WO2006077936A1 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

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WO2006077936A1
WO2006077936A1 PCT/JP2006/300758 JP2006300758W WO2006077936A1 WO 2006077936 A1 WO2006077936 A1 WO 2006077936A1 JP 2006300758 W JP2006300758 W JP 2006300758W WO 2006077936 A1 WO2006077936 A1 WO 2006077936A1
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magnetic resonance
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resonance imaging
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PCT/JP2006/300758
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Inventor
Tetsuhiko Takahashi
Masahiro Takizawa
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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    • G01R33/56375—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging
    • G01R33/56383—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging involving motion of the sample as a whole, e.g. multistation MR or MR with continuous table motion

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging method and apparatus (MRI apparatus) that obtains a tomographic image of a desired part of a subject using a nuclear magnetic resonance (NMR) signal, and in particular, the subject lies down.
  • MRI apparatus magnetic resonance imaging method and apparatus
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to an MRI apparatus that performs a moving bed imaging method and a multi-station imaging method for acquiring NMR data by moving a table and imaging a wide area and a part of a subject.
  • a subject In an MRI apparatus, a subject is placed in a static magnetic field and an NMR signal is measured. Therefore, the imaging area is limited to a uniform static magnetic field (for example, a 50 cm sphere) generated by a static magnetic field magnet.
  • a method whole body imaging method
  • One method is to obtain images of multiple stations by moving the bed between multiple stations and fixing the bed at one station to perform imaging.
  • multi-station imaging is used. Call.
  • the trunk, pelvis, and lower limbs are each covered with a dedicated RF coil, and each part is appropriately applied while injecting a Gd contrast medium into the blood vessel.
  • An example of imaging a systemic artery by taking a field of view (FOV) and an example of obtaining a single image with a large field of view of 180 cm by imaging a 30 cm field of view six times have been reported. Speak (Non-Patent Document 1).
  • Another method is to image while moving the bed continuously, and is generally called a moving bed imaging method.
  • Non-Patent Document 2 describes a method of fixing the imaging area in the apparatus coordinate system and moving the imaging area in the subject coordinate system as the bed moves.
  • the readout gradient magnetic field direction is set to the bed moving direction. It is.
  • Patent Document 1 describes a technique for aligning the phase encoding direction and the bed moving direction and effectively removing the aliasing artifacts for multi-station imaging and moving imaging.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-97826
  • Non-Patent Literature 1 M. Bock et al. Wnole- body MRI: A simple approach using automatic table movement and dedicated post-processing, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002.
  • Non-Patent Document 2 DG.kruger et al. Continuously moving table method for extended FO V3D MRI, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002.
  • Patent Document 1 has a demerit in that the imaging time is extended because the measurement for each station is extended in time.
  • a pre-saturation method in which a pre-saturation pulse is applied prior to the imaging sequence to suppress signals outside the field of view can be considered. Because the lace method requires an additional RF pulse Disadvantages include increased SAR (specific absorption rate) and extended pulse sequence time
  • the present invention provides an MRI method and apparatus capable of obtaining an image from which aliasing artifacts are removed in each region, in addition to the multi-station imaging method and the moving bed imaging method.
  • the magnetic resonance imaging method of the present invention uses a region setting step for setting a region from the first region to the Nth region (N is an integer of 2 or more) in the moving direction of the subject, and a receiving unit.
  • the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention comprises a static magnetic field generating means, a gradient magnetic field generating means, a high frequency magnetic field generating means, a receiving means for receiving a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject, Measurement control for controlling the movement means that moves the specimen, the gradient magnetic field generation means, the high-frequency magnetic field generation means, and the reception means based on a predetermined pulse sequence and controls the movement means in accordance with the execution of the pulse sequence. Means and image creating means for creating an image from the received nuclear magnetic resonance signal.
  • the measurement control means moves the subject and images each of the first region to the Nth region (N is an integer of 2 or more) of the subject.
  • the image creating means reconstructs the first image of the first region to the Nth image of the Nth region, and images of at least two consecutive regions of the first image to the Nth image.
  • a folding removal means for performing a calculation for removing the folding of the adjacent region force using the data and the sensitivity distribution data of the receiving means is provided.
  • the receiving coil provided in the receiving means is placed in the static magnetic field space. It may be fixed to the subject or may be fixed to the subject. If it is fixed to the static magnetic field space, the receiving coil may be a single coil or a set of receiving coils consisting of multiple small coils! /.
  • images of each region can be obtained in a short time without aliasing artifacts in the multi-station imaging method and moving bed imaging.
  • FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a signal processing unit of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 3 is a diagram showing a relationship between an imaging region and a phase encoding direction in the case of whole body imaging.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a pulse sequence employed in the MRI apparatus of the present invention.
  • FIG. 5 is an operation explanatory diagram according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6A is a diagram showing the relationship between the imaging region and the sensitivity distribution of the RF receiving coil in the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6B is an explanatory diagram in the case of performing a removal operation outside the folded artifact every time an image of one region is acquired in the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 7A is a flowchart for explaining aliasing removal calculation processing according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 7B is a flowchart showing overall processing of the first exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 7C is a flowchart showing overall processing of the second exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is an operation explanatory diagram according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram showing the relationship between the imaging region and the sensitivity distribution of the RF receiving coil in the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram showing an outline of a thin MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 11 is a diagram showing a case where the field of view varies depending on the imaging region.
  • FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the MRI apparatus includes a magnet 102 that generates a static magnetic field in a space (imaging space) in which the subject 101 is placed, a gradient magnetic field coil 103 that generates a gradient magnetic field in the imaging space, and imaging of the subject 101.
  • An RF coil 104 that generates a high-frequency magnetic field for exciting a region, an RF probe 105 that detects an MR signal generated by the subject 101, and a bed 112 that carries the subject 101 and moves it within the imaging space.
  • the gradient magnetic field coil 103 is composed of gradient magnetic field coils in three directions of X, Y, and ⁇ , and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 109.
  • the RF coil 104 generates a high-frequency magnetic field according to the signal from the RF transmitter 110.
  • the signal received by the RF probe 105 is detected by the signal detection unit 106, processed by the signal processing unit 107, and converted into an image signal by calculation.
  • the image is displayed on the display unit 108.
  • the bed 112 is driven by the bed control unit 114 and can move the subject 101 laid down on the bed 112 in, for example, the body axis direction (H-F) 113 thereof.
  • the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 described above are controlled by the control unit 111 in accordance with a control time chart called a pulse sequence.
  • the control unit 111 moves the position of the subject 101 while matching the execution of such a pulse sequence.
  • a typical moving speed is a moving speed from the top of the head toward the foot, and 0.5 cmZs to 2.
  • control unit 111 selects an imaging method.
  • an operation unit is provided for inputting the conditions for executing the norse sequence (TE, TR parameters, etc. and bed moving speed).
  • the RF probe 105 may be appropriately selected according to an imaging method that may be fixed to the bed 112 or may be fixed to the static magnetic field space.
  • the RF probe may be composed of one RF receiving coil or a multiple coil composed of a plurality of RF receiving coils.
  • the signal processing unit 107 uses the multiple sets of data acquired when the RF receiving coils are at different positions or the multiple sets of data from the multiple RF receiving coils to remove the aliasing. A function for creating a plurality of image data is provided.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the RF probe 105, the signal detection unit 106, and the signal processing unit 107 of the MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the RF probe 105 includes one RF reception coil 201, and this RF reception coil 201 is connected to the preamplifier 202.
  • the signal detection unit 106 includes one AD conversion / quadrature detection circuit 203, and converts the signal detected by the RF receiving coil 201 and amplified by the preamplifier 202 into two series of digital data.
  • the signal processing unit 107 generates image data by Fourier transform of the digital data sent from the signal detection unit 106, and in the case of the multi-channel RF receiving coil 201, the signal synthesis detected in parallel on a plurality of channels.
  • An arithmetic unit 204 that performs arithmetic operations, an image data folding / removing arithmetic operation described later, and a storage unit (not shown) that stores data necessary for these arithmetic operations and post-computation data are provided.
  • the imaging method employed by the MRI apparatus of the present invention may be either 2D imaging or 3D imaging as long as it is an imaging method that acquires image data of a plurality of imaging regions with the movement of the bed 112. In either case, the phase encoding or slice encoding direction is made to coincide with the moving direction of the bed.
  • the subject 101 is divided into a plurality of imaging regions (10 regions in the example shown in FIG. 3) in the body axis direction, and the bed 112 is imaged.
  • the imaging sequence for example, the gradient echo sequence shown in FIG. 4 can be employed.
  • a high-frequency pulse 401 is applied together with a slice selection gradient magnetic field pulse 402 for selecting a slice (slab) of a predetermined thickness, and then a slice encode gradient magnetic field pulse 403, a phase encode gradient magnetic field pulse 404, a readout gradient magnetic field Apply pulse 405.
  • the echo signal is measured so that the echo signal 406 has the maximum amplitude after the elapse of one hour TE.
  • each gradient magnetic field pulse is set so that the arrow X direction shown in Fig. 3 is the readout direction, the arrow y direction is the phase encoding direction, and the direction (z direction) orthogonal thereto is the slice encoding direction. Is done.
  • the RF probe is fixed to the apparatus (imaging space). During imaging of one area, the bed is stopped and the imaging is performed, and the bed is moved between the stations in order, as shown in FIG. The pulse sequence shown is repeated to acquire data from a plurality of areas corresponding to a plurality of stations (multi-station imaging). This is shown in Fig. 5.
  • FIG. 5 (b) shows that the subject 101 and the bed 112 have a field of view 100 fixed with respect to the apparatus coordinate system (a coordinate system in which the predetermined position of the apparatus is the origin (for example, the static magnetic field center position)). It shows how it moves in the direction of the arrow.
  • FIG. 5 (a) is a graph showing the position of the imaging field of view 100 in the bed position with respect to the time axis and the subject coordinates (a coordinate system with the subject's fixed position as the origin).
