図３に示す。なお、図中では、各計測について撮影番号（ｉ）をｉのみで記載する。テーブル１５２の移動速度は図３に示すグラフの傾きに等しい。傾きが０の部分ではマルチステーション撮影が行われる。上述のように本実施形態では、Ｃ（ｉ）は形態画像を再構成可能なデータであり、Ｓ（ｉ）は機能画像を再構成可能なデータである。Ｃ（ｉ）、Ｓ（ｉ）は、それぞれ別個の計測空間に配置され、それぞれ画像が再構成される。

次に本実施形態の計算機１０９により行われる撮影の制御について説明する。図４は、本実施形態の撮影から画像表示までの計算機１０９による処理のフローチャートである。本実施形態では、撮影に先立ち、撮影範囲１５４、サブ視野１５１、サブ視野１５１のオーバラップ量などから繰り返し回数Ｎを算出しておく。繰り返し回数Ｎ算出の詳細は後述する。また、本実施形態では、被検体の冠状断面（Ｃｏｒｏｎａｌ）の画像、すなわち、図２においてｘｚ平面の画像を取得する場合を例にあげて説明する。また、テーブル１５２の移動方向１５３と読み出し傾斜磁場を印加する方向は同一方向である。

まず、撮影開始の指示を受け付けると、撮影番号ｉを初期化する（ステップ２０１）。次に、撮影番号ｉを１インクリメントする（ステップ２０２）。

テーブル１５２の移動を開始し（ステップ２０３）、Ｃ（ｉ）の計測を行う（ステップ２０４）。計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。Ｃ（ｉ）の計測を終えると、テーブル１５２の移動を停止し（ステップ２０５）、Ｓ（ｉ）の計測を行う（ステップ２０６）。計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。なお、前述したように、Ｃ（ｉ）とＳ（ｉ）とは、それぞれ別のハイブリッド空間に配置される。それぞれが配置されるハイブリッド空間の詳細については、後述する。

Ｃ（ｉ）の計測およびＳｉの計測を繰り返し回数Ｎ回繰り返す。すなわち、Ｓ（ｉ）の計測を終えると、計測番号ｉが繰り返し回数Ｎになったか否かを判別し（ステップ２０７）、繰り返し回数Ｎ以下であれば、ステップ２０２に戻り、計測を繰り返す。

計測番号ｉが繰り返し回数Ｎになると、テーブル１５２の移動を開始し（ステップ２０８）、最後のＣ（ｉ）の計測、すなわちＣ（Ｎ＋１）の計測を行い（ステップ２０９）、計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。

そして、計測結果Ｃ（ｉ）（ｉ＝１〜Ｎ＋１）およびＳ（ｉ）（ｉ＝１〜Ｎ）を用いて、それぞれ、撮影範囲１５４の画像Ｉｃおよび画像Ｉｓを再構成する（ステップ２１０、２１１）。次に、再構成した画像Ｉｃおよび画像Ｉｓを融合し（ステップ２１２）、ディスプレイ１１０に表示する（ステップ２１３）。図５に上記処理により得られたデータから再構成または融合された画像を示す。それぞれ、図５（ａ）は、Ｃ（ｉ）から再構成された形態画像、図５（ｂ）は、Ｓ（ｉ）から再構成された機能画像、図５（ｃ）は、図５（ａ）および図５（ｂ）を融合して得られた画像の例である。

次に、上記処理において、計測されたＣ（ｉ）およびＳ（ｉ）がそれぞれ配置されるハイブリッド空間（ｋｘ−ｚ空間）について説明する。ここでは、ムービングテーブル撮影Ｃは非特許文献１に記載された方法を用い、Ｎが３の場合を例にあげて説明する。

図６は、本実施形態のムービングテーブル撮影Ｃおよびマルチステーション撮影Ｓによる計測データのハイブリッド空間（ｋｘ−ｚ空間）における配置を説明するための図である。ここで、図６（ｂ）は、ムービングテーブル撮影Ｃによる計測データＣ（ｉ）の配置を示し、図６（ｃ）は、マルチステーション撮影Ｓによる計測データＳ（ｉ）の配置を示し、図６（ａ）は両者を重ねたものである。

