WO2006117922A1 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

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WO2006117922A1
WO2006117922A1 PCT/JP2006/303247 JP2006303247W WO2006117922A1 WO 2006117922 A1 WO2006117922 A1 WO 2006117922A1 JP 2006303247 W JP2006303247 W JP 2006303247W WO 2006117922 A1 WO2006117922 A1 WO 2006117922A1
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magnetic resonance
magnetic field
signal
image
imaging apparatus
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Application number
PCT/JP2006/303247
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English (en)
French (fr)
Inventor
Shinji Kurokawa
Yo Taniguchi
Hisaaki Ochi
Shin-Ichiro Umemura
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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Priority to JP2007514478A priority patent/JP4610611B2/ja
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56375—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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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 magnetic resonance imaging (MRI) using a nuclear magnetic resonance, and in particular, using a movable table, has a field of view larger than the imageable area limited in the apparatus.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the present invention relates to imaging technology.
  • the present invention also relates to a method for acquiring apparatus characteristic data necessary for image reconstruction in the imaging technique.
  • An MRI system causes nuclear magnetic resonance to occur in hydrogen nuclei contained in a tissue to be examined placed in a static magnetic field space, and obtains a tomographic image of the examination object from the generated nuclear magnetic resonance signal.
  • Device Since the area where signals can be acquired with an MRI device is limited to the static magnetic field space, only a relatively narrow area could be captured in the past, but in recent years it has become possible to perform whole-body imaging by moving the table. A new development of screening is beginning.
  • Non-Patent Document 1 multi-station imaging
  • Patent Document 1 moving table imaging
  • Patent Document 2 moving table imaging
  • the MRI system captures a wider area (called total F0V) in the limited available area (called sub FOV).
  • Multi-station imaging is an imaging method in which the whole body is divided into sub FOVs and the whole images are created by joining these images.
  • the shooting at each sub FOV is the same as the normal shooting method, so there is an advantage that it is easy to apply the conventional power shooting technique, but the image is connected at the part where it is joined due to the static magnetic field inhomogeneity and the gradient magnetic field nonlinearity.
  • Disadvantages are that the distortion and joints are not smooth, and that shooting is not possible while the table is moving. If the field of view in the table movement direction is narrow, the number of times that the table is moved after interruption is increased, and the shooting time becomes longer, which is a problem.
  • the moving table imaging method is an imaging method for acquiring a signal while moving the table, and moving table imaging for imaging a cross section along the moving direction of the table.
  • the law requires the lead-out direction to be the direction of table movement, but there is an advantage in that there are no seams, images can be acquired in a short time, and time can be acquired.
  • Patent Document 1 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2003-135429
  • Non-Patent Document 1 Thomas K. F. Foo, Vincent B. Ho, Maureen N. Hood, Hani B. Marcos, Sandra, Hess, and Peter, Choyke, Radiology. 2001: 219: 835—841.
  • Non-Patent Document 2 David G. Kruger, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimmk, and Phillip J. Rossman, Magn. Reson. Med. 2002: 47: 224-231.
  • the force to obtain a seamless image and a short time is required.
  • the restriction that the lead-out direction must be the table moving direction causes the sub FOV to move in the moving direction. If it gets narrower, there is a problem that the shooting time increases.
  • the shooting time is almost proportional to the number of phase encodes, and is less affected by the number of samples in the frequency encode direction. Therefore, it takes the same time to acquire data for one sub FOV whether the sub FOV is narrow or wide in the table movement direction, and an enlarged field of view is taken when the sub FOV is narrow in the table movement direction. The time will be longer.
  • an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of capturing a total FOV image in a short time even when a sub FOV in the table moving direction is narrow.
  • the MRI apparatus of the present invention receives a magnetic resonance signal a plurality of times by applying a gradient magnetic field in the table moving direction while moving the table (moving means), and each time data is acquired, the gradient magnetic field in the table moving direction.
  • the application amount (intensity and application time) of is changed.
  • the encoding by the gradient magnetic field in the table moving direction is a new encoding (referred to as sliding phase encoding) in which one series of phase encoding is performed at different positions to be inspected.
  • the MRI apparatus of the present invention performs measurement of a nuclear magnetic resonance signal (hereinafter referred to as apparatus characteristic measurement) for obtaining the apparatus characteristic, and performs image reconstruction using the measured apparatus characteristic data. Do.
  • the measurement of the device characteristic data may be performed separately from the measurement of the nuclear magnetic resonance signal (hereinafter referred to as main imaging) for obtaining the magnetization distribution of the inspection object, or may be performed simultaneously with the main imaging.
  • device characteristic measurement is performed by multi-station imaging. That is, the moving means is moved between a plurality of stations, and the apparatus characteristic measurement is executed at each station of the moving means.
  • a part of the nuclear magnetic resonance signal measured in the main imaging can also be used as a signal for obtaining device characteristic data.
  • Some of the combined nuclear magnetic resonance signals are preferably low-frequency data.
  • the MRI apparatus of the present invention can be applied to either a vertical magnetic field type or a horizontal magnetic field type. Since sliding phase encoding can be performed independently of frequency encoding and phase encoding, it can be applied to 2D, 3D, and multi-slice imaging.
  • the sliding phase encoding for the sub FO V is correspondingly reduced.
  • the time required to encode the unit distance in the table movement direction is almost constant, so that high-speed shooting can be performed regardless of the length of the sub FOV in the table movement direction.
  • Figures l (a) and (b) are overviews of the horizontal magnetic field type MRI apparatus and the vertical magnetic field type MRI apparatus, respectively.
  • the MRI apparatus of the present invention can be applied to any type of MRI apparatus.
  • the horizontal magnetic field type MRI apparatus employs a static magnetic field magnet 101 such as a solenoid type that generates a horizontal static magnetic field, and the subject 103 is carried in the magnet bore while being laid down on the table 301 for imaging. Done.
  • a pair of static magnetic field magnets 101 are arranged above and below the space in which the subject 103 is placed, and the subject 103 is carried into the static magnetic field space while being laid down on the table 301.
  • the arrow r indicates the direction of table movement.
  • the static magnetic field direction coincides with the r direction.
  • the moving direction of the table is a direction orthogonal to the static magnetic field direction.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the MRI apparatus, and the same components as those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals.
  • a static magnetic field space (imaging space) generated by the static magnetic field magnet 101
  • a shim coil 112 for increasing the uniformity of the static magnetic field
  • a gradient coil 102 for imparting a gradient to the static magnetic field
  • an inspection Irradiation coil 107 for generating a high-frequency magnetic field that excites the atomic nucleus (usually proton) that constitutes the target (human) tissue
  • reception coil 114 for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the inspection target Etc.
  • the table 301 on which the subject 103 is laid is controlled by the table control device 302, and the subject 103 is carried into the imaging space and moved in the space.
  • the table controller 302 can control and monitor the speed and position of the table.
  • the shim coil 112, the gradient magnetic field coil 102, the irradiation coil 107, and the reception coil 114 are connected to the shim power source 113, the gradient magnetic field power source 105, the high-frequency magnetic field generator 106, and the receiver 108, respectively.
  • the sequencer 104 controls the operation.
  • the sequencer 104 performs control such that these devices operate at a timing and intensity (pulse sequence) programmed in advance, and performs control such as starting a pulse sequence in accordance with the drive of the table control device.
  • the MRI apparatus also includes a computer 109, a display 110, a storage medium 111, and the like as a signal processing system.
  • the high frequency magnetic field generated by the high frequency magnetic field generator 106 is applied to the detection target 103 through the irradiation coil 107.
  • a signal generated from the detection target 103 is received by the receiving coil 114 and detected by the receiver 108.
  • the nuclear magnetic resonance frequency used as a reference for detection is set by the sequencer 104.
  • the detected signal is sent to the computer 109 where signal processing such as image reconstruction is performed.
  • image reconstruction calculation unique to moving table imaging described later is performed.
  • the processing result of the computer 109 is displayed on the display 110 and recorded on the storage medium 111.
  • the storage medium 111 can store a detected signal and measurement conditions as necessary.
  • FIG. 3 shows the relationship between the imageable area (sub FOV) in the MRI system and the wide field of view (in this case, the total FOV of the subject), and Fig. 4 shows the procedure for imaging and image reconstruction processing. Show.
  • the receiving coil 114 may be a receiving coil fixed in the apparatus or may be a combination of a plurality of coils fixed to the subject, but here it is fixed in the apparatus as shown in FIG. The case where a receiving coil is used will be described.
  • the field of view (sub FOV) 304 at the time of signal acquisition can be set arbitrarily, but optimally, it should be set to the same size as the area where a sufficiently large signal can be received. Although the field of view at the time of signal acquisition is limited, the whole body (total F0V) 305 is photographed by moving the table 301 while moving.
  • the sliding phase encoding direction is set to the table moving direction.
  • the cross section There is no limitation as long as it is a cross-section that includes an axis in the table moving direction, which is either a royal surface or a sagittal surface.
  • the lead-out direction is selected in a direction perpendicular to the table moving direction.
  • the imaging is performed by step 601 for acquiring device characteristic data 604 such as coil sensitivity, step 602 for acquiring data 605 to be detected, and device characteristic data and verification.
  • step 603 for calculating the reconstructed image 606 of the inspection object using the object data.
  • step 601 photographing is performed to obtain device characteristic data such as a static magnetic field distribution, an excitation distribution of the irradiation coil 107, and a sensitivity distribution of the receiving coil 114.
  • a known method can be used to obtain the excitation distribution and coil sensitivity distribution of the static magnetic field distribution and irradiation coil from the image.
  • a static magnetic field distribution can be obtained by acquiring signals having different echo times and detecting a phase difference of signals generated between the acquisition time differences.
