WO2006038371A1

WO2006038371A1 - 磁気共鳴撮影装置

Info

Publication number: WO2006038371A1
Application number: PCT/JP2005/014202
Authority: WO
Inventors: Shinji Kurokawa; Yo Taniguchi; Hisaaki Ochi
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2004-09-30
Filing date: 2005-08-03
Publication date: 2006-04-13
Also published as: JPWO2006038371A1; JP4810432B2

Abstract

　感度分布の一次独立性が低い場合にもコイルの感度分布を利用した再構成を安定して行える磁気共鳴撮影装置を提供する。　静磁場空間内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シーケンス制御手段とを有し、前記受信手段は、複数回の受信において検査対象に対して空間的に異なる感度分布により前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルを具備し、前記画像再構成手段は、前記検査対象における磁気モーメントの大きさの範囲を設定する制約条件のもと、予め求められた前記感度分布と前記磁気共鳴信号のＳＮ比を用い、前記検査対象における関心領域の磁気モーメントの分布を、前記再構成される画像のＳＮ比を最大にする最適化により求める演算処理を行なう。

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査装置（MRI : Magnetic Resonance Imaging)に係り、特に、コイル感度を利用した磁気共鳴撮影技術に関する。

背景技術

[0002] 磁気共鳴撮影装置は、検査対象を横切る任意の断面内の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その断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。

[0003] MRIの画像診断に於ヽて複数個のコイルと画像の折り返しを利用して撮影時間を短縮する技術が、実用化されている (例えば、非特許文献 1参照)。通常の撮影法が傾斜磁場のみを利用して位相エンコード方向の位置情報を画像に付与しているのに対して、非特許文献 1の撮影法では、受信コイルの感度分布を併用して、位置情報を画像にエンコードしている。以下、このエンコード法を、コイル感度併用ェンコ一ドと呼び、また、感度分布を利用しない通常の傾斜磁場のみを利用したエンコードを、傾斜磁場エンコードと呼ぶ。

[0004] 以上に述べたコイル感度併用エンコードは、位相エンコード無しで行うことも可能である。つまり、位相エンコード数以上のコイルを用いることにより、位相エンコード数を

1、つまり、位相エンコードを行う必要が無くなる。この場合のエンコードを、コイル感度エンコードと呼ぶことにする。

[0005] また、コイル感度エンコードは、位相エンコード方向に限らず、周波数エンコード方向（読み取り方向）にも利用することができる (例えば、特許文献 1参照)。つまり、周波数エンコード数以上のコイルを用いて核磁気共鳴信号を計測することにより、周波数エンコードを行う必要がなくなり、したがって、読み取り用傾斜磁場を印加する必要がなくなる。読み取り用傾斜磁場を印加しない場合は、傾斜磁場の切り替えによる騒音が生じな、と、う利点が得られる。

[0006] 特許文献 1 :特開平 08— 322814号公報非特許文献 l : Pruessmann KP、 Weiger M、 Scheidegger MB、 Boesiger P. SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 、 vol. 42、 no. 5、 952— 62、 1999

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0007] 検査対象から発生するノイズが無いとすれば、上述の非特許文献 1あるいは特許文献 1のコイル感度エンコードを行って折り返しの無い画像を得ることができる。しかし、実際の撮影においては無視できないノイズが存在し、ノイズが存在する場合にも安定して解を求めるためには、各サブコイルの感度分布の間の一次独立性が高い必要がある。

[0008] また、コイル感度エンコードの数を増やすには、サブコイルの数を増やす必要があるが、サブコイルの数を増やすと一般に感度分布間の一次独立性が下がるため、傾斜磁場エンコードをコイル感度エンコードに置き換えられるほどサブコイルの数を増やすことは困難である。

[0009] 感度分布間の一次独立性が低下すると、再構成が不安定になる。つまり、撮影対象と異なる画像が再構成されてしまう。

[0010] そこで、本発明の目的は、感度分布の一次独立性が低い場合にもコイルの感度分布を利用した再構成を安定して行える磁気共鳴撮影装置を提供することにある。課題を解決するための手段