  • Figure 5 shows that the phase encoding amount is 128-128 (a graph that vibrates up and down violently) for one region while the bed and field of view do not move, and in the case of 3D imaging, slice encoding is further performed. It also shows how the amount (graph oscillating once per station) is given, and shows the case where all four imaging areas are imaged in about 200 s.
  • the RF receiving coil fixed in the imaging space covers one imaging area and has a sensitivity distribution up to a part of the adjacent area. A signal will also be received, which is a folding artifact.
  • this folding artifact is removed by calculation using data obtained by imaging an adjacent region.
  • FIG. 6A shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of the RF receiving coil.
  • the arrow in FIG. 6A is the moving direction of the bed, and here, four imaging regions 1 to 4 are shown.
  • the RF receiver coil fixed in the imaging space changes its position relative to the imaging area as the bed moves. Normally, each imaging area is set so that the sensitivity distribution of the RF receiver coil can be considered to be uniform. Therefore, when looking at one area, the sensitivity distribution is also outside the area (outside in the bed movement direction). have.
  • phase encoding direction is the bed moving direction, for example, when imaging region 2, signals from region 1 and region 3 in addition to signals from region 2 are mixed in the RF receiving coil.
  • image data of the region 2 is created using the signal detected by the RF receiving coil, for example, the blood vessels A and B in the adjacent region 1 are imaged in the region 2 when the blood vessel as illustrated in FIG. Wrapped as A 'and B'.
  • the blood vessel C in the region 3 is folded back into the region 2 as a blood vessel C ′.
  • the signal processing unit 107 performs an operation for removing the aliasing using data detected when the RF receiving coil is at different positions (a) to (c), and creates an image of region 2. A specific calculation method will be described below.
  • the signal received from the RF receiver coil is Si (X, y, z), and the magnetic field distribution of the subject is Mi (X, y, z).
  • the subscript means the imaging area of the subject, and (X, y, z) represents the position in each area.
  • X is the RL direction
  • y is the AP direction
  • z is the HF direction.
  • the RF receiver coil captures area 2 at position (b)
  • the sensitivity corresponding to area 2 is C (X, y, z) and the adjacent areas 1 and 3 correspond to the RF receiver coil sensitivity. If the sensitivity is C (x, y, z) and C (x, y, z), respectively, the signal S received by the RF receiver coil
  • M (X, y, z) is the magnetization distribution outside the field of view on the parietal side
  • the second term in the first row is the signal component due to the originally measured magnetization distribution, and the third term is the folding component of the lower limb magnetization.
  • C (X, y, z) in the first term is the coil sensitivity outside the visual field on the parietal side.
  • the distribution, M (x, y, z), is the magnetization distribution outside the field of view on the parietal side.
  • M the magnetization distribution outside the field of view on the parietal side.
  • the position of the subject changes and the subscript of M changes because the bed moves.
  • the subscripts for C and M have changed in the second and third terms.
  • Expression (1) is expressed as a determinant as Expressions (2) and (3) below.
  • T in Equations (2) and (3) represents a transposed matrix.
  • C (x, y, z) is a matrix of n X n and the elements of (m—l, m) (l ⁇ m ⁇ n) are C (x, y
  • the other elements are 0. This corresponds to acquiring the signal from only one channel. Yes.
  • Equation (4) can be expressed by equation (5).
  • S (X, y, z) is the measurement signal itself
  • C (x, y, z) is the sensitivity distribution of the receiving coil.
  • the signal force received in each region can be obtained by calculation of the sensitivity distribution in that region.
  • the sensitivity distribution is a normalized image obtained by extracting and reconstructing data in the low spatial frequency region (that is, the region near the origin of k space) from the k space where the received signal data is placed. It may be used.
  • a minute change in sensitivity distribution for each subject or region can be repeatedly reflected in the artifact removal calculation, so that a higher quality image can be obtained.
  • the aliasing included in each imaging field can be removed by the calculation of Equation (5) using the sensitivity distribution obtained as described above.
  • the folding artifact removal calculation is performed using the three regions.
  • Presaturation or 2D selective excitation
  • aliasing artifact removal calculation using two regions.
  • Figure 6B shows an example of pre-saturation (or two-dimensional selective excitation, etc.) for both out-of-field areas at both ends, imaging the two areas, and performing the aliasing artifact removal calculation using these two areas. Will be described with reference to FIG.
  • the shaded area in FIG. 6B is where the signal disappears due to pre-saturation.
  • the obtained signal is represented by the following equation (6) in consideration of equation (1).
  • the RF coil sensitivity, M (X, y, z), outside the visual field on the side is the magnetization distribution outside the visual field on the parietal side.
  • the first term on the right side is the folding component of the magnetization on the parietal side.
  • the second term is the signal component due to the originally measured magnetization distribution, and the third term is the lower-limb magnetization return component.
  • C (X, y, z) is also the RF coil outside the field of view on the parietal side
  • M (X, y, z> is the magnetic field distribution outside the parietal field of view.
  • the field-of-view sizes of the imaging 1 and the imaging 2 may be different from each other.
  • there is a pre-saturation but if there is no pre-saturation, the solution cannot be obtained because there are only two simultaneous equations compared to the variable force to be obtained.
  • the number of variables is two, and the variable S can be obtained as described above.
  • the imaging protocol setting is started (step S701), and the imaging area is determined (step S702).
  • the imaging area is determined so that each force becomes 0, the above calculation can be performed. For example, when imaging from the top of the head, if the top of the head is set to M (X, y, z), the adjacent M (X, y, z) will be 0 for the subject. M (X, y, z)
  • step S702 M (x. V, z) and M (x, y, z) forces cannot be set to 0.
  • step S703 it is determined whether to set a pre-saturation pulse (step S703).
  • M (X, y, z) is not the lower limb end, only the lower limb side of M (X, y, z) is pre-saturated.
  • M (X, y, z) can be set to 0 in terms of computation.
  • step S705 to start scanning.
  • M (X, y, z) is not the top of the head, only the top of M (X, y, z) is imaged with pre-saturation.
  • M (X, y, z) can be set to 0 in the calculation, so the process proceeds to step S705 and the scan is started.
  • step S703 if the pre-saturation pulse is not set, the third method is to increase the number of phase encodings so that only the imaging regions of the crown and lower limbs, which are the ends, do not return.
  • Anti-lap measurement is performed (step S704).
  • M (X, y, z) and M (x, y, z) can be set to 0 in the calculation, so the process proceeds to step S705.
  • the anti-lap measurement is a technique as described in Japanese Patent Laid-Open No. 5-76518.
  • the phase encoding gradient magnetic field is set so that the measurement visual field becomes larger than the imaging visual field (2 times, 3 times, etc.), and the number of phase encodings is increased accordingly. This makes it possible to identify the position of the aliasing artifact in the phase encoding direction, and to display the unnecessary part without displaying an image.
  • an imaging field of view wider than the end portion is set.
  • An image portion corresponding to the first (N) region is extracted from the acquired image as the first (N) image.
  • the signal processing unit 107 removes the aliasing generated in each imaging region by the calculation using the data acquired in each station, creates an image of each imaging region, and displays the image in the display unit 108. Display.
  • the aliasing removal calculation is performed by performing the aliasing artifact removal calculation every time an image of one area is acquired, for example, after image data of at least two consecutive areas is acquired.
  • the operation of acquiring the image of the area may be repeated. For example, the following processing can be executed.
  • FIG. 7B is a flowchart showing the overall processing of the first embodiment of the present invention described above.
  • i is set to 1
  • step S712 the i-th region is imaged.
  • step S713 it is determined whether i exceeds the preset number N of regions.
  • step S713 if i is N or less and all the images of the 1st to? ⁇ Th regions have been acquired and then processing 1 for performing artifact folding removal calculation is selected, step S717 Does not execute and proceeds from step 713 to step S714-1.
  • step S713 when i is N or less and image data of at least two consecutive areas is acquired as described above, every time an image of one area is acquired.
  • the processing 2 for performing the operation for obtaining the image of the middle region by performing the aliasing artifact removal calculation is selected, the process proceeds to step S717.
  • i + 1 is set to i in step S715, and the process returns to step S712.
  • step S713 if i is greater than or equal to N, if the above process 2 is selected, the process ends. On the other hand, if the processing 1 is selected, in step S716, after performing the extra-artifact aliasing removal calculation using the images from the first to the Nth region, the process ends.
  • the pre-saturation and anti-lap measurement are minimized, and the aliasing artifact is removed in each imaging region in a short imaging time. Images can be obtained.
  • the degree of freedom of the imaging field of view in the body axis direction is increased.
  • imaging can be performed without being affected by the nonlinearity of the gradient magnetic field, and MR imaging using a high magnetic field magnet is possible due to the openness with a narrow static magnetic field uniform region in the body axis direction. .
  • the field of view in the body axis direction has conventionally been 300mn! Up to 356mm for long gradient Image blurring due to field non-linearity occurred, and it was necessary to consider the calculation for correcting the blur.
  • the field of view in the body axis direction is, for example, 64 mm. Even if it is made thin, whole body imaging can be performed efficiently by setting the body axis direction (movement direction) as the phase encoding direction or slice encoding direction.
  • the pre-saturation or anti-lap measurement that has conventionally been necessary for each imaging region is not performed, or at most twice (that is, at most both end regions). Therefore, the increase in SAR and the extension of imaging time can be greatly reduced.
  • the receiving coil is one or a set of receiving coils fixed to the apparatus, the aliasing artifact can be removed only by the output from the receiving coil.
  • an arbitrary visual field size can be selected for each region, and imaging with a high degree of freedom can be realized for a wide region including regions having different SZ N.
  • the visual field size in the phase encoding direction or the slice encoding direction of at least two regions can be set differently.
  • each imaging region does not necessarily have to be the same.