  • the excitation distribution of the irradiation coil can be obtained by acquiring signals with different irradiation powers and detecting intensity differences.
  • the sensitivity distribution can be obtained by comparing image data obtained by a coil having a uniform sensitivity distribution such as a body coil and image data obtained by a coil used at the time of photographing in Step 602.
  • image data obtained by a coil having a uniform sensitivity distribution such as a body coil
  • uniform phantom image data it will be instrument characteristic data that summarizes the effects of the static magnetic field distribution, excitation distribution, and sensitivity distribution.
  • some of the static magnetic field distribution, excitation distribution, and sensitivity distribution are replaced with the device characteristics obtained for the actual subject, so that more accurate device characteristic data can be obtained. You can also get These device characteristic data are used for image reconstruction described later.
  • the device characteristic data consists of gradient magnetic field nonlinearity, static magnetic field inhomogeneity, excitation coil excitation distribution, receiver coil sensitivity distribution, and so on.
  • gradient magnetic field non-linearity hardly depends on the subject, so there is no need to acquire it every time, and data measured by other measurements such as imaging using a phantom is stored in a storage medium in advance.
  • the signal intensity consisting of the signal intensity distribution due to non-uniform static magnetic field, the excitation distribution of the irradiation coil 107, the sensitivity distribution of the reception coil 114, Imaging is performed to obtain device characteristic data relating to the phase.
  • the details of the apparatus characteristic measurement step 601 are shown in FIG. As shown in the figure, in this shooting, the table is moved between stations, and the step of performing RF transmission and reception at each station is repeated to obtain image data of each station (step 63 Do in this case).
  • the known 2D imaging method or 3D imaging method can be used for the imaging of the device Since the device characteristic data generally changes smoothly, the low-resolution imaging is sufficient, and the imaging time can be shortened.
  • the device characteristic data can be obtained by dividing an image obtained at each station by a uniform image of total FOV.
  • a uniform image is an image obtained when the coil sensitivity is uniform, and a uniform image of total FOV can be created, for example, by combining the images of each station (steps 632 and 633). ).
  • the sub FOV for acquiring device characteristic data is shown in FIG.
  • image data is obtained by photographing at each station, a uniform image of total FOV is synthesized from the images obtained at each station. Next, the image obtained at each station is replaced with a uniform image of this total FOV, and the signal intensity distribution due to the static magnetic field inhomogeneity in the positional relationship between the subject and the coil at each station, the excitation distribution of the irradiation coil, Obtain device characteristic data that matches the sensitivity distribution of the receiving coil. In this calculation, if necessary, a low-pass filter is applied to the obtained image, or an area without a subject is masked. This makes it possible to acquire device characteristic data stably against noise.
  • the device characteristic data acquired in this manner is data for each station.
  • device characteristic data at each position of the subject that continuously changes in the main imaging is required.
  • the device characteristic data at the nearest station may be used, but it is preferably created by interpolating the device characteristic data between the stations. Thereby, apparatus characteristic data can be acquired efficiently.
  • step (main photographing) 602 for acquiring data to be examined will be described.
  • the table is first moved (step 607).
  • RF transmission / reception is performed (step 608).
  • RF transmission / reception is repeated until the table is moved to cover the total FOV (step 609).
  • the data acquisition is terminated (step 610).
  • the table movement range to cover the total FOV is the object 103 and the table 103 drawn by the solid line from the subject drawn by the broken line and the position force of the table.
  • the range up to position 301 is the movement range to cover the total FOV.
  • the table is moved from the front of the moving range as a run-up zone so that data acquisition can be started after the table moving speed becomes constant, and data is acquired at a position where one end of total FOV is the center of the signal acquisition area. Acquisition starts, and data acquisition ends when the other end of the total FOV reaches the center of the signal acquisition area.
  • the table position is detected by the table controller 302 and the information is sent to the sequencer.
  • FIG. 7 shows an example of a pulse sequence employed in step 608.
  • RF represents an excitation radio frequency pulse
  • Gs represents a slice selective gradient magnetic field
  • Gp represents a sliding phase encoding gradient magnetic field
  • Gr represents a readout gradient magnetic field.
  • This pulse sequence is similar in appearance to a general 2D gradient echo pulse sequence.
  • the force Gp axis coincides with the table movement direction, and the applied amount (intensity and It differs in that a gradient magnetic field is applied by changing the application time.
  • such a Gp-axis gradient magnetic field is called a sliding phase encoding gradient magnetic field.
  • a dephasing slice gradient magnetic field 203 is applied to a subject to be examined, and a gradient magnetic field applied by a subsequent slice gradient magnetic field 202 is prepared so as to be balanced.
  • excitation high frequency pulse 201 is applied simultaneously with slice gradient magnetic field 202 to excite only the desired slice. To do. As a result, only a specific slice generates the magnetic resonance signal 208.
  • the rephasing slice gradient magnetic field 204 is applied, and the amount dephased by the slice gradient magnetic field 202 is restored.
  • a sliding phase encoding gradient magnetic field 205 is applied.
  • the read gradient magnetic field 206 for dephase is applied, and the gradient magnetic field applied by the subsequent read gradient magnetic field 207 is prepared so as to be balanced.
  • the reading gradient magnetic field 207 is applied, and the signal is measured when the magnetic resonance signal 208 once attenuated by the dephasing reading gradient magnetic field 206 becomes large again.
  • the rephasing sliding phase encoding gradient magnetic field 209 and the rephasing reading gradient magnetic field 210 are applied, the encoding at the time of acquisition of the magnetic resonance signal 208 is restored, and the next excitation high frequency pulse 211 is prepared.
  • Excitation is performed with excitation high-frequency pulse 211 after time TR from excitation high-frequency pulse 201, and application of a gradient magnetic field and signal measurement are repeated in the same manner as described above. However, in this repetition, the sliding phase encoding gradient magnetic field 205 and the sliding phase encoding gradient magnetic field 209 are respectively changed to give position information in the sliding phase encoding direction.
  • n% N means the remainder when n is divided by N.
  • the signal S (n, ky) is obtained by applying the sliding phase encoding in this way.
  • ky represents a coordinate in the k space corresponding to the y direction (reading direction).
  • S (n, ky) is the signal value at the point ky in the k space of the nth received magnetic resonance signal.
  • the signal S (n, ky) is stored in the measurement memory 401 for image reconstruction as measurement data as shown in FIG. 8 (a).
  • the image reconstruction calculation is performed using the measurement target measurement data 605 and the device characteristic data 604 obtained in step 601.
  • the image reconstruction operation is performed to minimize the sum of the square of the difference between the signal calculated using the magnetic moment distribution (initial value) of the inspection object as a parameter and the actually received signal. Determine the distribution of Details will be described below.
  • the measured signal S (n, ky) can be expressed by the following equation (3) using the table position information.
  • R is the position of the table movement direction in the coordinate system fixed to the subject
  • r ' is the position of the table movement direction in the stationary coordinate system fixed to the whole apparatus
  • R (n) is the amount of table movement when the nth magnetic resonance signal is acquired.
  • k (n) corresponds to the phase rotation by the sliding phase encoding gradient magnetic field received by the nth magnetic resonance signal, and is defined by the following equation (7). This is shown in the graph in Fig. 9.
  • the function wn (r ') represents the magnitude and phase of the signal obtained from the magnitude 1 magnetization at the position r' in the positional relationship between the subject and the coil at the time of acquisition (reception) of the nth signal.
  • the function is determined by the distribution of the static magnetic field, the excitation distribution of the RF coil, and the sensitivity distribution of the receiving coil. These are obtained by measuring device characteristic data in step 601.
  • the static magnetic field distribution, RF coil excitation distribution, and receiver coil sensitivity distribution are uniform within the signal acquisition area (sub FOV, the length of the table movement direction is FOV sub), and the receiver coil sensitivity is outside the sub FOV.
  • w (r ') is a step function as shown in Fig. 10.
  • n m (r, y) is the image at the position (r, y) of the subject, that is, the image of the object to be examined.
  • M (r, ky) is the inverse Fourier transform of m (r, y) with respect to y. It corresponds to the converted one.
  • the signal s (n, y) obtained by Fourier-transforming the signal S (n, ky) in the readout direction is stored in the intermediate memory 402 as shown in Fig. 8 (b).
  • This signal S (n, ky) has a series of phase encoding from - ⁇ to ⁇ performed at different positions to be detected. Cannot be solved. Therefore, in the present invention, the hypothetical magnetization distribution m ′ (r, y) is first set as a parameter, and the magnetic resonance signal s ′ (n, y) is expressed by Equation (4) using m ′ (r, y). ) Is calculated.
  • Equation (4) it is necessary to know r ', k (n), (l + d (r')), w (r '). Therefore, k (n) can be obtained from Equation (7). Also, (l + d (r ′)) is data representing the non-linearity of the gradient magnetic field and is obtained in advance, and w (r ′) is obtained by measurement in step 601. Therefore, by setting m '(r, y), s' (n, y) can be calculated by equation (4).
  • a zero value may be used, or a positioning image obtained by measuring an inspection object with low spatial resolution in advance may be used. In the latter case, the optimization calculation in Eq. (8) can be converged in a short time.
  • the procedure for performing such image reconstruction is shown in FIG. 6 (b).
  • the magnetization distribution 612 to be inspected as an optimization parameter is initialized (step 611). As described above, if there is zero value or positioning image data, the initial value is used.
  • the inspection object data 614 is obtained by calculation according to equation (4) (step 613). Determine whether the mean square error between the inspection target data (calculation data) 614 calculated by calculation and the actually measured inspection target data (measurement data) 6 05 is sufficiently small (step 615).
  • the image reconstruction calculation is terminated using the magnetization distribution used in the calculation at that time as the image to be inspected.
  • step 615 If it is determined in step 615 that the mean square error is greater than or equal to the set threshold value, for example, the optimization parameter is changed in a direction to reduce the mean square error (step 616), and steps 613 and 615 are repeated.
  • the m (r, y) thus obtained is stored in the image memory 403 as shown in FIG. 8 (c).