[0011] 上記目的を達成するために、本発明の磁気共鳴撮影装置は、下記に示す特徴を有する。

[0012] (1)静磁場空間内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!、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シーケンス制御手段とを具備して、核磁気共鳴により前記検査対象の断層撮影を行う磁気共鳴撮影装置において、前記受信手段は、検査対象に対して空間的に異なる感度分布状態となって前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルを有し、前記画像再構成手段は、前記検査対象における磁気モーメントに対する制約条件のもと、予め求められた前記感度分布と前記核磁気共鳴信号の SN比を用い、前記検査対象における関心領域の磁気モーメントの分布を求める演算処理を行なうことを特徴とする。

[0013] (2)前記（1)の磁気共鳴撮影装置において、前記受信手段は、互いに空間的に異なる感度分布により前記核磁気共鳴信号を受信する複数のサブコイルカゝら構成される受信コイルを具備することを特徴とする。

[0014] (3)前記（1)の磁気共鳴撮影装置において、前記検査対象を搭載し、所望とする方向に（例えば、前記検査対象の体軸方向に、あるいは体軸方向と略垂直の方向に )移動可能な天板を具備し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記天板の移動中に前記磁気共鳴信号を複数回受信するように前記受信手段を制御することを特徴とする。

[0015] (4)前記磁気共鳴撮影装置において、前記画像再構成手段は、前記関心領域と前記関心領域の外部領域に関して前記再構成される画像の SN比を最大にする処理を行い、前記制約条件は、前記外部領域における前記磁気モーメントの分布が既知であるという条件と、前記関心領域における前記磁気モーメントの分布がとり得る上限値及び下限値が既知であるという条件とを含むことを特徴とする。

[0016] (5)前記磁気共鳴撮影装置にお!ヽて、前記傾斜磁場を用いた撮影を最終的に得る画像の解像度よりも低い解像度 (例えば、最終的に得る画像の解像度の半分以下の解像度)で予め行って取得した前記検査対象の磁気モーメントの分布をもとに、前記感度分布と、前記制約条件における前記上限値及び下限値とを決定することを特徴とする。

[0017] (6)前記磁気共鳴撮影装置にお!ヽて、再構成された前記画像を表示する表示手段を有することを特徴とする。

発明の効果

[0018] 本発明によれば、磁気モーメントの分布の満たすべき条件を利用することにより、受信コイルの感度分布の一次独立性が低い場合にも受信コイルの感度分布を利用した再構成を安定して行える磁気共鳴撮影装置を実現できる。発明を実施するための最良の形態

[0019] 以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。

[0020] (実施例 1)

以下、本発明による磁気共鳴撮影装置の第 1の実施例を説明する。

[0021] 図 13は、磁気共鳴撮影装置の概観図であり、図 1は、その核磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示すブロック図である。図 13において、 101は静磁場を発生するマグネット、 103は検査対象、 300は天板を示す。また、図 1において、 101は静磁場を発生するマグネット、 102は傾斜磁場を発生するコイル、 103は検査対象であり、検査対象 103はマグネット 101の発生する静磁場空間内に設置される。また、シーケンサ 104は、傾斜磁場電源 105と高周波磁場発生器 106に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、照射用コイル 107を通じて検査対象 103に印加される。検査対象 103から発生した信号は、受信コイル 116〖こよって受波され、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 (以下、検波基準周波数と記す。）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。

[0022] その結果は、ディスプレイ 110に表示される。必要に応じて、記憶媒体 111に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。また、静磁場均一度を調整する必要があるときは、シムコイル 112を使う。シムコイル 112は複数のチャネルからなり、シム電源 113により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各シムコイルに流れる電流をシーケンサ 104により制御する。シーケンサ 104は、シム電源 113に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル 112より発生させる。

[0023] なお、シーケンサ 104は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものは、パルスシーケンスと呼ばれてヽる。