  • z 64 mm in region 1 in FIG. 6A
  • z 96 mm in region 2
  • z 64 mm in region 3 in the slice encoding (Z) direction (FIG. 11 ( a)).
  • the moving direction of the bed is determined by the subject.
  • the moving direction of the bed may be the left-right direction (AP direction) of the subject.
  • AP direction the left-right direction
  • the movement of the subject should be stopped in at least one region.
  • FIG. 7C is an operation flowchart of the second embodiment of the present invention
  • FIG. 8 is an explanatory diagram of the second embodiment of the present invention.
  • the RF receiving coil is fixed to each imaging region of the subject 101, and imaging is performed while the bed 112 is continuously moved. I do.
  • the force indicating the case where one area is imaged with an encoding amount of 128 to 128 Take an image in 200s.
  • the imaging may be either 2D imaging or 3D imaging, and a known one such as the gradient echo sequence of FIG. 4 can be adopted as a pulse sequence.
  • the bed is continuously moved and the excitation frequency of the high-frequency pulse is changed during the data acquisition of one imaging region, so that the subject coordinate system is changed.
  • data from a fixed (that is, the same) field of view 100 is acquired.
  • the excitation frequency is returned to the initial state, and imaging data from the next area is acquired. Thereafter, the same excitation frequency control is repeated.
  • the bed is moved continuously, and the excitation frequency switching control is sequentially performed in response to the bed movement in the same region, and the pulse sequence as shown in Fig. 4 is repeated.
  • Get region data By controlling so that the time required to acquire data from one imaging area matches the bed movement time for moving one imaging area, multiple areas can be imaged without overlapping. It can be carried out.
  • FIG. 9 shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of each RF receiving coil in such imaging.
  • Fig. 9 shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of each RF receiving coil in such imaging.
  • FIG. 9 shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of each RF receiving coil in such imaging.
  • FIG. 9 shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of each RF receiving coil in such imaging.
  • FIG. 9 shows the relationship between the imaging region and the sensitivity of each RF receiving coil in such imaging.
  • four imaging areas are aligned in the direction of the arrow indicating the direction of bed movement. 1 to 4 are shown, and the RF receiving coils 1 to 4 are fixed to the respective regions.
  • the result of imaging while switching the signals of each imaging area force to the corresponding RF receiver coil is the same as when imaging with the RF receiver coil fixed to the device, and the sensitivity distribution of the RF receiver coil is ,
  • the imaging area is determined so that the signal outside the area becomes 0, and (2) the outside of the entire imaging area. Folding artifacts are removed by methods such as pre-saturation of the area (3), and anti-lap measurement.
  • step S714-2 (excitation frequency reset) is added in place of step S714-1 (bed movement) in FIG. 7B. Since the other steps in FIG. 7C are the same as those in FIG. 7B, detailed description thereof is omitted.
  • the number of executions of pre-saturation and anti-lap measurement is minimized (at most twice), and there are a plurality of non-returns. An image of the area can be obtained.
  • the field of view in the body axis direction can be shortened, and the degree of freedom is increased. Furthermore, in this second embodiment, the same changes as in the first embodiment are made, such as setting the field of view for each imaging region with different slice encoding numbers, etc., and moving the subject in the horizontal direction. Is possible. [0124] Degradation of image quality that can occur when the phase encoding direction is the same as the bed moving direction can be suppressed by using known signal processing or RF excitation control techniques.
  • FIG. 10 shows an outline of a thin MRI apparatus suitable for the present invention.
  • This MRI system is configured to capture images while the bed is moving, like an X-ray CT system that is thinner in the direction of the body axis.
  • the imaging region is typically about 64 mm, and the slice thickness by 3D imaging is 1 to 2 mm.
  • the visual field in the direction of the readout gradient magnetic field cannot be taken substantially, and the number of pixels does not increase. Since the magnetic field direction can be taken in the left-right direction (RL direction), the number of pixels can be increased effectively.
  • the reception sensitivity of the RF coil is measured every time the subject enters the imaging region of the MRI apparatus.
  • the bed moving direction and the phase encoding direction or slice encoding direction can be matched without causing folding artifacts.
  • the degree of freedom of the field of view in the direction or slice encoding direction is increased, which makes it possible to reduce the thickness of the device and to perform various 3D imaging.
  • the MRI apparatus of the present invention can be suitably applied to imaging such as head “neck” chest 3D imaging and lower limb imaging, for example.

Abstract

マルチステーション撮像法やムービングベッド撮像法において、各領域において折り返しアーチファクトの除去された画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供する。 静磁場空間内にある被検体（１０１）を静磁場空間に対し移動させながら撮像する際に、位相エンコード方向を被検体（１０１）の移動方向として撮像を行う。被検体（１０１）が複数の異なる位置にあるときに取得した複数の核磁気共鳴信号の組と受信コイル（１０５）の感度分布を用いた演算を行い、移動方向の画像の折り返しを除去した複数領域の画像を得る。

Description

磁気共鳴イメージング方法及び装置
技術分野
[0001] 本発明は、核磁気共鳴 (NMR)信号を利用して、被検体の所望部位の断層画像を 得る磁気共鳴イメージング方法及び装置 (MRI装置）に係わり、特に、被検体が横た わるテーブルを移動させて NMRデータを取得し、被検体の広!、部位を撮像するム 一ビングベッド撮像法やマルチステーション撮像法を行う MRI装置に関する。
背景技術
[0002] MRI装置では、静磁場内に被検体を配置し、 NMR信号を計測する。従って撮像 領域は、静磁場磁石が発生する均一な静磁場内（例えば、 50cmの球内）に限定さ れる。これに対し、 MRIの高速ィ匕撮像を活用して、被検体が横たわるベッドを移動さ せて比較的広い領域、例えば全身を撮像する手法 (全身撮像法)が開発されている
[0003] 上記全身撮像法には、大きく分けて 2つの手法がある。
[0004] 1つの手法は、複数のステーション間でベッドを移動させて 1つのステーションでは ベッドを固定し撮像を行うことにより、複数のステーションの画像を得るもので、ここで はマルチステーション撮像法と呼ぶ。
[0005] マルチステーション撮像法の適用例として、例えば、体幹部、骨盤、下肢をそれぞ れ専用の RFコイルで被検体を被い、 Gd造影剤を血管に注入しながら、それぞれの 部位を適切な Field of View (FOV)で撮像し、全身の動脈を画像化する例や、 30cm の視野の撮像を 6回繰り返して行い、 180cmの大視野の 1枚の画像を得る例などが 報告されて ヽる (非特許文献 1)。
[0006] もう 1つの手法は、ベッドを連続的に移動させながら撮像するものであり、一般にム 一ビングベッド撮像法と呼ばれる。
ムービングベッド撮像法の一例として、非特許文献 2には、装置座標系での撮像領 域を固定し、ベッドの移動に伴 ヽ被検体座標系における撮像領域を移動させる方法 が記載されている。この方法では読み出し傾斜磁場方向はベッド移動方向に設定さ れる。
[0007] 上述したマルチステーション撮像やムービング撮像では、位相エンコード方向をべ ッドの移動方向に揃えた場合、画像の位相エンコード方向両端に隣接する領域から の折り返しアーチファクトが生じるため、位相エンコード方向は、ベッド移動方向と異 なる方向に設定される。
[0008] ところが、位相エンコード方向とベッド移動方向とが異なる場合、視野の自由度が制 限されてしまう。このため、 MRI装置のベッド移動方向における寸法を大きくする必要 があり、 MRI装置の小型化が困難である。
[0009] そこで、マルチステーション撮像やムービング撮像にぉ 、て、位相エンコード方向と ベッド移動方向とが揃い、かつ、折り返しアーチファクトを有効に除去する技術が特 許文献 1に記載されている。
この特許文献 1に記載された技術にあっては、位相エンコード方向をベッド移動方 向と平行とする場合に、位相エンコード方向の FOVサイズを RFコイルの 2倍とするこ とにより（アンチラップ計測）、折り返しアーチファクトを防止している。
[0010] 特許文献 1 :特開 2004— 97826号公報
非特干文献 1 : M. Bock et al. Wnole- body MRI: A simple approach using automatic table movement and dedicated post-processing, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002.
非特許文献 2 : DG. kruger et al. Continuously moving table method for extended FO V3D MRI, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002.