  • imaging is performed by applying sliding phase encoding in the moving direction of the table, and image reconstruction is performed by calculation using the hypothetical magnetization distribution as an optimization parameter.
  • image reconstruction is performed by calculation using the hypothetical magnetization distribution as an optimization parameter.
  • the pulse sequence shown in FIG. 7 is exemplified as the imaging method.
  • phase encoding in the slice direction can be applied to the 3D imaging.
  • image reconstruction can be similarly performed only by increasing the position dimension of the signal to be processed.
  • step 601 device characteristic data 604 such as coil sensitivity is acquired, and in step 602, data 605 to be examined is acquired. Finally, in step 603, the reconstructed image 606 of the inspection object is converted using the device characteristic data 604 and the inspection object data 605. calculate.
  • the sequencer 104 changes the moving speed of the table in accordance with a preset program or by designation from the user. Since the table position at the time of signal acquisition can be grasped by the table controller, if the relationship between the table position and sliding phase encoding is constant as shown in Fig.
  • the encoding amount at the time of receiving each signal is determined from that relationship.
  • the no sequence is changed so that the number of steps of the sliding phase encoding is increased during the period when the table moving speed is low.
  • the application amount of the sliding phase gradient magnetic field 205 and the rephase gradient magnetic field 209 to be changed for each TR is determined by the table position.
  • the equation (4) is used using the magnetization distribution m '(r, y) as a parameter. ), The signal s '(r, y) is calculated, and the sum of the squares of the difference between this signal s' (r, y) and the actually measured magnetic resonance signal s (n, y) is minimized.
  • a magnetization distribution m (r, y) is obtained in the same manner as in the first embodiment.
  • Equation (4) for obtaining the signal s ′ (r, y) the value obtained by the table controller is used as the table movement amount r (n) when the n-th magnetic resonance signal is acquired.
  • the magnetization distribution m (r, y) thus determined is stored as image data in the image memory 403 and displayed as a wide-field tomographic image to be examined.
  • the present embodiment it is possible to reduce the imaging time for the sub FOV in accordance with the decrease in the imaging area (sub FOV) in the table moving direction as in the first embodiment. As a whole, the shooting time can be long.
  • the speed can be made variable, so that it is possible to shoot images that follow the contrast medium in the blood vessels or shoot at a low speed only for the part that you want to capture in detail. Increases freedom.
  • the present embodiment is characterized in that the device characteristic data is acquired on the forward path by moving the table back and forth, and the measurement data to be inspected is acquired on the return path.
  • Figure 11 shows the flow of shooting in this embodiment.
  • step 620 while moving the table by total F0V (step 620), device characteristic data 604 such as the coin sensitivity is acquired (step 621). Device characteristic data 604 is stored in memory. Next, the table is moved in the reverse direction (step 622), and data 605 to be verified is acquired (step 623). Data 605 to be detected is stored in the measurement memory 401. Finally, the reconstructed image 606 of the inspection target is calculated using the device characteristic data 604 and the inspection target data 605 (step 624).
  • Step 623 for obtaining data to be examined and step 624 for calculating a reconstructed image are the same as in the first or second embodiment.
  • the sliding phase encoding is performed based on the relationship between the table position information at the time of signal acquisition determined from the table moving speed and the sliding phase encoding amount shown in FIG. 9 as in the first embodiment.
  • the hypothetical signal value is obtained using the table position information at the time of signal acquisition determined from the table moving speed.
  • the signal obtained from the table controller is obtained by determining the sliding phase encoding amount and the pixel position of the signal. Use table position information.
  • the device characteristic data and the data to be inspected are obtained by one round trip of the table (exiting into and out of the normal device). Therefore, if the time spent for the entire inspection is shortened, the effect can be obtained.
  • the device characteristic data (function w in Equation (4)) is not an ideal system value as shown in Fig. 10.
  • this data can be used as an optimization parameter (m '(r, y)) for image reconstruction calculation. Can be shortened.
  • step 602 device characteristic data 604 such as coil sensitivity is acquired at step 601 and then data 605 to be inspected is acquired at step 602. Finally, in step 603, the reconstructed image 606 of the inspection object is calculated using the device characteristic data 604 and the inspection object data 605. However, in this embodiment, 3D shooting is adopted as the shooting method in step 602.
  • FIG. 12 shows an example of a pulse sequence employed in the present embodiment.
  • RF is the excitation high frequency pulse
  • Gs is the slice selective gradient magnetic field
  • Gp is the sliding phase gradient magnetic field
  • Gr is the readout gradient magnetic field.
  • This no-less sequence is similar in force to a general 3D gradient echo pulse sequence.
  • the Gp axis coincides with the direction of table movement
  • the sliding phase encode axis and the Gs axis is the phase encode code. It differs in that it is an axis.
  • the slice gradient magnetic field for dephasing 203 is applied to the inspection target, and the gradient magnetic field applied by the subsequent slice gradient magnetic field 202 is prepared so as to be balanced.
  • an excitation high-frequency pulse 201 is applied simultaneously with the slice gradient magnetic field 202 to excite only a desired slice. As a result, only a specific slice generates the magnetic resonance signal 208.
  • the slice gradient magnetic field 204 for reference is applied, and the amount dephased by the slice gradient magnetic field 202 is restored.
  • a phase encoding gradient magnetic field 215 and a sliding phase encoding gradient magnetic field 205 are applied.
  • the read gradient magnetic field 206 for dephase is applied, and the gradient magnetic field applied by the subsequent read gradient magnetic field 207 is prepared so as to be balanced.
  • the reading gradient magnetic field 207 is applied, and the signal is measured when the magnetic resonance signal 208 once attenuated by the dephasing reading gradient magnetic field 206 becomes larger again.
  • a phase encoding gradient magnetic field 216 for rephase, a sliding phase encoding gradient magnetic field 209 for rephase, and a reading gradient magnetic field 210 for rephase are applied, and the encoding at the time of acquisition of the magnetic resonance signal 208 is restored to prepare the excitation high-frequency pulse 211.
  • Excitation is performed with excitation high-frequency pulse 211 after time TR from excitation high-frequency pulse 201, and application of a gradient magnetic field and signal measurement are repeated in the same manner as described above. During this iteration, for example If the sliding phase encoding gradient magnetic field 205 and the rephasing sliding phase encoding gradient magnetic field 209 are kept constant, the phase encoding gradient magnetic field 215 and the rephasing phase encoding gradient magnetic field 216 are sequentially changed to measure one series of phase encoding signals.
  • the matrix size in the table movement direction, Ns, represents the number of phase encodings in the slice direction.
  • the measured signal S (n, kx, ky) can be expressed by the following equation (10) using the position information of the table.
  • R (n) is the amount of table movement when the nth magnetic resonance signal is acquired.
  • k (n) corresponds to the phase rotation received by the magnetic resonance signal by the nth sliding phase encoding gradient magnetic field and is defined by the above equation (7). It becomes the same as the graph shown in.
  • the function w ′) is a function obtained by measuring device characteristic data.
  • the measured signal S (n, kx, ky) is stored in the measurement memory 401 as shown in FIG. 13, and S (n, kx, ky) is converted into the slice direction (X direction) and the readout direction.
  • the signal s (n, x, y) Fourier-transformed in the (y direction) is stored in the intermediate memory 402.
  • Image reconstruction is performed by obtaining m (r, x, y).
  • a zero value may be used as the hypothetical magnetization distribution m ′ (r, x, y), or a positioning image obtained by measuring the inspection object in advance with a low spatial resolution may be used. Good.
  • the obtained 3D image data is stored in the image memory 403, and as a tomographic image of a predetermined cross section, If necessary, the image is displayed after image processing such as projection or volume rendering.
  • the visual field as a volume just by expanding the visual field on a plane. Taking a volume with the method of enlarging the field of view of the plane requires the table to be moved back and forth, which is uncomfortable for patients with poor efficiency, but in 3D imaging, imaging is completed with a single table movement. The volume can be shot comfortably.
  • the table moving speed can be made variable as necessary.
  • the table may be reciprocated to acquire device characteristic data on the forward path and measure data to be inspected on the return path.
  • the imaging is performed separately from the main imaging when acquiring the apparatus characteristic data.
  • the apparatus characteristic data can also be acquired simultaneously with the main imaging.
  • a method for acquiring apparatus characteristic data at the same time as main imaging will be described with reference to FIG. 14 and FIG.
  • the configuration of the apparatus is the same as that of the first embodiment described above.
  • the device characteristic data acquisition and the main photographing are simultaneously performed in the first step (625), and the device characteristic data is obtained in the next step.
  • the reconstructed image of the inspection object is calculated using the inspection object data (626).
  • the low-frequency data measured densely is cut out, and first the origin correction is performed (Fig. 15, step 641). Since the main image capturing is performed without moving the table position, the origin position is different in each signal acquisition. Origin position Different positions mean that the offset value of the gradient magnetic field is shifted. The correction of the origin position is a correction that corrects such a deviation in the offset value of the gradient magnetic field, and the exp (_r tab!
  • Equation (13) includes a nonlinear term of the gradient magnetic field, but when the nonlinearity of the gradient magnetic field is negligible, exp (-r (n) k (n)) is used as the signal. It ’s all over. Processing in that case
  • zero-filling the high-frequency data is performed to fill the k-space and create k-space data for the low-pass image of ⁇ (step 642 ).
  • a low-pass image at one tape position can be obtained by Fourier transforming this k-space data (step 643).
  • the FOV differs for each data acquisition, so image reconstruction by Fourier transform is usually not possible.
  • the table FOV with little change in position Since the FOV does not change so much, it is possible to reconstruct the image by Fourier change approximately as long as the original position of each data is corrected.
  • This low-pass image can be obtained for each loop of sliding phase encoding, and device characteristic data can be created using the low-pass image data at each position in the same manner as in the first embodiment. That is, device characteristic data can be obtained by dividing each low-pass image data by the total FOV uniform image data. Overall device characteristic data is created by interpolation from the device characteristic data obtained at each position (644). The interval between the positions where device characteristic data can be acquired is determined by the number of sliding phase encoding loops. The narrower the interval, that is, the denser the acquisition position of each image for acquiring device characteristic data, the more accurate the creation of a uniform image and the interpolation of device characteristic data. In this embodiment, the interval between acquisition positions can be narrowed by slowing the table movement speed or by making the sliding phase encoding step sparse and increasing the sliding phase encoding loop as shown in Fig. 16 (a). it can.