図６（ｂ）に示すように、ムービングテーブル撮影Ｃでは、撮影中に所定の速度でテーブル１５２が移動するため、取得される計測データＣ（ｉ）のｚ方向の位置はそれに伴い移動する。テーブル１５２の移動速度の制御については、後述する。一方、図６（ｃ）に示すように、マルチステーション撮影Ｓでは、撮影中はテーブル１５２が停止しているため、同じ撮影番号ｉの計測データＳ（ｉ）のｚ方向の位置は同じになる。

本実施形態のムービングテーブル撮影およびマルチステーション撮影Ｓそれぞれのサブ視野は次のように決定する。マルチステーション撮影Ｓのサブ視野ｆｓは、通常どおり静磁場空間の均一性などから決定する。一方、ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃは、通常はマルチステーション撮影のサブ視野ｆｓよりも小さくする。

これは以下の理由による。一般にｚ方向のサブ視野を大きくとると、サブ視野の両端部分では静磁場の均一性が悪くなるとともに傾斜磁場非線形性が大きくなり、データのひずみ（主に位置的なひずみ）も大きくなる。このひずみは、マルチステーション撮影Ｓでは画像の単純な位置のひずみとして現れるため容易に補正できる。一方、ムービングテーブル撮影Ｃでは、ぶれやゴーストとして現れるため容易に補正はできない。そこで、図６に示すようにムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃをマルチステーション撮影Ｓのサブ視野ｆｓよりも小さくし、ムービングテーブル撮影Ｃで静磁場の不均一や傾斜磁場非線形性の影響が入りにくいようにする。

図６では、一例として、マルチステーション撮影におけるオーバラップ分をｏとすると、マルチステーション撮影におけるサブ視野ｆｓからオーバラップ分ｏを引いたものの半分とした。すなわち、
ｆｃ＝（ｆｓ−ｏ）／２ （式１）である。
ただし、マルチステーション撮影Ｓで取得したデータから再構成される機能画像と、ムービングテーブル撮影Ｃで取得したデータから再構成される形態画像はそれぞれ別々に再構成処理されるため、ｆｃとｆｓは任意に設定可能である。

なお、典型的なサブ視野の大きさは、マルチステーション撮影Ｓに用いられるＤＷＥＰＩでは３０ｃｍから４０ｃｍ程度、ムービングテーブル撮影Ｃに用いられるＧｒＥによるＴ１強調画像取得のパルスシーケンスでは２０ｃｍから３０ｃｍ程度である。また、オーバラップは５ｃｍ程度である。

図６に示すように、ムービングステーション撮影Ｃはテーブル移動中に行われるため、本撮影によるｋｘ−ｚ空間の両端に未計測の領域が発生する。その部分の情報が不足して再構成後の画像の両端が正しく再構成されないことを防ぐため、本実施形態では、撮影をＣ（１）で始め、Ｃ（Ｎ＋１）で終了するよう制御している。本制御により、ムービングステーション撮影Ｃの方がマルチステーション撮影Ｓよりもより広い範囲をカバーすることになり、撮影範囲１５４全体について正しい画像を得ることができる。

なお、繰り返し数Ｎは、撮影範囲１５４全体の視野をｆａとし、ｆｓ、ｏを上述のマルチステーション撮影のサブ視野およびオーバラップとすると、以下の式を満たす最小の整数として算出される（図６（ｃ）参照。）。
Ｎ≧（ｆａ−ｏ）/（ｆｓ−ｏ） （式２）

次に、テーブル１５２の制御について説明する。テーブル１５２を移動させながら計測するのは、Ｃ（ｉ）である。ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野をｆｃ、ｘ方向にｎｘ個のエコー信号を配置する（すなわち、ｘ方向の画素数をｎｘ個とする）ものとし、エコー信号1個当たりの計測時間（撮影シーケンスの繰り返し時間を一回の撮影シーケンスで計測するエコー数で割った値）をｔｃとすると、計測したＣ（ｉ）をｋｘ−ｚ空間に隙間なく配置するためには、ｘ方向のエコー信号ｎｘ個を取得する間にテーブル１５２をサブ視野ｆｃ、あるいはｆｃより少ない移動量だけ進ませるよう制御すればよい。従って、テーブル１５２の移動速度ｖｃは、以下のように制御される。
ｖｃ≦ｆｃ／（ｔｃ×ｎｘ） （式３）