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0011] し力しながら、特許文献 1に記載されたアンチラップ計測では、ステーション毎の計 測が時間延長されるために、撮像時間が延長するデメリットがある。
[0012] また、折り返しアーチファクトを除去するためには、撮像シーケンスに先立ってプリ サチユレーシヨンパルスを印加し視野外の信号を抑制するプリサチユレーシヨン法も 考えられるが、このプリサチユレーシヨン法は、付カ卩的な RFパルスが必要であるため SAR (比吸収率）を増加し、パルスシーケンスの時間が延長するというデメリットがある
[0013] そこで、本発明は、マルチステーション撮像法やムービングベッド撮像法にぉ 、て、 各領域において折り返しアーチファクトの除去された画像を得ることが可能な MRI方 法及び装置を提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0014] 本発明の磁気共鳴イメージング方法は、被険体の移動方向において、第 1の領域 〜第 N (Nは 2以上の整数)の領域を設定する領域設定ステップと、受信手段を用い て、設定された領域の少なくとも 1つを撮像して、それらの領域の画像を取得する領 域撮像ステップと、設定された領域を順次移動させて上記領域撮像ステップを上記 第 Nの領域まで繰り返す繰り返しステップとを有する。
[0015] そして、本発明の磁気共鳴イメージング方法は、領域撮像ステップの後に、領域撮 像ステップで取得された画像の内の連続する少なくとも 2つの領域の画像データと、 受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域力 の折り返しを除去する演算を 行なう折り返し除去ステップを有する。
[0016] また、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生 手段と、高周波磁場発生手段と、被検体から発生された核磁気共鳴信号を受信する 受信手段と、被検体を移動させる移動手段と、傾斜磁場発生手段、高周波磁場発生 手段及び受信手段の動作を所定のパルスシーケンスに基づいて制御すると共にパ ルスシーケンスの実行と整合を取って移動手段を制御する計測制御手段と、受信し た核磁気共鳴信号から画像を作成する画像作成手段とを備える。
[0017] そして、本発明の磁気共鳴イメージング装置において、計測制御手段は、被検体を 移動させて、被検体の第 1の領域〜第 N (Nは 2以上の整数)の領域をそれぞれ撮像 し、画像作成手段は、第 1の領域の第 1の画像〜第 Nの領域の第 Nの画像を再構成 し、第 1の画像〜第 Nの画像の内の連続する少なくとも 2つの領域の画像データと、 受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域力 の折り返しを除去する演算を 行なう折り返し除去手段を備える。
[0018] 本発明の MRI装置において、受信手段に備えられた受信コイルは、静磁場空間に 対して固定されていても、また被検体に固定されていてもよい。静磁場空間に対して 固定されたものとする場合は、受信コイルは、単一のコイルでもよいし、複数の小型コ ィルからなる 1組の受信コイルであってもよ！/、。
発明の効果
[0019] 本発明の磁気共鳴イメージング方法及び装置によれば、マルチステーション撮像 法やムービングベッド撮像にぉ 、て、折り返しアーチファクトの無 、各領域の画像を 短時間で得ることができる。
[0020] これにより、ベッド移動方向における視野の自由度が増し、ベッド移動方向の寸法 が短縮ィ匕された小型の MRI装置でもマルチステーション撮像法やムービングベッド 撮像が可能となる。
図面の簡単な説明
[0021] [図 1]本発明が適用される MRI装置の全体概略構成図である。
[図 2]本発明が適用される MRI装置の信号処理部の構成を示す図である。
[図 3]全身撮像の場合における撮像領域と位相エンコード方向との関係を示す図で ある。
[図 4]本発明の MRI装置で採用するパルスシーケンスの一例を示す図である。
[図 5]本発明の第 1の実施形態における動作説明図である。
[図 6A]本発明の第 1の実施の形態における撮像領域と RF受信コイルの感度分布の 関係を示す図である。
[図 6B]本発明の第 1の実施の形態において、一つの領域の画像が取得される毎に 折り返しアーチファ外の除去演算を行なう場合の説明図である。
[図 7A]本発明の第 1の実施形態における折り返し除去演算処理を説明するフローチ ヤートである。
[図 7B]本発明の第 1の実施形態の全体処理を示すフローチャートである。
[図 7C]本発明の第 2の実施形態の全体処理を示すフローチャートである。
[図 8]本発明の第 2の実施の形態における動作説明図である。
[図 9]本発明の第 2の実施の形態における撮像領域と RF受信コイルの感度分布の関 係を示す図である。 [図 10]本発明が適用される薄型 MRI装置の概要を示す図である。
[図 11]撮像領域によって視野が異なる場合を示す図である。
符号の説明
[0022] 100 視野、 101 被検体、 102 静磁場磁石、 103 傾斜磁場コイル、 104 RFコ ィル、 105 RFプローブ (受信コイル）、 106 信号検出部、 107 信号処理部、 108 表示部、 109 傾斜磁場電源、 110 RF送信部、 111 制御部、 112 ベッド、 114 ベッド制御部
発明を実施するための最良の形態
[0023] 以下、本発明の MRI装置について、図面を参照して詳述する。
[0024] 図 1は、本発明が適用される MRI装置の全体概略構成図である。
[0025] この MRI装置は、被検体 101が置かれる空間 (撮像空間）に静磁場を発生する磁 石 102と、この撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル 103と、被検体 101 の撮像領域を励起するための高周波磁場を発生する RFコイル 104と、被検体 101 が発生する MR信号を検出する RFプローブ 105と、被検体 101を載せ、撮像空間内 で移動させるためのベッド 112とを備えて 、る。
[0026] 傾斜磁場コイル 103は、 X、 Y、 Ζの 3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場 電源 109からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。 RFコイル 104は、 RF 送信部 110の信号に応じて高周波磁場を発生する。 RFプローブ 105で受信した信 号は、信号検出部 106で検出され、信号処理部 107で信号処理され、計算により画 像信号に変換される。画像は表示部 108で表示される。
[0027] ベッド 112は、ベッド制御部 114により駆動され、ベッド 112に寝かせられた被検体 101を例えばその体軸方向（H—F) 113に移動することができる。
[0028] 上述した傾斜磁場電源 109、 RF送信部 110、信号検出部 106は、パルスシーケン スと呼ばれる制御のタイムチャートに従 、制御部 111で制御される。制御部 111は、 このようなパルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、被検体 101の位置を移動させ る。
[0029] 典型的な移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度で、 0. 5cmZs〜2.
OcmZsである。また、図示されていないが、制御部 111には、撮像方法を選択したり 、ノルスシーケンスを実行するための条件 (TE、 TR等のパラメータやベッドの移動速 度)等を入力するための操作部が備えられている。
[0030] RFプローブ 105は、ベッド 112に固定されていてもよいし、静磁場空間に固定され ていてもよぐ撮像方法に応じて適宜選択される。また、 RFプローブとしては、 1個の RF受信コイルからなるものでも、複数の RF受信コイルからなるマルチプルコイルでも よい。
[0031] 信号処理部 107は、 RF受信コイルが異なる位置にあるときに取得された複数組の データを用いて、或いは複数の RF受信コイルからの複数組のデータを用いて、折り 返しの除去された複数の画像データを作成する機能を備えている。
[0032] 図 2は、本発明が適用される MRI装置の RFプローブ 105、信号検出部 106及び信 号処理部 107の一例を示す図である。
[0033] 図 2において、 RFプローブ 105は、 1個の RF受信コイル 201を備え、この RF受信 コイル 201は、プリアンプ 202に接続されている。信号検出部 106は、 1個の AD変換 •直交検波回路 203からなり、 RF受信コイル 201で検出され、プリアンプ 202で増幅 された信号を二系列のデジタルデータに変換する。
[0034] 信号処理部 107は、信号検出部 106から送られるデジタルデータのフーリエ変換 による画像データの作成や、複数チャンネルの RF受信コイル 201の場合には、複数 チャンネルで並列に検出された信号合成演算や、後述する画像データの折り返し除 去演算等を行なう演算部 204と、これら演算に必要なデータや演算後のデータを記 憶する図示しな 、記憶部とを備える。
[0035] 以下、上述の MRI装置を用いたマルチステーション撮像法又はムービングベッド撮 像法による実施形態を説明する。本発明の MRI装置が採用する撮像方法は、ベッド 112の移動を伴 ヽ複数の撮像領域の画像データを取得する撮像方法であればよぐ 2D撮像、 3D撮像のいずれでもよい。いずれの場合にも位相エンコード又はスライス エンコード方向をベッドの移動方向と一致させる。
[0036] 本発明の第 1の実施形態として、図 3に示すように、被検体 101を体軸方向に複数 の撮像領域 (図 3に示した例では 10領域）に分け、ベッド 112を撮像領域間で間歇 的に移動させて COR断面を 3D撮像する場合を説明する。 [0037] 撮像シーケンスとしては、例えば、図 4に示すグラディエントエコーシーケンスを採 用することができる。グラディエントエコーシーケンスでは、高周波パルス 401を所定 の厚さのスライス (スラブ)を選択するスライス選択傾斜磁場パルス 402とともに印加し た後、スライスエンコード傾斜磁場パルス 403、位相エンコード傾斜磁場パルス 404 、読み出し傾斜磁場パルス 405を印加する。そして、高周波パルス 401の印力！]からェ コ一時間 TE経過後にエコー信号 406が最大振幅となるように該エコー信号を計測 する。
[0038] 所定の繰り返し時間 TRで、これらシーケンスを繰り返し、その際、繰り返し毎にスラ イスエンコード傾斜磁場パルスと位相エンコード傾斜磁場パルスの少なくとも一方の 量を変え、異なるスライス Z位相エンコードを与え、それぞれのエンコードで得られる エコー信号 406を検出する。この操作をエンコードの数だけ繰り返し、 1つの領域の 3 D画像再構成に必要なエコー信号を取得する。
[0039] ここで、各傾斜磁場パルスは、図 3に示す矢印 X方向が読み出し方向、矢印 y方向 が位相エンコード方向、これらと直交する方向（z方向）がスライスエンコード方向とな るように設定される。