  • the number of signal acquisition times increases, and thus the imaging time of the main imaging increases.
  • the number of signal acquisitions can be reduced by increasing the sliding phase encoding step, for example, by 2 each in the high frequency range.
  • Fig. 16 (b) shows the change in the amount of sliding phase encoding
  • Fig. 18 shows the SPE data obtained by shooting using such a sliding phase encoding step.
  • the calculation method for reconstructing an image using the device characteristic data acquired in this way and the image data acquired at the same time is the same as that in the first embodiment.
  • the overall imaging time can be shortened.
  • the apparatus characteristic measurement 601 is performed prior to the main photographing 602, and the image reconstruction 603 is performed using the apparatus characteristic data.
  • the first embodiment shown in FIG. Is the same. However, in the present embodiment, as shown in FIG. 19, since the coil 114 is fixed to the subject 103, the coil 114 moves with the movement of the subject (table 301), and a plurality of images are taken to capture the total FOV. Switch the coil for use. When switching multiple coils, you can use multiple coils at the same time.
  • the signal obtained by such imaging is used to distinguish the signal obtained from each coil.
  • a dimension corresponding to the coil number is added, and image reconstruction applying Formula (8) is executed.
  • the signal S (n, ky c) obtained from the c-th coil is expressed by the following equation (15).
  • device characteristic data acquisition 601 device characteristic data w (n, c r ′) shown in Expression (15) is obtained for each coil.
  • device characteristic data w (n, c r ′) shown in Expression (15) is obtained for each coil.
  • both the static magnetic field distribution and the excitation coil excitation distribution have a uniform region force.
  • the station should be covered so as to cover the sensitivity region of the receiving coil by one or more imaging. Set. By cutting out and joining uniform areas from this imaging result, it is possible to create an image of the entire sensitivity area of the receiving coil when the static magnetic field and irradiation are uniform.
  • the image 1601b of the region where the static magnetic field and the irradiation are uniform in the image 1602 of the second station, the magnetostatic field and the irradiation are uniform.
  • the sensitivity distribution of the c-th coil can be obtained by representing an image representing this sensitivity distribution with a uniform image 1600 created using a normal multi-station imaging method.
  • the image 1603 shows the image obtained with the c-th coil, whereby the remaining device characteristics, that is, the static magnetic field non-uniformity and the irradiation coil excitation distribution, can be obtained.
  • the remaining device characteristics that is, the static magnetic field non-uniformity and the irradiation coil excitation distribution
  • the device characteristic data w ( ⁇ ′) for the c-th coil can be obtained by multiplying the receiving coil sensitivity distribution, the static magnetic field inhomogeneity, and the irradiation coil excitation distribution.
  • device characteristic data w (r ') including sensitivity distribution is obtained for all coils.
  • the step of acquiring the inspection target data 605 and the step of calculating the inspection target reconstructed image 606 using the device characteristic data and the inspection target data are as described above. This can be performed in the same manner as in the embodiment. Also in this case, the apparatus characteristic data obtained at each position may be interpolated, or the apparatus characteristic data at the nearest position may be used for image reconstruction.
  • a method for acquiring device characteristic data simultaneously with main imaging using a coil fixed to a subject will be described.
  • the same imaging as in the fifth embodiment is performed, and in obtaining the device characteristic data, the signal obtained from the c-th coil is set to S (n, ky, c) as in the sixth embodiment.
  • S (n, ky, c) is considered separately.
  • the configuration of the apparatus is the same as that of the sixth embodiment described above.
  • the photographing procedure is to simultaneously acquire the device characteristic data and the main photographing at step 625, and at step 626, use the device characteristic data 604 and the inspection target data 605.
  • the reconstructed image 606 to be examined is calculated.
  • the device characteristic data is acquired for each coil as in the sixth embodiment.
  • Fig. 20 shows the force indicating the coinole position in the multi-station.
  • the center position (low ⁇ to ⁇ ) of the first loop of sliding phase encoding when the sliding phase encoding step is set (low)
  • the position when the frequency component is acquired) is the first shooting position in FIG. 20
  • the center position of the second loop (the position when acquiring the low frequency component) is the second shooting position in FIG.
  • the method for reconstructing the heel image by cutting out the low-frequency data from the SPE data is the same as in the fifth embodiment.
  • the low-frequency data is obtained from the images obtained by executing the first loop and the second loop. Cut out the area data, correct the origin, zero-fill the high area data, perform a Fourier transform, and reconstruct the image.
  • a uniform image is created from each image thus reconstructed.
  • a uniform image may be obtained by adding the images together, cutting out only a uniform portion, or using a multi-station image in advance.
  • Device characteristic data is obtained from the images of the coils thus obtained and the created uniform image in the same manner as in the sixth embodiment. That is, first, the sensitivity distribution of the c-th coil is obtained by dividing the image obtained by combining the images at the respective acquisition positions with respect to the c-th coil by the uniform distribution image. Next, device characteristics other than the sensitivity distribution at each acquisition position can be obtained by dividing the image at each acquisition position with the image obtained by combining the images at the acquisition positions for the c-th coil.
  • ⁇ Image 1602> ⁇ ⁇ Image 1603 including the effect of sensitivity distribution only> ⁇ Device characteristics at acquisition position 2>
  • the device characteristic data obtained at each acquisition position may be interpolated, or the device characteristic data at the nearest acquisition position may be used for image reconstruction.
  • the image is reconstructed from the signal obtained by the actual photographing and the signal calculated using the device characteristic data, as in the above-described embodiment.
  • FIG. 21 the lower figure (b) shows the two-dimensional image to be inspected, and the upper figure (a) shows the one-dimensional profile obtained by projecting the image onto the r-axis.
  • the r-axis and y-axis in Fig. (B) are axes indicating position, and the scale is set so that the pixel size is 1. Further, the vertical axis of the profile shown in FIG.
  • the inspection object has multiple slits.
  • the left edge and center slit width force pixels, and on the right side of each, there is an enlarged slit of 1 pixel wide.
  • the area shown in white is the area where the object to be examined exists, and there is an area where the object to be examined does not exist.
  • the r-axis direction is the table moving direction
  • the sliding phase encoding is performed in this direction
  • the y-axis direction perpendicular to the table moving direction is the readout direction.
  • the r-axis direction is the direction of table movement
  • this direction is the readout direction
  • the y-axis direction perpendicular to the table movement direction is sliding phase encoding.
  • the direction. [0090] Fig. 22 shows a reconstructed image obtained by the conventional moving table method, Fig. 23 shows a reconstructed image obtained by the first embodiment, and Fig.
  • FIG. 24 shows a reconstructed image obtained by the fifth embodiment.
  • a composition image is shown.
  • the scales in Fig. 22 to Fig. 24 are the same as in Fig. 21, and the pixel size is set to 1.
  • the SNR of the first embodiment is 60, which is equivalent to the conventional method.
  • the present embodiment enables the photographing with the same image quality as the conventional method and the wide field of view. Similar results were obtained for other embodiments.
  • approximate device characteristic data can be acquired in a relatively short time by the method of the present invention.
  • the device characteristic data is acquired at the same time, there is no increase in the overall shooting time.
  • extra time is required for taking in and out the table and shooting time, but high-resolution images are not required to acquire device characteristic data, so shooting takes a short time.
  • the total shooting time is 1001 times longer than the actual shooting.
  • the total shooting time is twice or less, and in the method of acquiring device characteristics simultaneously, the shooting time is only one time, that is, only the shooting time of main shooting.
  • FIG. 1 is a diagram showing an overview of an MRI apparatus to which the present invention is applied, in which (a) shows a horizontal magnetic field type apparatus and (b) shows a vertical magnetic field type apparatus.
  • FIG. 2 is a diagram showing a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 4 is a diagram showing a procedure for shooting a moving table according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 Diagram showing the relationship between the sub FOV for acquiring device characteristic data and the sub FOV for actual imaging
  • FIG. 6 A diagram showing a procedure of actual photographing according to the first embodiment.
  • FIG. 7 shows an example of a pulse sequence used for moving table imaging.
  • FIG. 11 is a diagram showing another procedure for moving table imaging by the MRI apparatus of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram showing another example of a pulse sequence used for moving bed imaging.
  • FIG. 13 is a diagram showing signals and processing results used for image reconstruction in 3D imaging.
  • FIG. 14 is a diagram showing an example of a procedure for shooting a moving table according to the fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing an apparatus characteristic data acquisition procedure according to the fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 (a) and (b) are diagrams showing the relationship between the sliding phase encoding and the table position in the modification of the fifth embodiment, respectively.
  • FIG. 17 is a diagram showing another example of the procedure according to the fifth embodiment.
  • FIG. 18 is a diagram showing SPE data obtained in another example of the procedure according to the fifth embodiment.
  • FIG. 19 is a diagram showing the relationship between the object to be examined and the coil in the sixth and seventh embodiments.
  • FIG. 20 illustrates coil positions in apparatus characteristic measurement according to the sixth and seventh embodiments.
  • FIG. 21 is a diagram showing an inspection object.
  • FIG. 22 is a diagram showing a reconstructed image obtained by a conventional moving table imaging method.
  • FIG. 23 shows a reconstructed image according to the first embodiment.
  • FIG. 24 is a diagram showing a reconstructed image of the inspection object in FIG. 21 according to the fifth embodiment.
  • Sono 25 Comparison of shooting time between the conventional method and the present invention.
  • 101 Magnet generating static magnetic field, 102 'Gradient magnetic field coil, 103' 'Target to be detected, 10 4' Sequencer, 105 ⁇ 'Gradient magnetic field power supply, 106 ⁇ High frequency magnetic field generator, 107 ⁇ Irradiation coil, 108 ⁇ Receiver, 109 ⁇ “Calculator, 110 ⁇ Display, 111 ⁇ ” Storage medium, 112 ⁇ "Table, 302 ⁇ " Table control unit.