[0024] この装置を用いた本発明による撮影の流れを、図 14に示す。撮影は、コイル感度の切り替えによる本撮影と、通常の傾斜磁場を利用した低解像度での予備撮影にわけて行う。予備撮影は、低解像度であるため短時間で行うことができ (ステップ 1)、予備撮影により各コイルの感度分布を取得する (ステップ 2)。また、同じ予備撮影から検査対象の存在範囲と、再構成画像の各ピクセルの画素値の上限値と下限値を決定する (ステップ 3)。本撮影では、コイルを切り替えながらの撮影を行う (ステップ 4)。本撮影で得られたデータと予備撮影で得られた感度分布と検査対象の条件から、最適化により検査対象の画像を再構成する (ステップ 5)。

[0025] 本実施例の撮影は、図 2に示すパルスシーケンスを用いて行われる。図 2において、 RFは励起高周波パルス、また、 Gsはスライス選択傾斜磁場、 Geは位相エンコード傾斜磁場を示す。

[0026] まず、検査対象にスライス傾斜磁場 2と同時に励起高周波パルス 1を印加し、所望のスライスのみを励起する。

[0027] 励起高周波パルス 1を印加してから時間 τ後、 πパルス 41を印加すると核磁気共鳴信号 (エコー信号) 45が段々大きくなり、一定時間後再び減衰を始める。 πパルス 41を印加して時間 2 て後、再び πノルス 43、 44を印加するということを繰り返すと、磁気共鳴信号 46、 47は増減を繰り返す。なお、この繰返しの際には位相エンコード傾斜磁場 4an、 4bnをそれぞれ印加し、これにより y方向の位置情報を付与する。

[0028] 核磁気共鳴信号は、受信コイルを構成する L個のサブコイルを切り替えながら計測する。図 2に示すように、二つの πパルスの間のそれぞれにおいて、時間 i (i= l、 2、 3、……、 L)には一個のサブコイル ciだけをアクティブにして、核磁気共鳴信号 Siを順次計測する。

[0029] 受信コイルの具体的な構成の一例を、図 3に示す。受信コイルは、複数のサブコィル 80で構成されており、図 3には 6個のサブコイル（cl〜c6)からなる受信コイルの例を示す。各サブコイルには、ダイオード 81が接続されており、それぞれのダイオードはシーケンサ 104からの信号によって個別に ONZOFFさせることができる。

[0030] 各サブコイルの感度分布を求めるためには、図 2に示されるパルスシーケンスによる撮影の前に、磁気共鳴撮影装置で一般的に行われる傾斜磁場を用いた撮影を低解像度 (例えば、最終的に得る画像の解像度の半分)で行い、補間（例えば多項式近似）により最終的に得る画像の解像度で感度分布を作成する。

[0031] 以上のようにして求めた各サブコイルの感度分布と検査対象の関係は、図 4に示す通りである。図 4 (a)に示すように、コイルの感度は、関心領域 900の外側にも広がつており、コイル感度の存在する領域は N個の区間に分割されている。 i番目のサブコィルの感度分布 f (X)の; j (j = l、 2、 · ··、 N)番目の区間の平均値を f とする。また、図 4 ( b)に示すように、 j番目の区間に存在する水素原子核の磁気モーメントの大きさを Iとする。 Iは再構成画像における輝度情報に対応する値となる。

[0032] ここで、 i番目のサブコイルを介して観測される核磁気共鳴信号 Sは、次の（数 1)で表される。

[0033] [数 1]

N

ニ〗- '

[0034] そして、サブコイルの切り替えにより感度分布を示す関数 f (X)を i= l、 2、 3、 · ··、 L と変化させた場合、各サブコイルを介して得られる核磁気共鳴信号 (i= l、 2、 3、 · ··、 L)のそれぞれは、次式の（数 2)で表されることになる。

[0035] [数 2] 、

(数 2 )

j

[0036] ここで、この (数 2)にお、て感度 f を要素とする行列を f、また、核磁気共鳴信号 S を要素とするベクトルを s、磁気モーメントの大きさ（再構成される画像の画素値) Iを要素とするベクトルを Iであらわすことにする。

[0037] (数 2)から Iを求めることにより画像を再構成することが可能である。コイル感度分布が完全に同じでない限り、 fの逆行列 Γ¹が存在するため、 Sにノイズ成分が含まれていない場合には、容易に Iを求めることが可能である。しかし、実際には少な力もずノィズが含まれており、また、 fの形状が互いに似ていることから fの各行間の一次独立性が低、ため、 Γ¹による解では正し、1が得られな!、。

[0038] そこで、本実施例では、以下の解法により正しい Iを求める。すなわち、磁気モーメントの大きさ Ijのうち、関心領域内の Ij (j E関心領域）は、例えば、（数 3)に示す制約条件つきの MMSE (Minimum Mean Square Error)規範に基づき決定する。

[0039] [数 3]

Minimize e = Ε{\\ 1 - Γ \\~ }

'/;.