[0040] 本実施形態では、 RFプローブは装置 (撮像空間）に固定されており、 1つの領域の 撮像中はベッドを停止させて撮像し、ステーション間でベッドを移動させて順次、図 4 に示すパルスシーケンスを繰り返して、複数のステーションに対応する複数の領域か らのデータを取得するようにする（マルチステーション撮像)。この様子を図 5に示す。
[0041] 図 5 (b)は、装置座標系（装置の所定位置を原点 (例えば、静磁場中心位置)とした 座標系）に対し固定された視野 100に対し、被検体 101及びベッド 112が矢印方向 に移動する様子を示したものである。図 5 (a)は、時間軸に対するベッド位置及び被 検体座標 (被検体の一定位置を原点とした座標系）における撮像視野 100の位置を グラフで示したものである。
[0042] 図 5 (a)には、ベッド及び視野が動かない間に、 1つの領域について位相エンコード 量一 128〜128 (上下に激しく振動しているグラフ）と 3D撮像の場合はさらにスライス エンコード量 (ステーション毎に 1回振動しているグラフ）が付与される様子も合わせ て示しており、全部で 4つの撮像領域を約 200sで撮像する場合を示して 、る。 [0043] このような撮像において、撮像空間に固定された RF受信コイルは 1つの撮像領域 をカバーして隣接領域の一部まで感度分布を有しているため、撮像領域に隣接する 領域からの信号も受信することになり、それが折り返しアーチファクトとなる。
[0044] 本実施形態の MRI装置では、この折り返しアーチファクトを隣接する領域の撮像に よって得られたデータを用いて演算することにより除去する。
[0045] 以下、折り返しアーチファクトの除去手法を詳述する。
[0046] 図 6Aに、撮像領域と RF受信コイルの感度との関係を示す。図 6A中の矢印は、ベ ッドの移動方向であり、ここでは 4つの撮像領域 1〜4が示されている。撮像空間に固 定された RF受信コイルは、図 6Aの（a)〜（b)に示すように、ベッドの移動に伴!、撮 像領域に対する相対位置が変化する。通常は、 RF受信コイルの感度分布が均一と 見なせる範囲内に納まるように各撮像領域が設定されるので 1つの領域について見 ると、その領域の外側（ベッド移動方向における外側）にも感度分布を有している。
[0047] 従って、位相エンコード方向をベッド移動方向とした場合、例えば領域 2を撮像する 場合、 RF受信コイルには、領域 2からの信号の他に領域 1及び領域 3からの信号も 混入する。 RF受信コイルが検出した信号を用いて領域 2の画像データを作成した場 合には、例えば、図示するような血管を撮像したときに隣接する領域 1の血管 A、 Bは 、領域 2に血管 A'、 B 'として折り返される。また、領域 3の血管 Cは、領域 2に血管 C' として折り返されることになる。
[0048] 信号処理部 107は、 RF受信コイルが異なる位置 (a)〜（c)にあるときに検出したデ ータを用いて折り返しを除去する演算を行い、領域 2の画像を作成する。以下、具体 的な演算方法を説明する。
[0049] 各撮像領域につ!ヽて RF受信コイルから受信される信号を Si (X, y, z)とし、被検体 の磁ィ匕分布を Mi (X, y, z)とする。添え字は、被検体の撮像領域を意味し、（X, y, z) は各領域内の位置を表す。本実施形態では、 Xを RL方向、 yを AP方向、 zを HF方 向としている。 RF受信コイルが位置 (b)で領域 2を撮像する場合は、 RF受信コイル の感度のうち、領域 2に対応する感度を C (X, y, z)、隣接する領域 1、 3に対応する 感度をそれぞれ C (x, y, z)、 C (x, y, z)とすると、 RF受信コイルが受信する信号 S
0 2
(χ, y, z)は以下の式（1)の第 2行の式となる。 [0050] 装置座標での撮像領域と被検体の撮像領域は、ベッド移動に応じてずれながら対 応して!/、くので、 RF受信コイルが受信する信号は以下の式（1)のように記述される。
[0051] [数 1]
Sj(x, y, z) = C0(x, y, z) M0(x,y, z) + C, (x, y, z) , (x, y, z) + C , (x, y, z) M2 (x, y, z) S2(x, y， z) = C0(x, y, z)Mj (x, y, z) + C , (x, y, z)M2(x, y, z)+C2(x, y, z) M3 (x, y, z) S3(x, y, z) = C0(x, y, z)M2(x, y, z)+Cj (x, y, z) M3(x, y, z)+C2(x, y, z) M4 (x, y， z)
Sn(x, y,z) = C0 (x, y, z) M„_, (x, y, z) + G , (x, y, z) Mn(x, y, z) + C2 (x, y, z) Mn+1 (x, y, z)
… ( 1 )
[0052] 即ち、式（1)のうちの第 1行の式について見ると、第 1項の C (X, y, z)は、頭頂側
0
の視野外のコイル感度分布、 M (X, y, z)は頭頂側の視野外の磁化分布であり、頭
0
頂側の磁化の折り返し成分である。第 1行の第 2項が本来計測する磁化分布による 信号成分、第 3項が下肢側の磁化の折り返し成分である。
[0053] 第 2行の式について見ると、第 1項の C (X, y, z)は頭頂側の視野外のコイル感度
0
分布、 M (x, y, z)は頭頂側の視野外の磁化分布である。ここで、第 1行と第 2行とで はベッドが移動したことで、被検体の位置が変わり Mの添え字が変わっている。同様 に、第 2項、第 3項も Cと Mの添え字は変わっている。
[0054] この式（1)からわ力るように、本実施の形態では 1つの RF受信コイル（出力チャンネ ル)力も異なる時点で取得された複数のデータセットが用いられる。
[0055] 次に、以下の式（2)、（3)として、式（1)を行列式で表す。
[0056] [数 2]
S (X, y,z)T=(S,(x, y,z), S2(x,y,z), · - - - , Sn(x,y, ζ)) · · · (2)
Μ (Χ, y, Z) τ = (M, (x, y, z) , M2 (x, y, z) , - - - · , Mn(x, y, z)) . · · (3)
[0057] ただし、式（2)、（3)中、 Tは転置行列を表す。
[0058] [数 3] f
Figure imgf000012_0001
[0059] 上記行列式のようになる力 S =0、 S =0であり、 Sについて C M =0、 Sに
0 n+ l 1 0 0 n ついて C M =0を仮定すれば上記行列式は、以下のようになる。
2 n+ l
[0060] [数 4]
Figure imgf000012_0002
ill III III
S (x. y. z) C (x, y, z) M (x, y, z
[0061] これを記号で示すと、式 (4)のようになる
[0062] [数 5]
S (X, y, z) - C (x, y. z) M (x, y, z) · · · ( 4 )
[0063] ここで、 C (x, y, z)は、 n X nの行列で、（m—l, m) (l≤m≤n)の要素が C (x, y
o
, z)、 (m, m)の要素が C (x, y, z)、（m+ l、 m)の要素が C (x, y, z)である。その
1 2
他の要素は 0である。これは 1チャンネルのみから信号を取得していることに対応して いる。
[0064] 式 (4)は式（5)で表すことができる。
[0065] [数 6]
M (x, y, z) = C (x, y, z) '1 S (x. y, z) · · . ( 5 )
[0066] ただし、式（5)中、 1は逆行列を表す。
[0067] ここで、 S (X, y, z)は、計測信号そのものであり、 C (x, y, z)は受信コイルの感度分 布なので、事前に各撮像領域で撮像しておくことにより既知である。或いは、各領域 で受信した信号力 その領域の感度分布を演算により取得することもできる。例えば 、受信信号のデータが配置される k空間から低空間周波数領域 (つまり、 k空間の原 点近傍の領域)のデータを抽出して再構成した画像を正規化したものを感度分布と して用いてもよい。これにより、被検体毎或いは領域毎の微小な感度分布の変化を 繰り返しアーチファクト除去演算に反映できるので、より高画質の画像を得ることがで きる。以上のようにして取得された感度分布を用いて式 (5)の演算により各撮像視野 に含まれる折り返しが除去できる。
[0068] 以上は、 RF受信コイルが本来の撮像領域の前後の領域にまで感度を有して、その 結果、連続する 3つの領域の感度分布を考慮して折り返しアーチファクトを除去する 方法について説明したが、被検体の全撮像領域を細かく分割して、各領域の位相ェ ンコード方向又はスライスェンコード方向の幅を狭くした場合には、 RF受信コイルの 感度は本来の撮像領域の前後にそれぞれ複数の領域にまで及ぶ場合が有り得る。 このような場合には、そのような感度の及ぶ範囲の領域を含めて、つまり、連続する 3 以上の領域の感度分布を考慮して折り返しアーチファクト除去演算を行なう必要があ る。そして、考慮すべき連続領域の数に対応して、数 1〜数 4式の感度分布行列にお いて非ゼロ要素の数が多くなるが、数 4式以降の演算は同じになる。
[0069] ここで、上述した例においては、 3つ領域を用いて折り返しアーチファクト除去演算 を行なったが、例えば、被検体が小さぐ 2つの領域でカバーする範囲内に収まって しまう場合や、両端の視野外領域をプリサチユレーシヨン (若しくは 2次元選択励起な ど）する場合は、 2つの領域を用いて折り返しアーチファクト除去演算を行なうことも可 能である。以下、両端の視野外領域をプリサチユレーシヨン (若しくは 2次元選択励起 など）して、 2つの領域を撮像し、この 2つの領域を用いて折り返しアーチファクト除去 演算を行なう場合の例を図 6Bを参照して説明する。
[0070] 図 6Bに斜線で示したところがプリサチレーシヨンで信号がなくなるところである。
このとき、得られる信号は、式（1)を考慮して、次式 (6)のようになる。
[0071] [数 7]
S, (x, y, z) =C0 (x, y, z) „ (.x, y, zj+G,(x, y, z) Mt (x, y, z) +C2 , y, z) M2 (x, y, z)
Figure imgf000014_0001
(x, y, z)ML (x, y, z) +C2(x, y, z)M2(x, y, z)
=C (x, y, z) Mj (x, y， z) +C2 (x, y, z) M2 (x， y, z)
S≤ (x, y,
Figure imgf000014_0002
y, z)Mz (x, y, z) +C2 (x, y, z)M3 (x, y, z)
-C0 (x, y.7.)M{ (x, y, z)+C1 (x, y, z) 2(x, y, z)+0
= 0 (x， y, z) , (x, y, z)+Cl (x, y, z)U.,(x, y, z)
• · · (6)
[0072] ここで、上記式 (6)の第 1行について簡単に脱明すると、 C (X, y, z)は被検体頭頂
0
側の視野外の RFコイル感度、 M (X, y, z)は頭頂側の視野外の磁化分布である。
0
従って、右辺の第 1項は、頭頂側の磁化の折り返し成分である。第 2項が本来計測 する磁化分布による信号成分、第 3項が下肢側の磁化の折り返し成分である。第 1項 はプリサチレーシヨン (若しくは 2次元選択励起など）によって、 M (X, y, z)=0となつ