Abstract

　テーブル（移動手段）を移動しながら、磁気共鳴信号を複数回受信する際に、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ため、画像再構成にフーリエ変換を適用できない。そこで、検査対象におけるtotal FOVの磁化の分布を、受信された信号とパラメータとして設定された磁化の分布から計算される信号の差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定することにより、再構成する。本発明の磁気共鳴撮影装置は、信号取得領域のテーブル移動方向の大きさが狭い場合にも、連続的にテーブルを移動しながら撮影することにより大きな視野を高速に撮影できる。  

Description

明 細 書
磁気共鳴撮影装置
技術分野
[0001] 本発明は、核磁気共鳴を用いた検查装置（MRI : Magnetic Resonance Imaging) に関わり、特に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技術に関する。また当該撮像技術において画像再構成に必 要となる装置特性データを取得する方法に関する。
背景技術
[0002] 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。
[0003] 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、 MRI装置の 限られた撮影可能領域 (sub FOVと呼ぶ）で、より広い領域 (total F〇V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力 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。
[0004] 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、テーブルの移動方向に沿った断面を撮影するムービングテーブル撮影 法では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レ、が、継ぎ目のな レ、画像が短レ、時間で取得できるとレ、う長所がある。
特許文献 1 :特開 2003— 135429号公報
非特許文献 1 : ThomasK. F. Foo, Vincent B. Ho, Maureen N. Hood, Hani B. Marcos ， Sandraし Hess, andPeterし Choyke, Radiology. 2001 : 219:835—841.
非特許文献 2 : DavidG. Kruger, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimmk, and Phillip J. Rossman, Magn.Reson. Med. 2002: 47:224-231.
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0005] 上述したようにムービングテーブル撮影法では、継ぎ目のなレ、画像を短時間で得る ことができる力 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つ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が狭くなつた場合、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レ、。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 F〇V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。
[0006] 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なうことが考えられ 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ェン コードを行な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力 S、位相エンコードの場合には一つの信号計測毎に異なるェ 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力 siシリーズのェンコ 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。
[0007] そこで本発明は、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。
課題を解決するための手段
[0008] 本発明の MRI装置は、テーブル (移動手段）を移動しながら、テーブル移動方向に 傾斜磁場を印加して磁気共鳴信号を複数回受信し、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、 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と呼ぶ）である。検査対 象における total FOVの磁化の分布を、受信された信号とパラメータとして設定された 磁化の分布から計算される信号の差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定す ることにより、再構成する。
[0009] パラメータとして設定された磁化の分布、すなわち仮定的な磁化分布から信号を計 算するには、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 核磁気共鳴信号力 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レ、。
[0010] 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 イデイ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。
発明の効果 [0011] 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なうことに 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 FO V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、テープ ル移動方向の sub FOVの長さに影響されず、高速な撮影を行なうことができる。 発明を実施するための最良の形態
[0012] 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 l (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 M RI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。
[0013] 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、検查対象 (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等とが配置されている。被検体 1 03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。
[0014] 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 行なうとともに、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 11 0、記憶媒体 111などを備えている。
[0015] 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を通じて検查対象 103に印加される。検查対象 103から発生した信号は受 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なう。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。
[0016] 第 1の実施の形態
次に本発明で採用するムービングテーブル撮影法の実施の形態にっレ、て説明す る。図 3に、 MRI装置における撮影可能領域 (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。
[0017] 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は装置内に固定され た受信コイルでも良レ、し、被検体に固定された複数のコイルを組み合わせたものでも 良いが、ここでは図 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場合 を説明する。 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つ て全身 (total F〇V) 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ぐ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で説明する力 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。
[0018] 撮影は、図 4 (a)に示すように、コイル感度など装置特性データ 604を取得するステ ップ 601と、検查対象のデータ 605を取得するステップ 602と、装置特性データと検查 対象データを用いて検查対象の再構成画像 606を計算するステップ 603とからなる。
[0019] ステップ 601では、静磁場の分布、照射用コイル 107の励起分布及び受信コイル 114 の感度分布などの装置特性データを求めるための撮影を行なう。画像から静磁場分 布や照射用コイルの励起分布やコイル感度分布を求める手法は公知の方法を採用 すること力 Sできる。例えば静磁場分布は、エコー時間の異なる信号を取得し、取得時 間の差の間に生じる信号の位相差を検出することにより分布を得ることができる。照 射用コイルの励起分布は、照射パワーの異なる信号を取得し、強度差を検出すること により分布を得ることができる。また感度分布は、ボディコイルのように均一な感度分 布を持つコイルによって得られる画像データとステップ 602の撮影時に使用するコィ ルによって得られる画像データを比較することにより求めることができる。または、均 質なファントムの画像データを取得すれば、それだけで、静磁場分布、励起分布、感 度分布の効果をまとめた装置特性データになる。さらに、均質なファントムで求めた 装置特性をベースに、静磁場分布や、励起分布、感度分布のうちの一部を実際の被 検体に対して求めた装置特性で置き換え、より正確な装置特性データを得ることもで きる。これら装置特性データは後述する画像再構成に用いられる。
[0020] 以下、装置特性データを求めるための撮影 (装置特性計測)を具体的に説明する。
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ぐ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。
[0021] 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レ、、各ステーションの画像データを得る（ステップ 63 D o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。
[0022] 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)。
[0023] 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を力 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。
[0024] 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 ィ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。
[0025] 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力 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。これにより装置特性データを効率よく取得することができる。
[0026] 次に検查対象のデータを取得するステップ (本撮影） 602を説明する。このステップ 6 02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)。
[0027] 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力ら実線で描かれた検查対象 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つ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 30 2が検出し、その情報をシーケンサに送る。
[0028] 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ェ 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力 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。
[0029] 撮影では、まず検查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が再び大きくなつ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とリフエ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。
[0030] 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、リフエーズ用スライディング位相ェンコ一 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。
[0031] このようにテーブルが移動しながら TR時間ごとに磁気共鳴信号 208の取得を行う場 合のテーブル移動速度 Vと TRとの関係は次式（1)で表される関係となる。
[数 1]
V - FOVtot Ntotal I TR (1) 式中、 FOV はテーブル移動方向の total FOV305の大きさ、 N は再構成画像の
total total
テーブル移動方向のマトリクスサイズを表す。
[0032] また磁気共鳴信号 208の取得の繰り返しにおいて、 n番目の繰り返しにおけるスライ デイング位相エンコード傾斜磁場 205の値 G(n)はスライディング位相エンコード傾斜 磁場の最大値を G として、次式（2)で表される。
max
[数 2]
G(") = G x ("% - / 2)/ ( /2) (2) 式中、 Nsubは [数 3]
[ total XFOVsub/FOVtotal] に最も近い整数であり、 n%N は nを N で割った余りを意味する。
sub sub
[0033] 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。
[0034] 再構成画像の計算（ステップ 603)では、このような検查対象の計測データ 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、検査対象の磁気モーメント分布 (初期値)をパラメータとして計算される信号 と、実際に受信された信号との差の二乗の和を最小にするように検査対象の磁気モ 一メント分布を決定する。以下、その詳細を説明する。
[0035] 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（3)で表すことがで さ、
[数 4]
S(n,ky) = l__o V,0'aI M(r, exp(- r' (")(1 + d^)))^ dr (3) 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 (4)で表すこと ができる。
[数 5] s(n, y) = f m(r, y) expi-r' k(n)(\ + di )))wn (r' )dr (4) これら式（3)、 (4)において、 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、 [数 6] r,= r - r tabiM (5) である。なお、 r (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
taole
あり次式（6)から求めることができる。
[数 7] rtable (n) = ^ ' V ' TR (6)
[0036] 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 による位相回転に対応し、次式（7)で定義される。これをグラフに表すと図 9に示すよ うになる。