Subject to <j

ί I.R

[0040] ここで、 e'は目的関数であり、磁気モーメントの大きさの真値 Iと推定解 I 'の差の 2 乗の期待値である。また、 Ε{ · }は期待値、 |卜 IIはベクトルの大きさを表す。

[0041] (数 3)では、 2個の制約条件を定めている。すなわち、関心領域外では、水素原子核が存在せず磁気モーメントの大きさは 0となるため、一つ目の制約条件として「 = 0、 jは関心領域外」という条件を定める。さらに、 I'は大きさを表すため正の値であり、また、感度分布を求めるために行った撮影から、の

] 下限 I I

inf jと上限 sup jがわかるため

、二つ目の制約条件として「I ≤Ij≤I 、；関心領域」という条件を定める。

lnr j sup j

[0042] 受信コイルで取得する核磁気共鳴信号と検査対象の出すノイズは、互いに独立な確率過程に従うと考えられるので、（数 3)は (数 4)に置き換えられる。

[0043] [数 4]

Minimize e =\\ S - fV ||² +σ \\尸 ¹¹²

{r J_f = 0,ゾ関心領域

Subject to i

[0044] (数 4)において、 σは核磁気共鳴信号の SN比の逆数の 2乗であり、第 2項 σ ||lfはノイズに関する項である。また、この第 2項は、 SN比が最大値となるようにする項である。

[0045] (数 4)の解は一義的に定まるが、最適化の具体的な手法としては、 Jacobi法を基本とする手法や勾配投影法など様々な手法がある。それぞれ収束速度や安定性に特徴があり、どの手法を選ぶかは、計算機の性能や解にどれほどの信頼性を求めるかによる。ここでは、一例として Jacobi法を基本とし、反復回ごとに制約条件の範囲をチェックし、範囲を超えた場合はの値を制約条件の境界の値に置き換える手法を、図 5に示す。

[0046] まず、 (j = l、 2、 3、 · ··、 N)の初期値として 0を設定する (ステップ 1)。次に、設定されたの値における目的関数 eの勾配ベクトル d el d I 'を求める (ステップ 2)。（求めた勾配ベクトル） X (1/2)だけを変化させる (ステップ 3)。変化させた結果が制 j ] 約条件を満たさなければ、制約条件を満たすように、かつ、最も変化量が少なくてすむようにさらにを変化させる (ステップ 4)。変化させたから目的関数 eの値を求める (ステップ 5)。求めた目的関数 eの値が十分小さくなる（ノイズレベル程度に減少する）という収束条件 eく eO (eO = N ' γ · ( (1 の平均値) ²) /2)を満たすかどうかを判 sup]

断し (ステップ 6)、満たしていなければステップ 2に戻り、満たしていれば、そのときの I 'を解とする。以上の手順によってが決定され、 X軸方向の投影像が得られる。

[0047] 決定された、、、

1 2 3 ···、は、メモリ

N 403に格納される。この格納状態を示したのが、図 6である。それぞれ、図中 ky軸上の、核磁気共鳴信号取得の際に印加された位相エンコード傾斜磁場に対応する位置に X軸方向に沿って配列されて格納されるようになっている。

[0048] 以上、、、、 · ··、 I' を求める操作が、位相エンコード傾斜磁場の変化毎にそ

1 2 3 N

れぞれなされ、これを繰り返すことによって前記メモリ 403内に磁気共鳴信号が全て格糸内されること〖こなる。

[0049] その後、前記メモリ 403に格納された情報に基づいて、図 6の下図に示すように、 k y方向にフーリエ変換して得られる情報を画像メモリ 402に格納させることによって、断層画像に対応する 2次元画像情報が得られることになる。