0
ているから、結局、第 2項と第 3項のみが信号となる。
[0073] 上記式（6)の第 2行については、 C (X, y, z)は同じく頭頂側の視野外の RFコイル
0
感度、 M (X, y, z>は頭頂側の視野外の磁ィ匕分布である。第 3項はプリサチレーショ ン (若しくは 2次元選択励起など）によって、 M (X, y, z) =0となっているから、結局、
3
第 1項と第 2項のみが信号となる。
[0074] その後の演算は、上記式（2)、（4)に従って行えばよいが、もっと簡便に、式 (6)か ら直接求めることも可能である。
つまり、次式（7)、（8)により式（9)が得られ、次式（10)、 (11)により式（12)が得ら れる。 [0075] [数 8] ^x, y, z)S, (x, y, z)= {C, (x, y, z) } 2M, (x, y, z)+C,(x, y, z) C,(x, y, z)M2(x, y, z) C, (x, y， z)S x, y, z) -
C,(x, y, z) C0(x, y， z) , (x, y, z)+C2(x, y, z)C, (x, y, z)M_,(x, y, z)
• · ■ (7)
[0076] [数 9]
Cj (x, yT z) Sj (x, y, z)— C2 (x, y， z) S2 (x, y， z)二
[ (C^x, y, z)} 2 C2 ( y，z)C。〔x，y，z)] (x, y, z)
• ， · (S)
[0077] [数 10]
Mt (x, y， z) 二
[ C, (x， y， z)S; (x, y, z)
C2(x， y, z) C0(x, y, z) ]
[0078] [数 11]
C0 (x, y, z}S} (x， y， z)=
C0 (x, y, z)Cj (x, y, z) } (x， y, z) +C0 (x, y， z) C2(x， y, z) 2(x, y, z) C , (x， y， z) S.(x, y， z)=
Cj (X, y, z)C0 (x， y， ζ)Μ! ( , y, z) + {C; (x， y， z)！ 2(x, y, z)
… （1 0)
[0079] [数 12] C0 (x, y, z)S】 (x, y, z)— C , (x， y， z) S■ (x, y, z) =
[C0 (x, y, z)C2 (x, y, z) (x, y, z) } Π M2 (x, y, z)
… （1 1 )
[0080] [数 13] 2 (x, y, z) =
[C0 (x, y, z)S1(x, y， z)— C丄 (x, y, z)S2(x, y, z) ] I [C0 (x, y, z)G2 (x, y, z) ―
,y,z)} 2]
… （1 2 )
[0081] このことは、図 6Bで、 A'を Aに移動し重ねる作業に相当する。従って、 1回目の撮 像と 2回目の撮像の継ぎ目で、例えば、信号強度が低下していても、信号重ね合わ せにより、信号値が上がる効果がある。両側プレサチユレーシヨンを用いた従来の通 常の撮像と比べると、撮像の前後でプリサチレーシヨンを行わな 、でよ 、ので（つまり 片側だけのプレサユレーシヨンで良いので）、 SAR (Specific absorption ratio)を低減 することちでさる。
[0082] 撮像 1と撮像 2の視野サイズは、互いに異なっていてもよい。上記ではプリサチレ一 シヨンがあるが、プリサチレーシヨンが無い場合は、求める変数力 ケであるのに比べ て連立方程式が 2ケしかないので解を求めることができない。しかし、この例において は、プリサチレーシヨンの結果、変数の数が 2ケとなり、上記のように変数 Sを求めるこ とがでさる。
[0083] 次に、 3つ以上の領域を撮像する場合の端部処理について説明する。上記演算に おいて、端部に位置する領域については、それ以前或いはそれ以降の計測データ が存在しないため、上記演算を行うことができない。即ち、 10ステーションの計測を考 えた場合、式（5)における M (X, y, z)と M (x, y, z)は実際には計測されない。こ
0 11
の場合に以下の端部処理を行うことにより上記演算を行うことが可能になる。 [0084] 図 7Aを参照して、折り返しを除去する演算の端部処理を説明する。
図 7Aにおいて、撮像プロトコルの設定をスタートし (ステップ S701)、撮像領域を決 定する（ステップ S 702)。このとき、第 1の方法として、 M (X, y, z)と M (x, y, z)と
0 11
力 それぞれ 0になるように、撮像領域を決定すれば、上記演算を行うことが可能に なる。例えば、頭頂から撮像する場合、 M (X, y, z)に頭頂部をセットすればそれに 隣接する M (X, y, z)は、通常被検体はなぐ 0となる。また、 M (X, y, z)が下肢の
0 10 末端になるようにセットすればその隣接部位 M (X, y, z)は、 0になる。そして、 M (
11 0
X， y， z)と M (X, y， z)と力 それぞれ 0になる場合には、ステップ S705に進み、ス
11
キャンを開始する。
[0085] ステップ S702において、 M (x. v, z)と M (x, y, z)力 それぞれ 0に設定できな
0 11
い場合には、第 2の方法として、プリサチユレーシヨンパルスを設定するかどうかを判 定する（ステップ S703)。プリサチユレーシヨンパルスを設定する場合には、例えば、 M (X, y, z)が下肢末端ではない場合、 M (X, y, z)の下肢側のみをプリサチユレ
10 10
ーシヨンで撮像する。これにより、演算上 M (X, y, z)を 0にすることができるため、ス
11
テツプ S705に進み、スキャンを開始する。同様に、 M (X, y, z)が頭頂部ではない 場合、 M (X, y, z)の頭頂部側のみをプリサチユレーシヨンで撮像する。これにより、 演算上 M (X, y, z)を 0にすることができるため、ステップ S705に進み、スキャンを開
0
始する。
[0086] ステップ S703において、プリサチユレーシヨンパルスを設定しない場合には、第 3の 方法として、端部である頭頂部、下肢部の撮像領域だけ折り返しが出ないように位相 エンコード数を増やしたアンチラップ計測を行なう（ステップ S704)。この場合にも演 算上、 M (X, y, z)、 M (x, y, z)を 0にすることができるため、ステップ S705に進み
0 11
スキャンを開始する。
[0087] なお、アンチラップ計測は、特開平 5— 76518号公報に記載されているような技術 である。すなわち、計測視野を撮像視野より大きくなるように（2倍、 3倍等)位相ェン コード方向傾斜磁場を設定し、位相エンコード数をそれらに応じて増加させる。これ により、折り返しアーチファクトとなった部分も位相エンコード方向に位置識別が可能 となり、不要な部分は画像表示しな 、ようにできる技術である。 [0088] このため、ステップ S704においては、端部（第 1の領域若しくは第 Nの領域のいず れか一方、又は第 1の領域及び第 Nの領域の両領域)より広い撮像視野が設定され て取得された画像から、第 1 (N)の領域に相当する画像部分が第 1 (N)の画像として 抽出される。
[0089] 上述のように端部の処理を行うことにより、上記の折り返しアーチファクトを除去する 演算が可能となる。
[0090] 信号処理部 107は、以上説明したように、各ステーションで取得したデータを用い た演算により各撮像領域に生じる折り返しを除去し、各撮像領域の画像を作成し、表 示部 108に表示させる。
[0091] なお、折り返し除去演算は、例えば、連続する少なくとも 2つの領域の画像データが 取得された以降は、一つの領域の画像が取得される毎に、折り返しアーチファクト除 去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を繰り返しても良い。例え ば、以下のような処理を実行することができる。
[0092] a)第 1、第 2領域の画像が取得されたら、第 1、第 2領域の画像を用いて折り返しァ ーチファクト除去演算を行い、第 1領域の折り返しアーチファ外が除去された画像を 得る。
[0093] b)次に、第 3領域の画像が取得されたら、第 1〜第 3領域の画像を用いて折り返し 除去演算を行 ヽ、第 2領域の折り返しアーチファ外が除去された画像を得る。
[0094] c)次に、第 4領域の画像が取得されたら、第 2〜第 4領域の画像を用いて折り返し 除去演算を行 ヽ、第 3領域の折り返しアーチファ外が除去された画像を得る。
[0095] d)以下、同様にして、次の一つの領域の画像が得られる毎に、その一つ前の領域 の折り返しアーチファクトが除去された画像を得て、これらの処理を第 N— 1領域の画 像が得られるまで繰り返す。
[0096] e)次に、第 N領域の画像が取得されたら、第 N— 2〜第 N領域の画像を用いて折り 返し除去演算を行い、第 N— 1領域と第 N領域の折り返しアーチファ外が除去され た画像を得る。
[0097] 図 7Bは、上述した本発明の第 1の実施形態の全体処理を示すフローチャートであ る。 図 7Bのステップ S711において、 iに 1を設定し、ステップ S712で i番目の領域の撮 像を行なう。そして、ステップ S713において、 iが予め設定した領域数 Nを越える力否 かを判断する。
[0098] ステップ S713において、 iが N以下であって、かつ、 1〜?^番目の領域の画像をす ベて取得した後に、アーチファクト折り返し除去演算を行なう処理 1を選択する場合 は、ステップ S717は実行せず、ステップ 713力らステップ S714— 1に進む。また、ス テツプ S713において、 iが N以下であって、かつ、上述したように、連続する少なくと も 2つの領域の画像データが取得された以降は一つの領域の画像が取得される毎に 折り返しアーチファクト除去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を 行なう処理 2を選択する場合は、ステップ S717に進む。
[0099] なお、処理 1を行うか、処理 2を行うかの選択は、図 7Aに示したステップ S701で行 なわれる。
[0100] ステップ S714—1でベッドを 1領域分移動すると、ステップ S715において、 i+ 1を i に設定し、ステップ S712に戻る。
[0101] ステップ S713で、 iが N以上の場合、上記処理 2を選択している場合は、終了となる 。一方、処理 1を選択している場合は、ステップ S716で、 1番目から N番めの領域の 画像を用いて、アーチファ外折り返し除去演算を行なった後、終了となる。
[0102] 以上は、ベッド移動方向を位相エンコード方向とする例を説明した力 ベッド移動 方向をスライスエンコード方向としても、スライスエンコード方向の折り返しアーチファ タトに関して全く同様の方法により除去することが可能になる。
[0103] 以上のように、本発明の第 1の実施形態によれば、プリサチユレーシヨンやアンチラ ップ計測を最小限に止め、短い撮像時間で各撮像領域において折り返しアーチファ タトが除去された画像を得ることができる。このように、第 1の実施形態では、マルチス テーシヨン撮像において、体軸方向に位相エンコード軸又はスライスエンコード軸を 割り当てることが可能となり、その結果、体軸方向の撮像視野の自由度が増す。例え ば、傾斜磁場の非直線性の影響を受けずに撮像することができ、また、体軸方向に 静磁場均一領域が狭い開放性が高 ヽ静磁場磁石を用いた MR撮像が可能になる。