また、テーブル１５２を上記速度で移動させる時間Ｔｃは、ｔｃ×ｎｘである。一方、テーブル１５２は、マルチステーション撮影Ｓを行う間は停止させる。マルチステーション撮影Ｓにおいて、ｘ方向にｍｘ個のエコー信号を配置する（すなわちｘ方向の画素数をｍｘ個とする）ものとし、エコー信号1個当たりの計測時間をｔｓとすると、停止させる時間Ｔｓは、ｔｓ×ｍｘである。以上より、本実施形態では、テーブル１５２を、Ｔｃの間上記速度ｖｃで移動させ、Ｔｓの間停止させるという制御を繰り返す。

なお、本実施形態のマルチステーション撮影Ｓとして行われるＤＷＥＰＩでは、ｋｘ方向のエコー数は典型的には６４から２５６である。また、ムービングテーブル撮影Ｃとして行われるＧｒＥによるＴ１強調画像取得シーケンスでは、ｋｘ方向のエコー数は典型的に１２８から２５６である。

なお、テーブル１５２の移動速度は、厳密には一定ではない場合が多い。例えば、図７に示すように、テーブル１５２の移動開始直後２５１と停止直前２５２との移動速度は、一般的にｖｃよりも小さくなる。移動速度が一定でないことによる画質の低下を防ぐため、モニタして得られたテーブル１５２の位置を用いてデータを配置するよう構成してもよい。または、速度が一定でない期間はエコー信号を計測しないよう構成してもよい。この場合、テーブル１５２の移動開始直後および停止直前の速度が一定でない間２５１、２５２に、テーブル１５２が移動する距離をそれぞれｐａ、ｐｂとすると、ｆｃ’＝ｖｃ×ｎｘ×ｔｃ、ｆｃ＝ｆｃ’＋（ｐａ＋ｐｂ）／２とすれば、移動速度が低下する期間があってもすきまなくデータを取得することができる。

また、ムービングテーブル撮影Ｃを実行中にテーブル１５２を停止させてマルチステーション撮影Ｓを開始するタイミングは、以下のとおりである。テーブル１５２を移動させながらＣ（ｉ）を計測している間、ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野の中心がマルチステーション撮影Ｓのサブ視野の中心に一致した時点でテーブル１５２を停止させ、マルチステーション撮影Ｓを開始する。

なお、静磁場不均一や傾斜磁場非線形性の影響がサブ視野の端であっても少ないＭＲＩ装置の場合は、ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃをより大きくしても良い。図８は、ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃを大きくとる場合の計測データの配置を説明するための図である。本図に示すように、ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃを大きくとると、テーブル１５２の移動速度を速くすることができ、ムービングテーブル撮影Ｃの計測時間を短縮することができる。ここででは、一例としてｆｃ＝ｆｓ−ｏとした場合を示す。Ｃ（ｉ）すべての計測に要する時間は、図８（ａ）では、３×ｎｘ×ｔｃであり、図８（ｂ）では、４×ｎｘ×ｔｃである。図８（ａ）の例では、撮影時間をより短縮するためムービングテーブル撮影Ｃによる計測領域はマルチステーション撮影Ｓによりカバーされる計測領域の一部が欠けたものとなる。従って、ムービングテーブル撮影Ｃの全体視野両端における画質が低下するが、通常、視野の端は重要な部位でない場合が多いため、問題のない可能性が高い。いずれの場合も、図６の例では撮影時間が（７×ｎｘ×ｔｃ）必要であったことに比べると大きく時間を短縮できる。