[0050] 以上説明したことから明らかなように、本実施例の磁気共鳴撮影装置によれば、リードアウト傾斜磁場を特に印加することなく X軸方向の位置情報が付与されて、画像力 S得られることが半 IJる。

[0051] 以下、本実施例の効果を示すため、従来法により得られる画像との比較を行う。

[0052] 図 7は、検査対象を撮影して得られるべき画像であり、検査対象の形状を示す。ただし、再構成画像では得られない関心領域外につ、ても表示してヽる。

[0053] 図 7において、上側の図が検査対象の 2次元の画像を示し、下側の図はその画像を X軸に射影した 1次元プロファイルである。図の X軸および 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。 X軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布が変化する方向であり、コイル感度エンコードを行う方向である。 y 軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布は変化しない方向であり、周波数ェンコードを行う方向である。また、下側プロファイルの縦軸は、画素値を示す。

[0054] 図 7に示されるように、使用した検査対象は、幅 4ピクセルのスリットを持つ長方形で、ある。図 7上側の図において、白色で示される領域 Aが検査対象の存在する領域で、その間に検査対象の存在しない領域 (4ピクセルのスリット）を有する。 X方向の再構成は、区間の数 N (図 4参照） 128として行った。また、関心領域 900は、中心の x= 3 2から x= 95の 64ピクセルの区間である。使用したコイルの数 L (図 4参照）は 64である。 SN比は 100である。

[0055] 図 8に、本発明により得られる再構成画像を示す。図 8において、上側の図が 2次元再構成画像を示し、下側の図はその画像を X軸に射影した 1次元プロファイルである。図の X軸および y軸は位置を示す軸であり、スケールは図 7と等しいが、範囲は図 7 の関心領域 900の範囲である。 X軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布が変化する方向であり、コイル感度エンコードを行う方向である。 y軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布は変化しない方向であり、周波数エンコードを行う方向である。また、下側プロファイルの縦軸は画素値を示す。

[0056] 図 8下側に示す 1次元プロファイルからわ力るように、検査対象の最も外側の部分およびスリット境界部分のエッジがわずかに鈍って、るだけで、幅 4ピクセルのスリットが分離された再構成画像が得られている。すなわち、本発明により分解能 4ピクセルで撮影が可能であることがわかる。

[0057] 図 9は、従来法による再構成画像である。図 9において、上側の図が 2次元再構成画像を示し、下側の図はその画像を X軸に射影した 1次元プロファイルである。図の X 軸および y軸は位置を示す軸であり、スケールは図 7、 8と等しいが、範囲は図 7の関心領域 900の範囲である。 X軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布が変化する方向であり、コイル感度エンコードを行う方向である。 y軸方向は、各サブコイルにおいて感度分布は変化しない方向であり、周波数エンコードを行う方向である。また、下側プロファイルの縦軸は、画素値を示す。

[0058] X方向の空間分解能が、前述した本発明の手法により達成された空間分解能と同じになるように、検査対象の存在する領域をカバーする 16個のサブコイルを用いて画像を取得し、 X軸方向の関心領域を 16ピクセルに分割して画像再構成を行って、る。つまり、図 9に示す画像の X方向のピクセルサイズは、図 8の 4倍になっている。図 9 からわかるように、 X方向に空間分解能は得られず、画像再構成に失敗している。また、画像の輝度値は、本来の輝度値の 2000倍になっていることがわかる。

[0059] 以上まとめると、本実施例では、従来法では不可能であった分解能でコイル感度ェンコードが可能となり、その結果、周波数エンコードにかえてコイル感度エンコードを行うことができ、傾斜磁場の切り替えにより生じていた騒音のない撮影を行うことができる。

[0060] (実施例 2)

本発明の第 2の実施例として、検査対象を置く天板を所望とする方向に移動させることにより感度分布を変化させて撮影を行う方法について述べる。本例では、天板は

、検査対象の体軸方向に移動可能に構成されている力この方向に限らず、例えば

、体軸方向と略垂直の方向に移動可能であってもよい。

[0061] 図 10は、検査対象 103と天板 300と受信コイル 301の関係を示す図である。検査対象は移動可能な天板に置かれ、受信コイルは単一のコイルで構成され、静止している。