[0104] 具体的には、従来は、体軸方向の視野が、 300mn！〜 356mmと長いため傾斜磁 場の非直線性に起因する画像のボケが発生し、そのボケを補正するための演算も検 討する必要があつたが、本実施形態による MRI装置では、体軸方向の視野を例えば 64mmと薄くしても、体軸方向（移動方向）を位相エンコード方向又はスライスェンコ ード方向とすることにより、効率良く全身撮像を行なうことができる。
[0105] また、第 1の実施形態によれば、従来、撮像領域ごとに行う必要があったプリサチュ レーシヨン又はアンチラップ計測を行わないか、多くても 2回（つまり、多くても両端領 域のみ）に減らせるので、それに伴う SARの増加や撮像時間の延長を大幅に低減で きる。特に、受信コイルが装置に固定した 1個又は 1組の受信コイルの場合には、そ の受信コイルからの出力のみで折り返しアーチファクトの除去が可能となる。
[0106] さらに、本発明によれば、領域ごとに任意の視野サイズを選択することができ、 SZ Nの異なる領域を含む広い領域について自由度の高い撮像を実現できる。この場合 、少なくとも 2つの領域の位相エンコード方向又はスライスエンコード方向の視野サイ ズを異ならせて設定することができる。
[0107] なお、式 (4)の行列 C (X, y, z)の要素に含まれる 0の仮定によれば、各撮像領域の サイズは必ずしも同一でなくてよい。例えば、 3D撮像の場合、スライスエンコード (Z) 方向について、図 6Aの領域 1では、 z = 64mm、領域 2では、 z = 96mm、領域 3で は、 z = 64mm、としてもよい（図 11 (a)参照）。
[0108] また、受信コイルと視野との関係がわ力つていればよいので、位相エンコード方向 又はスライスエンコード方向に領域のサイズを異ならせることも可能である（図 11 (b) 参照)。この場合、少なくとも 2つの領域において、位相エンコード数とスライスェンコ ード数のうちの少なくとも一方を異ならせて撮像することができる。
[0109] これにより、全身 MRIのうち SZNの異なる部位、例えば頸部と腹部で位相ェンコ一 ド又はスライスエンコードの数を変えることができ、ユーザーの撮像自由度が増すとい う公知のパラレルイメージングにはな ヽ効果が得られる。領域ごとのスライスェンコ一 ド数又は位相エンコード数の設定は、制御部 111の操作部を介してユーザーが設定 することができ、制御部 111は設定されたスライスエンコード数又は位相エンコード数 によりパルスシーケンスを実行する。
[0110] また、以上説明した本発明の第 1の実施形態では、ベッドの移動方向が被検体の 体軸方向である場合を例に説明したが、ベッドの移動方向は被検体の左右方向（A P方向)でもよい。その場合、肩関節をベッド左右に移動させ、左肩関節と右肩関節 を別々に撮像し、これら撮像の結果を使ってそれぞれの折り返しを除去して画像接 続して表示することも可能である。
[0111] また、本発明が適用されるマルチステーション撮影法においては、少なくとも、 1つ の領域で被検体の移動が停止されればょ 、。
[0112] 次に、本発明の MRI装置を用いた撮像方法の第 2の実施形態を説明する。
[0113] 図 7Cは本発明の第 2の実施形態の動作フローチャートであり、図 8は、本発明の第 2の実施形態の説明図である。図 8に示すように、第 2の実施形態では、上述した第 1 の実施形態と異なり、 RF受信コイルを被検体 101の各撮像領域に固定し、ベッド 11 2を連続的に移動させながら撮像を行う。
[0114] 第 2の実施形態でも、図 5に示す第 1の実施形態と同様に、 1つの領域をエンコード 量一 128〜128で撮像する場合を示している力 ここでは 8つの撮像領域を約 200s で撮像する。撮像は、 2D撮像、 3D撮像のいずれでもよぐまたパルスシーケンスとし ても図 4のグラディエントエコーシーケンス等公知のものを採用することができる。
[0115] 第 2の実施形態では、撮像シーケンスの実行中、連続してベッドを移動するとともに 1つの撮像領域のデータ取得の間に、高周波パルスの励起周波数を変化させて、被 検体座標系に対し固定された (つまり同一の）撮像視野 100からのデータを取得する ようにする。 1つの領域からの撮像データが取得されたならば、励起周波数を初期の 状態に戻し、次の領域からの撮像データを取得する。以降、同様の励起周波数制御 を繰り返す。
[0116] このように、ベッドを連続的に移動させるとともに、同一領域で、ベッド移動に対応し て順次励起周波数の切替え制御を行 、ながら、図 4のようなパルスシーケンスを繰り 返して、各領域のデータを取得する。 1つの撮像領域からのデータ取得に必要な時 間と 1つの撮像領域を移動するベッド移動時間とを一致させるように、制御することに より、領域がオーバーラップすることなく複数の領域の撮像を行うことができる。
[0117] このような撮像における撮像領域と各 RF受信コイル感度との関係を図 9に示す。図 9でも、図 6Aと同様に、ベッドの移動方向を示す矢印方向に並んだ 4つの撮像領域 1〜4が示されており、 RF受信コイル 1〜4はそれぞれの領域に固定されている。この 場合、各撮像領域力ゝらの信号を対応する RF受信コイルに切り替えながら撮像した結 果は、装置に固定された RF受信コイルで撮像した場合と同様であり、 RF受信コイル の感度分布を、対応する領域の部分 C (x, y, z)と隣接する領域の部分 C (x, y, z)
1 0
、 C (x, y, z)で表すと、各 RF受信コイルで受信した信号は式（1)で表すことができ
2
、上述の式（5)より各領域にっ 、て折り返しを除去した画像データを得ることができる
[0118] この場合にも全撮像領域の両端となる領域については、図 7Aに示すように、（1)そ の外側の信号が 0になるように撮像領域を決定する、（2)その外側の領域をプリサチ ユレーシヨンする、（3)アンチラップ計測を行なう、等の手法により折り返しアーチファ タトを除去する。
[0119] なお、第 2の実施形態においても、第 1の実施形態と同様に、連続する少なくとも 2 つの領域の画像データが取得された以降は、一つの領域の画像が取得される毎に、 折り返しアーチファクト除去演算を行なって、真ん中の領域の画像を取得する操作を 繰り返しても良い。
[0120] 第 2の実施形態の全体処理を図 7Cに示すフローチャートで示している。図 7Cに示 すフローチャートは、図 7Bのステップ S714— 1 (ベッド移動）に代えて、ステップ S71 4— 2 (励起周波数のリセット）が加入されている。図 7Cの他のステップは、図 7Bと同 様であるので、詳細な説明は省略する。
[0121] このように第 2の実施形態においても、第 1の実施形態と同様に、プリサチユレーシ ヨンやアンチラップ計測の実行回数を最小限 (多くても 2回）にして、折り返しのない複 数領域の画像を得ることができる。
[0122] なお、本発明が適用されるムービングベッド撮影法においては、少なくとも、 1つの 領域で被検体が移動されながら撮像が行なわれればよい。
[0123] また、この第 2の実施形態でも、体軸方向の撮像視野を短くすることが可能であり、 自由度が増す。さら〖こ、この第 2の実施形態でも、スライスエンコード数等を異ならせ た撮像領域毎の視野の設定、被検体の左右方向へのベッドの移動など第 1の実施 の形態と同様の変更が可能である。 [0124] なお、位相エンコード方向をベッドの移動方向と同じにする際に生じ得る画質の劣 化は公知の信号処理や RF励起制御の技術を用いることにより抑制できる。
[0125] 図 10に、本発明に好適な薄型 MRI装置の概要を示す。この MRI装置は、体軸方 向に厚さが薄ぐ X線 CT装置のようにベッドが移動しながら撮像するように構成され ている。
[0126] 撮像領域は、典型的には 64mm程度であり、 3D撮像によるスライス厚さは l〜2m mである。このような薄型 MRI装置は、非特許文献 2に記載のムービングベッド撮像 を採用した場合には、実質的な読み出し傾斜磁場方向の視野が取れず、画素数が 上がらないが、本発明により読み出し傾斜磁場方向を左右方向 (RL方向）に取ること ができるので有効に画素数を増やすことができる。
[0127] また、従来技術に比べ、薄型でありながら 3D撮像ができ、 SN比が大幅に向上する 、 3D— TOF撮像が可能になり非造影血管撮像の画質が大幅に向上する、息止め 撮像をベッドを移動しながら行なうことにより規野が拡大できるなどのメリットがある。
[0128] なお、以上の各実施形態では、移動方向に沿って COR断面を撮像する場合を説 明したが、 SAG断面についても同様の効果が得られる。また、パルスシーケンスとし ては、図 4のグラディエントエコーシーケンスのみならず、 EPI (Echo Planar Imaging) をベースとした拡散強調撮像（DWI : Diffusion Weighted Imaging)シーケンス、 FSE ( Fast Spin Echo)シーケンスなど公知のパルスシーケンスを採用することができる。
[0129] また、 RFコイルの受信感度は、被検体が MRI装置の撮像領域に入る毎に実測さ れるものである。
[0130] また、以上の各実施形態の説明では、ベッド移動方向をスライスエンコード又は位 相エンコードに設定する場合に生じる各領域画像におけるエンコード方向の折り返し アーチファ外を除去する方法を説明したが、ベッド移動方向を読み出し方向に設定 した場合にも、各領域画像の読み出し方向に折り返しアーチファクトが発生する可能 性も有り得る。そのような場合にも、上記各実施形態で説明した折り返しアーチファタ ト除去演算を適用することにより、容易に読み出し方向の折り返しアーチファクトを除 去することが可能である。
産業上の利用可能性 本発明によれば、ベッドを移動させながら撮像を行なう MRI装置において、折り返 しアーチファクトを生じさせることなくベッドの移動方向と位相エンコード方向又はスラ イスエンコード方向を一致させることができるので、位相エンコード方向又はスライス エンコード方向の視野の自由度が増し、これにより装置の薄型化、多様な 3D撮像等 を可能にすることができる。本発明の MRI装置は、例えば、頭部 '頸部'胸部 3D撮像 、下肢撮像等の撮像に好適に適用できる。

Claims

請求の範囲
[1] 静磁場発生手段（102)により発生された静磁場空間内に配置された被検体に傾 斜磁場と高周波磁場を印加する磁場印加手段（103、 104)と、上記被検体から生じ る核磁気共鳴信号を受信する受信手段（105)と、上記被検体を載置して上記静磁 場空間内を移動させる移動手段（112)とを備えた磁気共鳴イメージング装置を用い て、上記被検体を上記静磁場空間内で移動させて、上記被検体の撮像範囲を複数 の領域に分割して各領域を順次撮像する磁気共鳴イメージング方法であって、 上記被険体の移動方向において第 1の領域〜第 N (Nは 2以上の整数)の領域を 設定する領域設定ステップと、
上記受信手段（105)を用いて、上記設定された領域の少なくとも 1つを撮像して、 それらの領域の画像を取得する領域撮像ステップと、
上記設定された領域を順次移動させて上記領域撮像ステップを上記第 Nの領域ま で繰り返す繰り返しステップと、