以上のように、本実施形態によれば、ＭＲＩ装置の静磁場の均一領域を超える範囲の撮影を行う場合、テーブル１５２の移動中に行うムービングテーブル撮影Ｃによる形態画像撮影とテーブル１５２の停止中に行う機能画像撮影とを交互に繰り返すため、従来ムービングテーブル撮影Ｃだけでは困難であった形態画像と機能画像との撮影が可能となる。しかも、テーブル１５２の余分な往復が不要であるため、それぞれを別々に撮影する場合に比べ、短時間で撮影を行うことができ、検査のスループットを向上させることができる。

また、本実施形態によれば、撮影対象の同じ部位の機能画像と形態画像とを時間的に近接して取得できるため、体動などによる撮影対象の時間的変化の影響をほとんど受けることがなく、位置ずれがほとんどない状態で機能画像と形態画像との撮影が可能となる。従って、図５に示すように形態画像と機能画像とを融合する場合、両者の位置を合致させることができる。

なお、本実施形態においては、第二の信号を機能画像を再構成可能なエコー信号とした場合を例にあげて説明したが、これに限られない。すなわち、第二の信号として、第一の信号から得られる画像とは異なる解像度やコントラストの画像が得られるものであれば、特に限定されない。例えば、スピンエコー法、ファストスピンエコー法による高精細画像を再構成するエコー信号など、テーブルを移動させながら取得することが難しいエコー信号や、第一の信号から得られる画像と異なるコントラストを得るために、第一の信号取得と同じパルスシーケンスで異なる撮影パラメータを用いて得られたエコー信号でもよい。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。本実施形態でも第一の実施形態と同様にテーブル１５２を移動させながら第一の信号を計測し、その間、定期的にテーブル１５２を停止させて第二の信号を計測するようテーブル１５２の動作をテーブル移動制御部１５０に制御させる。本実施形態においても、第一の信号は、第一の実施形態と同様に形態画像を再構成可能なパルスシーケンスにより得られるエコー信号である場合を例にあげて説明する。ただし、本実施形態では、第二の信号は、調整パラメータおよび補正パラメータを算出可能なエコー信号とする。算出した調整パラメータは撮影に利用し、補正パラメータは画像再構成に利用する。本実施形態のＭＲＩ装置の基本的な構成は、第一の実施形態と同様である。このため、以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。また、以下、本実施形態においても、テーブル１５２を移動させながら行う撮影をムービングテーブル撮影Ｃと呼ぶ。

本実施形態の計算機１０９により行われる撮影の制御について説明する。図９は、本実施形態の撮影から画像表示までの計算機１０９により行われる処理のフローチャートである。本実施形態においても、繰り返し回数Ｍを撮影に先立ち算出しておく。算出の詳細は後述する。

まず、撮影開始の指示を受け付けると、撮影番号ｉを初期化する（ステップ３０１）。そして、撮影番号ｉを１インクリメントする（ステップ３０２）。

次に、テーブル１５２の移動を停止し（ステップ３０３）、エコー信号を計測し、計測したエコー信号から調整パラメータＰ（ｉ）と補正パラメータＦ（ｉ）とを算出する（ステップ３０４）。ここで、調整パラメータＰ（ｉ）は、例えば、共鳴周波数ｆ０、高周波磁場の最適照射強度Ｈ１、受信機の最適ゲインなどである。また、補正パラメータＦ（ｉ）は、例えば、静磁場の不均一分布を示すΔＨ０、傾斜磁場非線形性分布を示すΔＧなどがある。

得られた調整パラメータＰ（ｉ）をＭＲＩ装置１００に設定し、補正パラメータＦ（ｉ）は、撮影番号ｉに対応づけて記憶媒体１１１等に格納する（ステップ３０５）。そして、テーブル１５２の移動を開始し（ステップ３０６）、Ｃ（ｉ）を計測する（ステップ３０７）。以上の計測をｉが整数Ｍになるまで繰り返す(ステップ３０２〜３０８）。

計測結果Ｃ（ｉ）を補正パラメータＦ（ｉ）を利用して静磁場不均一や傾斜磁場非線形性の補正を行い、画像Ｉｃを再構成する（ステップ３０９）。そして、再構成した画像Ｉｃをディスプレイに表示する（ステップ３１０）。