[0062] 撮影は、図 11に示すパルスシーケンスを用いて行う。図 11で、 RFは励起高周波パルス、 Gsはスライス選択傾斜磁場、 Grは読み取り傾斜磁場、天板位置 pl、 p2、 -pL は静止している受信コイルを基準とした座標系 x'における天板の位置、コイル感度分布は天板に固定した座標系でのコイル感度分布を示す。

[0063] まず、検査対象にスライス傾斜磁場 2と同時に励起高周波パルス 1を印加し、特定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核磁気共鳴信号 42を発生するようになる。 [0064] 励起高周波パルス 1を印加して時間て後、 πパルス 41を印加すると一度減衰した磁気共鳴信号は再び大きくなり、一定時間後再び減衰を始める。 πパルス 41を印加して時間 2 て後、再び πパルス 43を印加するということを繰り返すと、核磁気共鳴信号は増減を繰り返す。なお、この繰返しの際には、図 10における y方向に読み取り傾斜磁場 5を印加し、これにより y方向の位置情報を付与する。

[0065] 核磁気共鳴信号は、天板を移動させながら計測する。図 1 1に示すように、二つの πパルスの間のそれぞれにおいて、読み取り傾斜磁場を印加しながら受信コイルによって磁気共鳴信号 (E (ky)、E (ky)、E (ky)、…ゝ E (ky) )を順次計測する。ここ

1 2 3 L

で、 kyは y方向に対応する k空間上の座標を表す。核磁気共鳴信号 E (ky)は、天板位置 Piにお、て受信した核磁気共鳴信号の k空間上の点 kyにおける値である。計測された Eは、図 12 (a)に示すように、計測メモリ 400に格納される。以下、ある kyにおける核磁気共鳴信号 S =E (ky)について考える。

[0066] 天板位置 Piにお!/、て、天板に固定した座標での受信コイルの感度分布 fと検査対象の関係は、実施例 1と同じぐ図 4に示す通りになる。図 4 (a)に示すように、コイルの感度は関心領域 900の外側にも広がっており、コイル感度の存在する領域は N個の区間に分割されている。天板位置 Piにおいて、天板に固定した座標での受信コィルの感度分布 f (X)の; j (j = l、 2、 · · ·、 N)番目の区間の平均値を f とする。また、図 4 ( b)に示すように、 j番目の区間に存在する水素原子核の磁気モーメントの大きさを Iと j する。 Iは再構成画像における輝度情報に対応する値となる。

[0067] このように、天板移動により実施例 1と同様に検査対象に対して受信コイルの感度分布を変化させて撮影することが可能であり、 i番目の天板位置において観測される磁気共鳴信号 Siは、（数 1)で表される。

[0068] そして、天板位置の移動により感度分布を示す関数 f (X)を i = l、 2、 3、 · · ·、 Lと変化させた場合、核磁気共鳴信号 S (1= 1 , 2、 3、 · · ·、 L)のそれぞれも実施例 1と同じく、（数 2)で表される。実施例 2においては、各複数のコイルの位置について、感度分布を求める。具体的な手法は、実施例 1に記載の通りである。

[0069] よって、実施例 1に記載した方法とまったく同じ方法により、（数 4)で磁気モーメントの大きさを求めることができ、 X軸方向の投影像が得られる。 [0070] 決定された、、、 ···、は、中間メモリ

Ν 401に格納される。この格納状態を示

1 2 3

したのが図 12(b)である。対応する kyにおいて X軸方向に沿って配列される。以上、 I '、、1'、 ···、を求めて中間メモリ 401に格納する操作力 ky毎に順次なされる。

1 2 3 N

[0071] その後、中間メモリ 401に格納された情報に基づいて、図 12(c)に示すように、 y方向にフーリエ変換して得られる情報を画像メモリ 402に格納させることによって断層画像に対応する 2次元画像情報が得られることになる。

[0072] 以上説明したことから明らかなように、実施例 2による核磁気共鳴を用いた検査装置によれば、位相エンコード傾斜磁場を特に印加することなく X軸方向の位置情報が付与されて、画像が得られる。この手法によれば、エンコード中に天板をとめる必要がなぐ天板を連続的に移動しながらエンコードを行うことができ、不連続な領域がな Vヽ画像を効率よく得ることができる。