園 k{n) = ^ G{n)dt (7) 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)(l+d(r'))とずれる場合 、実際の傾斜磁場による位相回転は、
[数 9]
\ yG{n){\ + d{ ))dt = (1 + d(r， ))| G{n)dt = (1 + d(r ))k(n) となる。式（3)、（4)の k(n)(l+d(r'))の項は傾斜磁場非線形を考慮した項である。
[0037] 関数 wn(r')は n番目の信号取得 (受信）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の磁化から得られる信号の大きさと位相を表す関数で、 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 (s ub FOV、テーブル移動方向の長さは FOV sub)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、 w (r')は図 10に示すような階段状の関数となる。
n 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。
[0038] 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,ky)は、 - πから π までの 1シリーズの位相エンコードが検查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)を解くことはできない。そこで、本発明では、ま ず仮定的な磁化分布 m'(r,y)をパラメータとして設定し、 m'(r，y)を用いて式 (4)により 磁気共鳴信号 s'(n，y)を計算で求める。式 (4)を解くためには、r'、k(n)、 (l + d (r' ) ) 、 w (r' )を知る必要があるが、上述したように、 は式（5)から、 k(n)は式（7)から求 めることができる。また（l + d (r' ) )は傾斜磁場の非線形性を表すデータであって予 め求められたものであり、 w (r' )はステップ 601の計測により求められる。したがって、 m'(r,y)を設定することにより、式 (4)により s'(n,y)が計算により求められる。
[0039] そして計算により求めた磁気共鳴信号 s'(n，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n, y)との差の絶対値の二乗の和（次式（8) )が最小となるような m(r,y)を求めることにより 、画像再構成を行う。
[数 10] び 2 = 2^ ("， ' ("， I2 (8)
[0040] 仮定的な磁化分布 m'(r,y)としては、例えばゼロ値を用いてもよいし、予め検査対象 を低空間分解能で計測した位置決め画像を利用してもよい。後者の場合、式 (8)の 最適化計算を短時間で収束させることができる。
[0041] 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。まず最適化パラメ一 タとしての検査対象の磁化分布 612を初期化する（ステップ 611)。上述したように初期 値としてはゼロ値あるいは位置決め画像データがある場合にはその値を用いる。次 いでステップ 611で設定された磁化分布の初期値 612と装置特性データを用いて、式 (4)により検査対象データ 614を計算により求める（ステップ 613)。計算により求めた 検査対象データ (計算データ) 614と実際に計測した検査対象データ（計測データ) 6 05との平均二乗誤差が十分小さいかどうかを判定し (ステップ 615)、十分小さい場合 には、そのときの計算に用いた磁化分布を検査対象の画像として画像再構成演算を 終了する（ステップ 617)。ステップ 615において、平均二乗誤差が例えば設定した閾 値以上と判定された場合には、平均二乗誤差を小さくする方向へ最適化パラメータ を変更し（ステップ 616)、ステップ 613、 615を繰り返す。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。
[0042] 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、仮定的磁化分布を最適化パラメータと して用いた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ぐ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、従来は、テーブル移動方向に位相エンコードを行なうとフーリエ変換による画 像再構成が行えなかった。画像再構成法としてフーリエ変換に代わり平均二乗誤差 を最小にする最適化法を採用することにより、初めて画像再構成が可能となった。 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。
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。
[0043] 第 2の実施の形態
なお上記実施の形態では、テーブルの移動速度が一定の場合を説明したが、本発 明はテーブル移動速度が等速でない場合にも適用することができる。以下、本発明 の第 2の実施の形態として、テーブル移動速度が等速でなレ、場合を説明する。
[0044] 本実施の形態においても、装置の構成および撮影の手順は、上述した第 1の実施 の形態と同様である。すなわちステップ 601でコイル感度など装置特性データ 604を 取得し、次にステップ 602で、検查対象のデータ 605を取得する。最後にステップ 603 で、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を 計算する。但し、本実施の形態では、シーケンサ 104は予め設定されたプログラムに 従レ、、或いはユーザーからの指定により、テーブルの移動速度を変更する。信号取 得時のテーブル位置はテーブル制御装置で把握できるので、テーブル位置とスライ デイング位相エンコードの関係が図 9に示すように一定の場合には、その関係から各 信号受信時のエンコード量を決める。例えば、テーブル移動速度が遅い期間はスラ イデイング位相エンコードのステップ数を多くなるように、ノ^レスシーケンスを変更する 。図 7に示すパルスシーケンスにおいては、 TR毎に変更するスライディング位相ェン コード傾斜磁場 205およびリフェーズ用傾斜磁場 209の印加量がテーブル位置によつ て決められる。
[0045] また得られた信号 S(n，y)から m(r,y)を求める画像画像再構成ステップ 603では、パラ メータである磁化分布 m'(r,y)を用いて式 (4)により信号 s'(r，y)を計算により求め、この 信号 s'(r，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n，y)との差の二乗の和が最小となるよ うな磁化分布 m(r,y)を求めることは第 1の実施の形態と同様である。但し、信号 s'(r，y) を求める式 (4)において、 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 r (n)は、テーブル制御装置で得られる値を用いる。
table
[0046] [数 11] s(n, y) = f m(r, y) expi-r' k(n)(\ + d(rf )))wn (r' )dr (4) k(n)は図 9に示す関数 (グラフ）、関数 w (r')はステップ 601で計測された装置特性デ
n
ータである。こうして求められた磁化分布 m(r,y)は、画像データとして画像メモリ 403に 格納され、検査対象の広視野断層像として表示される。
[0047] このように本実施の形態によれば、第 1の実施の形態と同様にテーブル移動方向 の撮影可能領域 (sub FOV)の減少に応じた sub FOVに対する撮影時間の短縮が可 能となり、全体としての撮影時間が長くなることがなレ、。し力、も本実施の形態では、速 度が可変にできるので、血管内の造影剤を追いかけた撮影や、詳細に撮影したい部 分のみ低速で時間をかけた撮影などが可能となり、撮影の自由度が広がる。
[0048] 第 3の実施の形態
次に本発明の第 3の実施の形態を説明する。 本実施の形態では、テーブルを往復移動させて往路で装置特性データを取得し、 復路で検査対象の計測データを取得することが特徴である。本実施の形態における 撮影の流れを図 11に示す。
[0049] 図示するように、まず、テーブルを total F〇Vだけ移動しながら（ステップ 620)、コィ ノレ感度など装置特性データ 604を取得する（ステップ 621)。装置特性データ 604はメ モリに格納される。次に、テーブルを逆方向に移動し (ステップ 622)、検查対象のデ ータ 605を取得する（ステップ 623)。検查対象のデータ 605は計測メモリ 401に格納さ れる。最後に、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查対象の再構 成画像 606を計算する（ステップ 624)。
[0050] 検查対象のデータを取得するステップ 623および再構成画像を計算するステップ 62 4は、第 1または第 2の実施の形態と同様である。テーブルの移動速度が一定の場合 には、第 1の実施の形態と同様にテーブル移動速度から決まる信号取得時テーブル 位置情報と図 9に示すスライディング位相エンコード量との関係に基づきスライディン グ位相エンコードを付与し、テーブル移動速度から決まる信号取得時テーブル位置 情報を用いて仮定的信号値を求める。また第 2の実施の形態のようにテーブルの移 動速度を任意に変更する場合には、スライディング位相エンコード量の決定および 信号のピクセル位置にっレ、て、テーブル制御装置から得られる信号取得時テーブル 位置情報を用いる。
[0051] 本実施の形態では、上述した第 1及び第 2の実施の形態の効果に加え、テーブル の一往復（通常装置内への出入り）で装置特性データと検査対象のデータの二つを 取ることができるので検査全体に費やす時間が短くなるとレ、う効果が得られる。また 装置特性データ（式 (4)における関数 w )は、図 10に示すような理想系の値ではなく
n
、検査対象が装置内に存在するときに実測した値を採用することになるので、より良 質の画像を得ることができる。さらに装置特性データとして低空間分解能画像データ を取得しておくことにより、このデータを画像再構成演算の際の最適化パラメータ（m'( r,y))として利用することができ、最適化演算の時間を短縮することができる。
[0052] 第 4の実施の形態
次に本発明の第 4の実施の形態を説明する。 第 4の実施の形態においても、装置の構成および撮影の手順は、上述した第 1の 実施の形態と同様である。すなわち図 4(a)に示したように、ステップ 601でコイル感度 など装置特性データ 604を取得し、次にステップ 602で、検査対象のデータ 605を取得 する。最後にステップ 603で、装置特性データ 604と検查対象データ 605を用いて検查 対象の再構成画像 606を計算する。但し、本実施の形態では、ステップ 602において 撮影方法として 3D撮影を採用する。
[0053] 図 12に、本実施の形態で採用するパルスシーケンスの一例を示す。図中、 RFは励 起高周波パルス、また、 Gsはスライス選択傾斜磁場、 Gpはスライディング位相ェンコ ード傾斜磁場、 Grはリードアウト傾斜磁場を示す。このノ^レスシーケンスは、外見上 は一般的な 3D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力 Gp軸がテ 一ブルの移動方向と一致し、スライディング位相エンコード軸であり、 Gs軸が位相ェ ンコード軸である点で異なる。
[0054] このパルスシーケンスでは、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、すぐにリフエ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。
[0055] 次に、位相エンコード傾斜磁場 215と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が再び大きくなつた時点で信号を計測する。次に、リフエーズ用位相エンコード 傾斜磁場 216と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 励起高周波パルス 211に備える。
[0056] 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。この繰返しの際には、例え ばスライディング位相エンコード傾斜磁場 205及びリフェーズ用スライディング位相ェ ンコード傾斜磁場 209を一定にして、位相エンコード傾斜磁場 215及びリフェーズ用 位相エンコード傾斜磁場 216を順次変化させて 1シリーズの位相エンコードの信号を 計測し（内ループの計測）、次に異なるスライディング位相エンコード傾斜磁場 205及 び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で同様の内ループの計測 を行ない、最終的に全てのスライディング位相エンコードについて全ての位相ェンコ ードの信号を計測する。これによりスライス方向及びスライディング位相エンコード方 向の位置情報が付与された信号を得る。
[0057] このようにテーブルが移動しながら TR時間ごとに磁気共鳴信号 208の取得を行なう 場合のテーブル移動速度 Vと TRとの関係は次式（9)で表される関係となる。
[数 12]
V - FOVtot Ntotal /(TR x Ns) (9) 式中、 FOV はテーブル移動方向の total FOV305の大きさ、 構成画像の
total N は再
total
テーブル移動方向のマトリクスサイズ、 Nsはスライス方向の位相エンコード数を表す。
[0058] また磁気共鳴信号 208の取得の繰り返しにおいて、スライス方向の j番目の位相ェン コードステップにおける n番目（撮影全体として m(=j+Ns(n-l)番目）の繰り返しにおけ るスライディング位相エンコード傾斜磁場 205の値 G(n)はスライディング位相ェンコ一 ド傾斜磁場の最大値を G として、前掲の式（2)で表される。
max
[0059] 計測された信号 S(n，kx,ky)は、テーブルの位置情報を用いて次式（10)で表すこと ができる。
[数 13]
S(n, kx, ky) = r=o M(r, kx, ky) exp(-r'k(n)(l + d(r')))wn (r')dr (10) ここで kx、 kyはそれぞれスライス方向（x方向）およびリードアウト方向（y方向）に対応 する k空間上の座標を表す。 nは n番目のスライディング位相エンコードであることを示 す。この信号 S(n，kx,ky)をスライス方向（X方向）およびリードアウト方向（y方向）にフ 一リエ変換したものは次式（11)で表すことができる。 [数 14] s(n, x, y) = o m{r, x, y) exp(-r'k(n)(\ + d(r')))wn (r')dr ( )
[0060] これら式（10)、（11)において、 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
[数 15] r，= r - r ta (5) である。なお、 r (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
taole
ある。
また k(n)は n番目のスライディング位相エンコード傾斜磁場により磁気共鳴信号が受 けた位相回転に対応し、前掲の式（7)で定義され、これを二次元方向のみ表したも のは図 9に示すグラフと同様になる。関数 w ')は装置特性データを計測することによ り得られる関数である。
[0061] 計測された信号 S(n，kx,ky)は、図 13に示すように、計測メモリ 401に格納され、 S(n，k x,ky)をスライス方向（X方向）およびリードアウト方向 (y方向）にフーリエ変換した信号 s(n,x，y)は中間メモリ 402に格納される。
[0062] この場合にも、信号 s(n,x，y)は一 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なわれているため、式（11)力 フーリエ変換法により m(r，x,y) を解くことはできなレ、。そこで、仮定的な磁化分布 m'(r,x，y)をパラメータとして設定し、 m'(r，x,y)を用いて式（11)により磁気共鳴信号 s'(n，x,y)を計算で求める。そして計算 により求めた磁気共鳴信号 s'(n,x，y)と実際に測定された磁気共鳴信号 s(n，x,y)との差 の絶対値の二乗の和が最小となるような m(r,x，y)を求めることにより、画像再構成を行 なう。この実施の形態においても、仮定的な磁化分布 m'(r，x,y)としては、ゼロ値を用 いてもよいし、予め検査対象を低空間分解能で計測した位置決め画像を利用しても よい。
[0063] 得られた 3D画像データは画像メモリ 403に格納され、所定の断面の断層像として、 また必要に応じ、投影やボリュームレンダリング等の画像処理を施して表示される。
[0064] 本実施の形態によれば、平面での視野拡大だけでなぐボリュームとしての視野拡 大が可能となる。平面の視野拡大の手法でボリュームをとるとするとテーブルを何往 復もさせる必要があり、効率が悪ぐ患者にとっても不快であるが、 3D撮影では 1回の テーブル移動で撮影が完了し、効率よく快適にボリュームが撮影できる。