なお、繰り返し回数Ｍは、撮影対象が撮影範囲全体の視野ｆａ内でテーブル１５２の移動方向（ｚ方向）にどれだけ変化しているかに依存する。仮に撮影対象がｚ方向に均一である場合はＭは１とする。しかし、一般に撮影対象がヒトである場合は、部位によって最適な調整パラメータＰ（ｉ）が異なるため、Ｍ＞１とする。一般に、撮影対象がヒトである場合、２０ｃｍから４０ｃｍごとに調整パラメータＰを設定し直すことにより視野ｆａ全体に渡って十分な画質が得られる。従って、例えば、身長１８０ｃｍのヒトの全身を撮影する場合、３０ｃｍ毎に調整パラメータＰを設定し直すとすると、Ｍは６となる。

ムービングテーブル撮影Ｃのサブ視野ｆｃは、本実施形態においては、静磁場不均一や傾斜磁場非線形性によるサブ視野周辺の画質劣化のみを考慮して決定でき、Ｍやその他のパラメータには依存しない。また、ｖｃは第一の実施の形態と同じく式３に従って決定する。

ＭＲＩ装置の静磁場の均一領域を超える範囲の撮影を行う場合、従来は、これらの調整パラメータＰおよび補正パラメータＦは、事前にテーブル１５２を移動させて計測していた。本実施形態によれば、テーブル１５２の移動中に行うムービングテーブル撮影Ｃと、テーブル１５２の停止中に行う調整パラメータＰおよび補正パラメータＦの計測とを交互に繰り返すため、事前にこれらのパラメータを計測するためのテーブル１５２の移動が不要となる。従って、従来に比べ短時間で撮影を行うことができ、検査のスループットを向上させることができる。

また、本実施形態によれば、調整パラメータＰおよび補正パラメータＦの測定とムービングテーブル撮影Ｃとを時間的に近接して実施できるため、体動などによる撮影対象の時間的変化の影響をほとんど受けることがなく、より正確な調整パラメータＰの設定と補正とが可能となる。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。本実施形態では、パラレル撮影を行う。テーブル移動中に受信した信号を用いてプローブ感度分布を算出し、算出したプローブ感度分布を用いてテーブル停止中に取得した信号から画像の再構成を行う。本実施形態においても、ＭＲＩ装置の基本的な構成は第一の実施形態と同様である。ただし、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、プローブ１０７を複数備え、パラレル撮影を実現する。以下、異なる部分に主眼をおいて説明する。

本実施形態の撮影中の経過時間ｔとテーブル１５２のｚ方向の位置の変化と計測データの配置をそれぞれ図３および図１０を用いて説明する。図１０は、本実施形態の計測データの配置を説明するための図である。本実施形態において、撮影の手順は基本的に第一の実施形態と同様である。すなわち、テーブル１５２を移動させながら第一の信号Ｃ（ｉ）を計測し、その間定期的にテーブル１５２を停止させて第二の信号Ｓ（ｉ）を計測する。本実施形態では、第一の信号Ｃ（ｉ）は、感度分布作成に用いられ、第二の信号Ｓ（ｉ）は、画像再構成に用いられる。

ただし、本実施形態では、図１０に示すように、感度分布作成に用いられる第一の信号Ｃ（ｉ）は、計測空間の低空間周波数領域分のみ取得する。Ｃ（ｉ）からは、プローブの感度分布画像を再構成する。プローブの感度分布は一般に空間的に滑らかに変化するため、計測空間の低空間周波数領域のみのエコー信号を計測すればよい。従って、Ｃ（ｉ）の計測は、通常の撮影よりも少なく、ゼロエンコード付近のエコー信号を３２個程度計測する。

また、本実施形態ではパラレル撮影を行うため、Ｓ（ｉ）の計測についても全てのエコー信号を計測する必要はない。パラレル撮影の高速化率に応じて間引いてエコー信号を計測する。例えば、通常の撮影で各Ｓｉで２５６のエコー信号を計測する撮影の場合（ｘ方向が２５６ピクセルの画像の撮影）、２倍速（高速化率が２）のパラレル撮影では、エコー信号を一つおきに計測し、各Ｓ（ｉ）で１／２のエコー信号（ここでは、１２８のエコー信号）を計測する。これにより撮影時間も同じく１／２に短縮され、高速な撮影が可能となる。