[0073] 以上詳述したように、本発明によれば、複数の受信コイルの感度分布間の一次独立性が低い場合にも受信コイルの感度分布を利用した再構成を安定して行えるため、一次独立性を保つという制限なしで受信コイルの感度分布を利用したエンコードを行うことができる。その結果、読み取り傾斜磁場を印加せず、かわりに受信コイルの感度分布を利用した撮影が行え、騒音の少ない撮影が行える。

[0074] また、天板移動により視野拡大を行う撮影法にぉ、て、位相エンコード方向を移動方向にした場合、従来は天板を連続的に移動することができな力つた力本手法によれば位相エンコードのかわりに受信コイル感度エンコードを用いることにより、天板を連続的に移動することができ、不連続な領域のない画像を効率よく得ることができると V、う顕著な効果が達成できる。

産業上の利用可能性

[0075] 本発明によれば、磁気モーメントの分布の満たすべき条件を利用することにより、受信コイルの感度分布の一次独立性が低い場合にも受信コイルの感度分布を利用した再構成を安定して行える磁気共鳴撮影装置を実現でき、医療分野にお！ヽてその利用可能性大である。

図面の簡単な説明

[0076] [図 1]本発明が適用される磁気共鳴撮影装置の構成例を示す図。 [図 2]第 1の実施例におけるサブコイルを切り替えて撮影を行うパルスシーケンスを説明する図。

[図 3]複数のサブコイルで構成される受信コイルの一構成例を示す図。

[図 4]各サブコイルの感度分布と検査対象の関係を説明する図。

[図 5]最適化の手順の一例を説明する図。

[図 6]核磁気共鳴信号と画像情報がメモリに格納される状態を説明する図。

[図 7]検査対象を示す図。

[図 8]本発明による再構成画像を示す図。

[図 9]従来手法による再構成画像を示す図。

[図 10]第 2の実施例における検査対象と天板と受信コイルの関係を説明する図。

[図 11]天板を移動させながら撮影を行うパルスシーケンスを説明する図。

[図 12]核磁気共鳴信号と画像情報がメモリに格納される状態を説明する図。

[図 13]撮影装置の概観を示す図。

[図 14]本発明による検査対象の画像を取得するまでの撮影の流れを説明する図。符号の説明

1…励起高周波パルス、 2· ··スライス傾斜磁場、 4…位相エンコード傾斜磁場、 5· ·· 読み取り傾斜磁場、 41、 43、 4Φ ·· πパルス、 42· ··核磁気共鳴信号、 45…磁気共鳴信号、 46…核磁気共鳴信号、 80· ··サブコイル、 81· ··ダイオード、 101…静磁場を発生するマグネット、 102…傾斜磁場コイル、 103…検査対象、 104· "シーケンサ、 10 5…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、 116…受信用コイル、 300· ··天板、 301…受信コイル、 302…天板移動方向、 400· ··計測メモリ、 401 · ··中間メモリ、 402· ··画像メモリ、 403· ··メモリ、 900· ··関心領域。