なお本実施の形態においても、第 2の実施の形態と同様に、テーブル移動速度を 必要に応じて可変にすることも可能である。また第 3の実施の形態と同様に、テープ ルを往復移動させて例えば往路で装置特性データを取得し、復路で検査対象のデ ータを計測してもよい。
[0065] 第 5の実施の形態
以上の実施の形態では、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 5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 14および図 15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、前述した第 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 14 (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)。
[0066] 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力 ub FOV内に収まらない場合は、低域データを密に取り、 FO Vを拡張する。例えば、図 14 (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ェンコ一 ドステップを低域のみ 0.5ずつ増加する（629)。
[0067] 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 15、ステップ 641)。本撮影は、テーブル位置を移動しな 力 ¾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(_r tab!
(n)k(n)(l+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（13)の処理を 行う。
[数 16] ky ) X exp ( e (n)k(n)(l + d{ )))
Figure imgf000022_0001
[0068] 上式（13)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(-r (n)k(n))を信号にかけてもょレ、。その場合の処理
table
は次式（14)で表される。
[数 17]
S(n, ky) x Qxp(-rtable(n)k(n))
iFOVtotal
,=0 M r, ky ) Qxp(-rk(n))wn (r ' )dr (14)
[0069] 原点位置を補正した後、図 15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 夂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つのテープノレ位置でのローパス 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ぐ 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化による画像再構成が可能となる。
[0070] 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 16 (a)に示すようにスライ デイ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。
[0071] 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 17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 ばよレ、。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 16 (b)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データを図 18に示す。
[0072] 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 行う必要がなレ、ので、全体としての撮影時間を短縮することができる。
[0073] 第 6の実施の形態
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 力 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 6の実施の形態 として、被検体に固定されたコイルを用レ、、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。
[0074] 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 19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 コイルを用レ、て受信しても良レ、。
[0075] 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（15)で表される。
[数 18]
S(n, ky, c) = J" ' exp(-r， (")(1 + (15) ここでコイル番号 cを表す次元と信号番号 nの次元をあわせて n X c個の信号として扱 うことができるので、式（3 （4)及び式（8)を当てはめて画像再構成の計算を行うこ とができる。つまり、式（8)の総和は次式（16)のように n,cについて行うことになる。
[数 19] び2 = I s n, ， - ' ("， ， (16)
[0076] 一方、装置特性データの取得 601については、式（15)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説明する。
[0077] 最適には、図 20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 域力 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 テーシヨンを設定する。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 すること力 Sできる。図 20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 テーシヨ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 >
[0078] 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 20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 (Γ')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。
[0079] 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 (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 データと検查対象データを用いて検查対象の再構成画像 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。この場合にも、各位置 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、最も近傍の位置 の装置特性データを使うこととしてもよい。
[0080] 第 7の実施の形態
次に第 7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 5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 6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。
[0081] まず、本実施の形態においても、装置の構成は、上述した第 6の実施の形態と同様 である。撮影の手順は第 5の実施の形態の図 14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と検查対象 データ 605を用いて検查対象の再構成画像 606を計算する。
[0082] 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レ、、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 5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 6の実施の形態と同様にコイル毎に取得する。 [0083] 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 20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 20はマルチステーションにおけるコィノレ 位置を示している力 図 15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（一 πから πまで）の中心位 置 (低周波成分取得時の位置）が図 20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 20の第 2の撮影位置であるように、テープ ノレ（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 夂の画像を再構成する方法は第 5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 一リエ変換し画像を再構成する。
[0084] 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。
[0085] 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 6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 > [0086] 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ょレ、。
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 構成することは前述の実施の形態と同様である。
実施例
[0087] 本発明の効果を確認するために、図 21に示すような検査対象を用いて、従来のム 一ビングテーブル撮影と第 1の実施の形態および第 5の実施の形態によるムービング テーブル撮影との比較実験を行なった。図 21におレ、て下側の図（b)が検査対象の 2 次元の画像を示し、上側の図（a)はその画像を r軸に射影した 1次元プロファイルであ る。図（b)の r軸及び y軸は位置を示す軸であり、スケールはピクセルサイズが 1になる ようにしてある。また、図（a)に示すプロファイルの縦軸は画素値を示す。検査対象に は複数のスリットがある。左端と中央のスリット幅力 ピクセルであり、それぞれの右側 に 1ピクセルずつ幅の拡大されたスリットが並ぶ。図（b)において白で示される領域が 検查対象の存在する領域で、その間に検查対象の存在しない領域を持つ。
[0088] 撮影パラメータは sub FOV = 420mm X 210mm (64ピクセル X 32ピクセル)、 total F〇 V = 420mm X 1260mm (64ピクセル X 192ピクセル)とした。
[0089] 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レ、、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。また SNR=60の条件で行レ、、信号取得範囲を示す w (r')は図 1
0で示される階段状の関数とした。第 5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レ、、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。また SNR=50の条件で行った 従来のムービングベッド撮影では、 r軸方向をテーブルの移動する方向とし、この方 向をリードアウト方向とし、テーブルの移動方向に垂直な y軸方向をスライディング位 相エンコード方向とした。 [0090] 図 22に従来のムービングテーブル法で取得した再構成画像を、図 23に第 1の実 施の形態により得られる再構成画像を、図 24に第 5の実施の形態により得られる再 構成画像を示す。図 22〜図 24のスケールは図 21と同じでピクセルサイズが 1になる ようにしてある。これら画像の比較からわかるように、いずれも幅 1ピクセルのスリットま で分解できており、十分な分解能があることが確認された。また、第 1の実施の形態 の SNRは 60と従来法と同等であった。このように本実施の形態により、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ことが確認された。また、他の実 施の形態に対しても同様な結果が得られた。
[0091] 一方、撮影時間については、図 25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 F 〇V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。
[0092] また装置特性データの取得時間についても、本発明の手法により、近似的な装置 特性データを比較的少ない時間で取得することができる。特に装置特性データを同 時に取得する場合は、全体の撮影時間の増加もない。あらかじめ装置特性データを 取得する場合は、テーブルの出し入れと撮影時間が余計に力かるが、装置特性デー タの取得に高解像度な画像は必要ないため撮影は短時間ですむ。
具体的には、典型的なケースとして本撮影で 1000回の信号取得を行う場合を考え ると、厳密な装置特性データを得るためには、本撮影の信号取得回数の数だけ装置 特性データの計測が必要であり、撮影全体の時間は本撮影の 1001倍の時間となる。 それに対して、本発明のマルチステーションにより装置特性データを取得する方法で は全体の撮影時間は 2倍以下、装置特性を同時に取得する方法では 1倍、つまり本 撮影の撮影時間のみとなる。
産業上の利用可能性
[0093] 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。 図面の簡単な説明
[図 1]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。
[図 2]本発明が適用される MRI装置の構成例を示す図
[図 3]検查対象の total FOVと信号取得領域の関係を示す図
[図 4]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
[図 5]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
[図 6]第 1の実施の形態による本撮影の手順を示す図
[図 7]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
[図 8]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
[図 9]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
[図 10]信号取得領域の装置特性を示す図
[図 11]本発明の MRI装置によるムービングテーブル撮影の別の手順を示す図。
[図 12]ムービングベッド撮影に用いるパルスシーケンスの他の例を示す図。
[図 13]3D撮影における画像再構成に用いる信号と処理結果を示す図。
[図 14]本発明の第 5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
[図 15]本発明の第 5の実施の形態による装置特性データ取得手順を示す図
[図 16] (a)、 (b)はそれぞれ第 5の実施の形態の変更例におけるスライディング位相ェ ンコードとテーブル位置との関係を示す図
[図 17]第 5の実施の形態の手順の他の例を示す図
[図 18]第 5の実施の形態の手順の他の例で得られる SPEデータを示す図
[図 19]第 6および第 7の実施の形態における検查対象とコイルとの関係を示す図
[図 20]第 6および第 7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
[図 21]検査対象を示す図。
[図 22]従来のムービングテーブル撮影法による再構成画像を示す図。
[図 23]第 1の実施の形態による再構成画像を示す図。
[図 24]第 5の実施の形態による図 21の検査対象の再構成画像を示す図 園 25]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·· '検查対象、 10 4· "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· "テープ ル制御装置。