また、本実施形態では、計測したＣ（ｉ）およびＳ（ｉ）からそれぞれ感度分布画像Ｉｃおよび画像Ｉｓを再構成する。画像再構成の手法は基本的に第一の実施形態と同様である。ただし、感度分布画像Ｉｃは、計測するエコー数が少ないため空間分解能の低い画像となる。また、Ｓ（ｉ）の計測においてエコー信号を間引いて行っているため、画像Ｉｓにはｘ方向に折り返しが発生する。この折り返しを、感度分布画像Ｉｃを用いて除去する。感度分布画像Ｉｃを用いて画像Ｉｓの折り返しを除去する処理をパラレル再構成と呼ぶ。パラレル再構成は、通常同様、画像Ｉｃと画像Ｉｓとから作成した連立方程式を解くことによって行う。

次に、本実施形態の計算機１０９により行われる撮影の制御について説明する。図１１は、本実施形態の撮影から画像表示までの計算機１０９により行われる処理のフローチャートである。本実施形態においても第一の実施形態同様、撮影に先立ち繰り返し回数Ｎを算出しておく。繰り返し回数Ｎ算出の詳細は第一の実施形態と同様である。

まず、撮影開始の指示を受け付けると、撮影番号ｉを初期化する（ステップ５０１）。次に、撮影番号ｉを１インクリメントする（ステップ５０２）。

テーブル１５２の移動を開始し（ステップ２０３）、Ｃ（ｉ）の計測を行う（ステップ５０４）。計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。Ｃ（ｉ）の計測を終えると、テーブル１５２の移動を停止し（ステップ５０５）、Ｓ（ｉ）の計測を行う（ステップ２０６）。計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。

Ｃ（ｉ）の計測およびＳ（ｉ）の計測を繰り返し回数Ｎ回繰り返す。すなわち、信号Ｓ（ｉ）の計測を終えると、計測番号ｉが繰り返し回数Ｎになったか否かを判別し（ステップ５０７）、繰り返し回数Ｎ以下であれば、ステップ５０２に戻り、計測を繰り返す。

計測番号ｉが繰り返し回数Ｎになると、テーブル１５２の移動を開始し（ステップ５０８）、最後のＣ（ｉ）の計測、すなわちＣ（Ｎ＋１）の計測を行い（ステップ５０９）、計測結果は、ｚ方向に逆フーリエ変換されてハイブリッド空間であるｋｘ−ｚ空間に配置される。

そして、計測結果Ｃ（ｉ）（ｉ＝１〜Ｎ＋１）およびＳ（ｉ）（ｉ＝１〜Ｎ）を用いて、それぞれ、撮影範囲１５４の感度分布画像Ｉｃおよび画像Ｉｓを再構成する（ステップ５１０、５１１）。次に、感度分布画像Ｉｃを用いて画像Ｉｓから折り返しを除去するパラレル画像再構成を行い（ステップ５１２）、結果をディスプレイ１１０に表示する（ステップ５１３）。

本実施形態において、画像Ｉｓ作成のための計測Ｓ（ｉ）実行時のサブ視野ｆｓは、通常どおり静磁場空間の均一性などから決定する。一方、感度分布画像Ｉｃ作成のための計測Ｃ（ｉ）実行時のサブ視野ｆｃも、第一の実施の形態と同様、任意に決定可能であるが、静磁場不均一や傾斜磁場非線形による画質劣化を抑えるため、一般にはｆｓよりも小さくする。図１０では、一例として、ｆｓよりもやや小さくｆｃ＝ｆｓ−ｏとした場合を示している。

また、本実施形態のテーブル１５２の移動速度、移動時間、停止時間は第一の実施形態と同様である。

以上説明したように、本実施形態によれば、ＭＲＩ装置の静磁場の均一領域を超える範囲の撮影を行う場合、画像を再構成するために計測するデータとは別に計測する必要があった感度分布データの計測をテーブル移動中に行うことができるため、感度分布データ計測のための時間が不要となり、撮影時間を短縮できる。