を有する磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップの後に、該領域撮像ステップで取得された画像の内の連続 する少なくとも 2つの領域の画像データと、上記受信手段（105)の感度分布データと を用いて、隣接領域力 の折り返しを除去する演算を行なう折り返し除去ステップを 有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[2] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域設定ステップと上記領域撮像ステップとの間に、
上記被検体の移動方向を位相エンコード方向又はスライスエンコード方向に設定 するエンコード方向設定ステップを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方 法。
[3] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記受信手段は、上記設定された領域の少なくとも 1つより大きい範囲の感度分布 を有し、
上記折り返し除去ステップでは、連続する少なくとも 3つの領域の各々における感 度分布データが用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 [4] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記折り返し除去ステップでは、上記感度分布データとして、事前に取得された感 度分布が用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[5] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記折り返し除去ステップでは、上記感度分布データとして、上記領域撮像ステツ プで取得された核磁気共鳴信号カゝら求められた感度分布データが用いられることを 特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[6] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記折り返し除去ステップは、上記領域撮像ステップと上記繰り返しステップとの間 に実行されて、上記繰り返しステップにお 、て上記領域撮像ステップと共に繰り返さ れ、
該折り返し除去ステップでは、上記領域撮像ステップにおいて少なくとも 1つの領域 の画像が取得される毎に、該取得された領域の画像データを含む連続する少なくと も 2つの領域の画像データを用いて上記折り返し除去演算が行なわれることを特徴と する磁気共鳴イメージング方法。
[7] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記折り返し除去ステップは、上記繰り返しステップの後に実行され、
該折り返し除去ステップでは、上記第 1の領域の第 1の画像〜上記第 Nの領域の第 Nの画像の各画像データを用いて、上記 N個の画像の各々力 上記折り返しを除去 する演算が行なわれることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[8] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、上記 Nが 2の場合であって、 上記領域設定ステップでは、
上記第 1の領域と、
上記第 1の領域に隣接する第 2の領域と、
が設定され、
上記領域撮像ステップでは、
上記第 1の領域と上記第 2の領域の一部の折り返しとを含む第 1の画像と、 上記第 2の領域と上記第 1の領域の一部の折り返しとを含む第 2の画像と、 が取得され、
上記折り返し除去ステップでは、
上記第 1の画像データ及び上記第 2の画像データと、
連続する 3つの領域の各々における感度分布データと、
を用いて、
上記第 1の画像力 上記第 2の領域の一部の折り返しが除去され、
上記第 2の画像力 上記第 1の領域の一部の折り返しが除去されることを特徴とす る磁気共鳴イメージング方法。
請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、上記 Nが 3の場合であって、 上記領域設定ステップでは、
上記第 1の領域と、
上記第 1の領域に隣接する第 2の領域と、
上記第 2の領域に隣接する第 3の領域と、
が設定され、
上記領域撮像ステップでは、
上記第 1の領域と上記第 2の領域の一部の折り返しとを含む第 1の画像と、 上記第 2の領域と上記第 1の領域の一部の折り返しと上記第 3の領域の一部の折り 返しとを含む第 2の画像と、
上記第 3の領域と上記第 2の領域の一部の折り返しとを含む第 3の画像と、 が取得され、
上記折り返し除去ステップでは、
上記第 1の画像データ、上記第 2の画像データ及び上記第 3の画像データと、 連続する少なくとも 3つの領域の各々における感度分布データと、
を用いて、
上記第 1の画像力 上記第 2の領域の一部の折り返しが除去され、
上記第 2の画像から上記第 1の領域の一部の折り返しと上記第 3の領域の一部の 折り返しが除去され、
上記第 3の画像力 上記第 2の領滅の一部の折り返しが除去されることを特徴とす る磁気共鳴イメージング方法。
[10] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域設定ステップでは、
上記第 1の領域の外側の領域であって上記第 Nの領域の反対側領域と、 上記第 Nの領域の外側の領域であって上記第 1の領域の反対側領域と、 の内の少なくとも一方の反対側領域が上記被検体を含まないように、上記第 1の領域 〜上記第 Nの領域の位置が設定されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[11] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
上記領域撮像ステップでは、
上記第 1の領域の外側の領域であって上記第 Nの領域の反対側領域と、 上記第 Nの領域の外側の領域であって上記第 1の領域の反対側領域と、 の内の少なくとも一方の反対側領域がプリサチユレーシヨンされることを特徴とする磁 気共鳴イメージング方法。
[12] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップでは、
上記第 1の領域より広い撮像視野が設定されて取得された画像から該第 1の領域 に相当する画像部分を上記第 1の画像として抽出することと、
上記第 Nの領域より広い撮像視野が設定されて取得された画像から該第 Nの領域 に相当する画像部分を上記第 Nの画像として抽出すること、
の内の少なくとも一方が行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[13] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップでは、少なくとも 1つの領域において、上記被検体の移動が 停止されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[14] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップでは、少なくとも 1つの領域において、上記被検体が移動さ れながら撮像が行なわれることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[15] 請求項 14記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップでは、少なくとも 1つの領域の撮像において、同一領域が励 起されるように、上記高周波磁場の周波数が上記被検体の移動に対応して制御され ることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[16] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法にぉ 、て、
上記領域撮像ステップでは、少なくとも 2つの領域の位相エンコード方向又はスライ スエンコード方向の視野サイズが互いにを異なるように設定されることを特徴とする磁 気共鳴イメージング方法。
[17] 静磁場発生手段（102)と、該静磁揚発生手段により発生された静磁場空間に傾斜 磁場を印加する傾斜磁場発生手段（103)と、上記静磁場空間に高周波磁場を発生 する高周波磁場発生手段（104)と、上記静磁場空間内に配置される被検体から発 生された核磁気共鳴信号を受信する受信手段（105)と、上記被検体を移動させる移 動手段（ 112)と、上記傾斜磁場発生手段（103)と上記高周波磁場発生手段（104) と上記受信手段（105)の動作を所定のパルスシーケンスに基づいて制御すると共に 該パルスシーケンスの実行と整合を取って上記移動手段を制御する計測制御手段（ 111)と、受信した核磁気共鳴信号から画像を作成する画像作成手段（107)と、を備 えた磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、
上記計測制御手段（111)は、上記被検体を移動させて、上記被検体の第 1の領域 〜第 N (Nは 2以上の整数)の領域をそれぞれ撮像し、
上記画像作成手段（107)は、上記第 1の領域の第 1の画像〜第 Nの領域の第 Nの 画像をそれぞれ再構成し、
上記第 1の画像〜第 Nの画像の内の連続する少なくとも 2つの領域の画像データと 、上記受信手段の感度分布データとを用いて、隣接領域からの折り返しを除去する 演算を行なう折り返し除去手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
[18] 請求項 17記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記計測制御手段（111)は、上記移動手段の移動方向にスライスエンコード傾斜 磁場又は位相エンコード傾斜磁場を印加して上記各領域をそれぞれ撮像することを 特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[19] 請求項 17記載の磁気共鳴イメージング装置において、 上記受信手段は、上記各領域の少なくとも 1つより大きい範囲の感度分布を有し、 上記折り返し除去手段は、連続する少なくとも 3つの領域の各々における感度分布 データを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[20] 請求項 17記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、
上記受信手段は、上記被検体の複数の領域の各々に固定されて、該領域毎に上 記核磁気共鳴信号を受信するための RF受信コイルを複数有して成り、
上記計測制御手段は、上記被検体を移動させながら、上記複数の領域の各々の 撮像を、該領域に対応する RF受信コイルに切り替えて行うことを特徴とする磁気共 鳴イメージング装置。
[21] 請求項 20記載の磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、
上記計測制御手段は、上記移動手段の移動に対応して、同一領域が励起されるよ うに、該領域に対応する RF受信コイルに印加される上記高周波磁場の周波数を制 御す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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