Claims

請求の範囲
[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 ら発生する磁気共鳴信号を受信する受信手段と、受信された前記磁気共鳴信号に 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 気共鳴撮影装置において、
前記制御手段は、前記移動手段の移動中に前記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、前記撮影空間よりも広レ、視野における前記検査対象の 磁化分布を、受信された信号とパラメータとして設定される磁化分布から計算される 信号との差の絶対値の二乗の和を最小にするように決定することを特徴とする磁気 共鳴撮影装置。
[2] 請求項 1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、パラメータとして設定される磁化分布から計算される信号 を、信号取得時における前記移動手段の位置、前記移動手段の位置と移動方向の 傾斜磁場強度との関係および装置特性データを用いて算出することを特徴とする磁 気共鳴撮影装置。
[3] 請求項 1または 2記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記制御手段は、前記磁気共鳴信号の受信の際、前記移動手段を等速度で移動 させることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
[4] 請求項 1ないし 3いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置において、
前記制御手段は、前記移動手段を往復移動させ、往路又は復路のいずれかで画 像再構成に必要となる装置特性データを取得することを特徴とする磁気共鳴撮影装 置。
[5] 請求項 1ないし 4いずれ力 1項記載の磁気共鳴撮影装置において、 前記制御手段は、前記磁気共鳴信号の受信の際に、前記移動手段の移動方向と は異なる方向の位相エンコード傾斜磁場を印加す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す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いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記静磁場の方向が垂直方向であ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いずれ力 4項記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記静磁場の方向が水平方向であることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
[8] 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において、
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仮定的な磁化分布から仮定的な信号を 計算し、前記本撮影で計測した信号と前記仮定的な信号との差の絶対値の二乗の 和を最小にするように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。
[9] 請求項 8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。
[10] 請求項 8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。
[11] 請求項 10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。
[12] 請求項 8ないし 12いずれ力 4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。
[13] 請求項 8ないし 12いずれ力 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。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007122854A1 (ja) * 2006-04-19 2007-11-01 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴撮影装置
DE102007004620A1 (de) * 2007-01-30 2008-08-07 Siemens Ag Verbessertes dreidimensionales schichtselektives Mehrschicht-Anregungsverfahren in der MRT-Bildgebung
WO2009151041A1 (ja) * 2008-06-09 2009-12-17 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および撮影パラメータ設定支援方法
WO2010110384A1 (ja) * 2009-03-26 2010-09-30 国立大学法人九州大学 計測装置および計測方法

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4901627B2 (ja) * 2007-07-24 2012-03-21 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮影装置
JP2010207568A (ja) * 2009-02-10 2010-09-24 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
DE102009014903B4 (de) * 2009-03-25 2012-01-12 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanz-Projektionsangiographie mit kontinuierlicher Tischverschiebung
DE102011005445B4 (de) 2011-03-11 2014-10-09 Siemens Aktiengesellschaft Normalisierung von Magnetresonanzbilddaten bei bewegtem Tisch
DE102011005649B4 (de) * 2011-03-16 2013-07-04 Siemens Aktiengesellschaft Bestimmung des tatsächlichen Kippwinkels und Justierung der Transmitterspannung bei der MR-Bildgebung eines kontinuierlich verfahrenen Untersuchungsobjekts
DE102012217262B4 (de) * 2012-09-25 2023-10-26 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur automatischen Magnetresonanz-Bildgebung und Magnetresonanzanlage
US10222442B2 (en) * 2013-04-18 2019-03-05 National Taiwan University Method and apparatus for single carrier wideband magnetic resonance imaging (MRI) data acquisition
JP7219477B2 (ja) * 2017-06-07 2023-02-08 トラスティーズ オブ ボストン ユニバーシティ 磁気共鳴イメージングを改善する装置
JP2022552828A (ja) 2019-10-08 2022-12-20 トラスティーズ オブ ボストン ユニバーシティ 共振周波数を変化させるのに役立つ非線形でスマートなメタマテリアル

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000229073A (ja) * 1998-12-24 2000-08-22 Marconi Electronic Syst Ltd 磁気共鳴画像装置
JP2002248089A (ja) * 2001-02-23 2002-09-03 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置および方法
JP2003135429A (ja) * 2001-10-05 2003-05-13 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc ｚ方向の周波数エンコードを伴うテーブル移動式ＭＲＩ
JP2004097826A (ja) * 2002-09-12 2004-04-02 General Electric Co <Ge> 並行受信を用いたｍｒｉによって大きなボリュームを撮像する方法及びシステム
WO2004065976A1 (en) * 2003-01-20 2004-08-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Sub-sampled moving table mri

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6476607B1 (en) * 2000-12-08 2002-11-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. MRI method and apparatus for rapid acquisition of multiple views through a volume
US7436178B2 (en) * 2003-11-14 2008-10-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Fast continuous moving bed magnetic resonance imaging with multiple stationary receive coils for sense reconstruction
EP1733246A1 (en) * 2004-03-26 2006-12-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Non-expert control of an mr system
EP1743188A1 (en) * 2004-04-28 2007-01-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. Continuous moving-table mri involving contrast manipulation and/or update of scanning parameters
EP1803393A4 (en) * 2004-10-13 2010-05-19 Hitachi Medical Corp MAGNETIC RESONANCE IMAGING METHOD AND DEVICE
CN100396240C (zh) * 2005-02-28 2008-06-25 西门子（中国）有限公司 频域灵敏度编码磁共振并行成像方法
JP5100374B2 (ja) * 2005-04-26 2012-12-19 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および方法
US20070156042A1 (en) * 2005-12-30 2007-07-05 Orhan Unal Medical device system and method for tracking and visualizing a medical device system under MR guidance
US7622924B2 (en) * 2007-06-12 2009-11-24 General Electric Company Method and apparatus for k-space and hybrid-space based image reconstruction for parallel imaging and artifact correction

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000229073A (ja) * 1998-12-24 2000-08-22 Marconi Electronic Syst Ltd 磁気共鳴画像装置
JP2002248089A (ja) * 2001-02-23 2002-09-03 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置および方法
JP2003135429A (ja) * 2001-10-05 2003-05-13 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc ｚ方向の周波数エンコードを伴うテーブル移動式ＭＲＩ
JP2004097826A (ja) * 2002-09-12 2004-04-02 General Electric Co <Ge> 並行受信を用いたｍｒｉによって大きなボリュームを撮像する方法及びシステム
WO2004065976A1 (en) * 2003-01-20 2004-08-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Sub-sampled moving table mri

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
POLZIN J. ET AL.: "Correction for Gradient Field Distortions in Moving Table Imaging", PROC. INTL. SOC. MAG. RESON. MED., vol. 10, 2002, pages 380, XP002308393 *

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007122854A1 (ja) * 2006-04-19 2007-11-01 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴撮影装置
JP4832510B2 (ja) * 2006-04-19 2011-12-07 株式会社日立メディコ 磁気共鳴撮影装置
DE102007004620A1 (de) * 2007-01-30 2008-08-07 Siemens Ag Verbessertes dreidimensionales schichtselektives Mehrschicht-Anregungsverfahren in der MRT-Bildgebung
US7528601B2 (en) 2007-01-30 2009-05-05 Siemens Aktiengesellschaft Three-dimensional slice-selective multi-slice excitation method in MRT imaging
DE102007004620B4 (de) * 2007-01-30 2010-02-04 Siemens Ag Verbessertes dreidimensionales schichtselektives Mehrschicht-Anregungsverfahren in der MRT-Bildgebung
WO2009151041A1 (ja) * 2008-06-09 2009-12-17 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および撮影パラメータ設定支援方法
US8742756B2 (en) 2008-06-09 2014-06-03 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method of assisting setting of imaging parameter
WO2010110384A1 (ja) * 2009-03-26 2010-09-30 国立大学法人九州大学 計測装置および計測方法
JP2010227247A (ja) * 2009-03-26 2010-10-14 Kyushu Univ 計測装置および計測方法
US8896311B2 (en) 2009-03-26 2014-11-25 Kyushu University, National University Corporation Measurement device and measurement method

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US7701214B2 (en) 2010-04-20

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