Claims

請求の範囲

[1] 静磁場空間内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!/、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シーケンス制御手段と、再構成された前記画像を表示する表示手段とを具備して、核磁気共鳴により前記検査対象の断層撮影を行う磁気共鳴撮影装置において、前記受信手段は、検査対象に対して空間的に異なる感度分布状態となって前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルを有し、前記画像再構成手段は、前記検査対象における磁気モーメントに対する制約条件のもと、予め求められた前記感度分布と前記磁気共鳴信号の SN比を用い、前記検査対象における関心領域の磁気モーメントの分布を求める演算処理を行なうことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[2] 請求項 1に記載の磁気共鳴撮影装置にお！ヽて、前記画像再構成手段は、前記関心領域と前記関心領域の外部領域に関して前記再構成される画像の SN比を最大にする処理を行い、前記制約条件は、前記外部領域における前記磁気モーメントの分布が既知であるという条件と、前記関心領域における前記磁気モーメントの分布がとり得る上限値及び下限値が既知であるという条件とを含むことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[3] 請求項 2に記載の磁気共鳴撮影装置におヽて、前記傾斜磁場を用いた撮影を最終的に得る画像の解像度よりも低い解像度で予め行って取得した前記検査対象の磁気モーメントの分布をもとに、前記感度分布と、前記制約条件における前記上限値及び下限値とを決定することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[4] 請求項 2に記載の磁気共鳴撮影装置におヽて、前記傾斜磁場を用いた撮影を最終的に得る画像の解像度の半分以下の解像度で予め行って取得した前記検査対象の磁気モーメントの分布をもとに、前記感度分布と、前記制約条件における前記上限値及び下限値とを決定することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[5] 請求項 1に記載の磁気共鳴撮影装置にお!、て、前記受信手段は、互いに空間的に異なる感度分布により前記核磁気共鳴信号を受信する複数のサブコイルカゝら構成される受信コイルを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記複数のサブコイルを切り替えながら核磁気共鳴信号を受信する制御を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[6] 請求項 1に記載の磁気共鳴撮影装置にぉヽて、前記検査対象を搭載し、所望とする方向に移動可能な天板を具備し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記天板の移動中に前記核磁気共鳴信号を複数回受信するように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。

[7] 請求項 6に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、前記関心領域と前記関心領域の外部領域に関して前記再構成される画像の SN比を最大にする処理を行い、前記制約条件は、前記外部領域における前記磁気モーメントの分布が既知であるという条件と、前記関心領域における前記磁気モーメントの分布がとり得る上限値及び下限値が既知であるという条件とを含むことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[8] 請求項 7に記載の磁気共鳴撮影装置におヽて、前記傾斜磁場を用いた撮影を最終的に得る画像の解像度よりも低い解像度で予め行って取得した前記検査対象の磁気モーメントの分布をもとに、前記感度分布と、前記制約条件における前記上限値及び前記下限値と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 7に記載の磁気共鳴撮影装置におヽて、前記傾斜磁場を用いた撮影を最終的に得る画像の解像度の半分以下の解像度で予め行って取得した前記検査対象の磁気モーメントの分布をもとに、前記感度分布と、前記制約条件における前記上限値及び下限値とを決定することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[10] 請求項 6に記載の磁気共鳴撮影装置にお、て、前記天板は、前記検査対象の体軸方向に移動可能であることを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[11] 静磁場空間内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、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を、複数のサブコイルよりなる受信コィルを用いて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シ一ケンス制御手段と、再構成された前記画像を表示する表示手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、前記複数のサブコイルを切替えながら核磁気共鳴信号を受信する制御を行い、前記画像再構成手段は、前記検査対象における磁気モーメントの大きさの範囲を設定する制約条件のもと、前記複数のサブコイルを切替えることにより求められた前記受信コイルの感度分布と前記核磁気共鳴信号の SN比を用ヽて、前記検査対象における関心領域の磁気モーメントの分布を求める演算処理を行なうことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[12] 静磁場空間内に置かれ、天板に搭載さ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、前記検査対象カゝら発生する核磁気共鳴信号を単一の受信コイルを用いて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シ一ケンス制御手段と、再構成された前記画像を表示する表示手段とを具備し、前記天板は、前記検査対象の体軸方向に移動可能に構成され、前記画像再構成手段は、前記検査対象における磁気モーメントの大きさの範囲を設定する制約条件のもと、前記天板の移動中に前記核磁気共鳴信号を受信するようにして求められた前記受信コイルの感度分布と前記核磁気共鳴信号の SN比を用いて、前記検査対象における関心領域の磁気モーメントの分布を求める演算処理を行なうことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[13] 請求項 11に記載の磁気共鳴撮影装置において、前記傾斜磁場発生手段は、前記検査対象の体軸方向と垂直な方向に、位相エンコード又は周波数エンコードのいずれか一方を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。

[14] 請求項 12に記載の磁気共鳴撮影装置において、前記傾斜磁場発生手段は、前記検査対象の体軸方向と垂直な方向に、位相エンコード又は周波数エンコードのいずれか一方を行うことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。