上記各実施形態によれば、ＭＲＩ装置の静磁場の均一領域を超える範囲の撮影を行う場合、テーブル移動中の信号受信とテーブル停止中の信号受信とを交互に行うことにより、１度のテーブル移動で複数種類の情報を得ることができる。両者の受信を交互に行うため、再構成時に取得した異なる情報の利用、再構成後の融合等を容易に行うことができる。従って、上記各実施形態によれば、ムービングテーブル撮影の高速性を犠牲にすることなくマルチステーション撮影の特長を取り入れて撮影効率の良い撮影を実現することができる。

第一の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。 第一の実施形態のテーブルと撮影視野との関係を説明するための図である。 第一の実施形態の撮影中の時間とテーブルの位置との関係を説明するための図である。 第一の実施形態の撮影から画像表示までの処理のフローチャートである。 第一の実施形態における再構成および融合された画像の例を示す図である。 第一の実施形態の計測データのハイブリッド空間への配置を示す図である。 第一の実施形態のテーブルの移動速度が一定でない場合の撮影中の時間とテーブルの位置との関係を説明するための図である。 第一の実施形態の他の例の計測データのハイブリッド空間への配置を示す図である。 第二の実施形態の撮影から画像表示までの処理のフローチャートである。 第三の実施形態の計測データのハイブリッド空間への配置を示す図である。 第三の実施形態の撮影から画像表示までの処理のフローチャートである。 従来のパラレル撮影における計測データのハイブリッド空間への配置例を説明する図である。

符号の説明

１００：ＭＲＩ装置、１０１：静磁場を発生するマグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：プローブ、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、１５０：テーブル移動制御部、１５１：サブ視野、１５２：テーブル、１５３：テーブル移動方向、１５４：撮影範囲。

Claims (9)

1. 静磁場中に置かれた被検体に高周波信号を送信する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記被検体を載置して前記送信手段に対して相対的に移動させる搬送手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記送信手段および前記受信手段の動作を制御するとともに前記搬送手段を制御する制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記パルスシーケンスは、それぞれ交互に実行される第一の磁気共鳴信号を前記受信手段に受信させる第一のパルスシーケンスと第二の磁気共鳴信号を前記受信手段に受信させる第二のパルスシーケンスとを備え、
   前記制御手段は、前記第一のパルスシーケンスに従って制御を行う間は前記搬送手段を移動させ、前記第二のパルスシーケンスに従って制御を行う間は、前記搬送手段を停止させるよう制御すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記受信手段が受信した核磁気共鳴信号から前記被検体の画像を再構成する再構成手段をさらに備え、
   前記画像再構成手段は、前記第一の核磁気共鳴信号から第一の画像を、前記第二の核磁気共鳴信号から第二の画像をそれぞれ再構成すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の画像は形態画像であり、前記第二の画像は機能画像であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１から３いずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一のパルスシーケンスによる１回の計測で得られる信号の前記搬送手段を移動させる方向の撮影範囲は、前記第二のパルスシーケンスによる前記撮影範囲より小さいこと
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１から４いずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御手段は、前記第一のパルスシーケンスを最初と最後とに実行するよう制御すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御手段は、前記第二の磁気共鳴信号から共鳴周波数、あるいは高周波磁場の最適照射強度を含む調整パラメータを取得すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記取得した調整パラメータは、当該撮影パラメータ取得直後に実行される前記第一のパルスシーケンスに用いられること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記受信手段が受信した核磁気共鳴信号から前記被検体の画像を再構成する再構成手段をさらに備え、
   前記制御手段は、前記第二の核磁気共鳴信号から当該磁気共鳴イメージング装置の静磁場分布情報あるいは傾斜磁場非線形情報を含む補正パラメータを取得し、
   前記補正パラメータは、前記再構成手段が前記第一あるいは第二の核磁気共鳴信号から画像を再構成する際に用いられること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記受信手段は複数の受信コイルを備え、
   前記第一の画像は、前記複数の受信コイルそれぞれの感度分布を表す感度分布画像であり、
   前記画像再構成手段は、前記第二の画像を再構成する際、前記感度分布画像を用いること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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