(57)【要約】  【課題】  パラレルイメージング法において、最終画像に折り返し除去した領域と折り返し除去しない領域との間でSNR（signal to noise ratio）や信号強度の段差アーチファクトが発生することを防止したMRI装置を提供する。  【解決手段】  核磁気共鳴信号を受信するための少なくとも2個のRF受信コイルと、前記RF受信コイル毎に、感度分布用データとk空間のエンコードステップを間引いて画像用データとを取得する計測制御手段と、前記RF受信コイル毎に、前記感度分布用データから感度分布と前記画像用データから折り返しの有る画像データとを作製し、前記感度分布を用いて前記画像データの折り返し除去の演算を行うと共に前記各画像データを合成して1枚の画像データを得る信号処理手段と、を備え、前記信号処理手段は、折り返す領域の感度分布と、前記折り返す領域が折り返して重なる領域の感度分布と、から直交感度分布を求め、前記感度分布と前記直交感度分布とを用いて前記折り返し除去演算を行う。【選択図】      図７
2008099717.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
核磁気共鳴信号を受信するための少なくとも２個のＲＦ受信コイルと、前記RF受信コイル毎に、感度分布用データとｋ空間のエンコードステップを間引いて画像用データとを取得する計測制御手段と、前記ＲＦ受信コイル毎に、前記感度分布用データから感度分布と前記画像用データから折り返しの有る画像データとを作製し、前記感度分布を用いて前記画像データの折り返し除去の演算を行うと共に前記各画像データを合成して１枚の最終画像を得る信号処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、折り返す領域の感度分布と、前記折り返す領域が折り返して重なる領域の感度分布と、から直交感度分布を求め、前記感度分布と前記直交感度分布とを用いて前記折り返し除去演算を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記折り返す領域において、その感度分布と前記直交感度分布とを重み付け加算した感度分布を用いて前記折り返し除去演算を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記重み付け加算は、前記感度分布の端部に近づくほど前記直交感度分布で次第に置き換える様に行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、折り返し除去演算に用いる感度分布行列をＣとして、
Ｃ(ＣＨＣ)−１を計算して前記直交感度分布を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(NMR)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像(MRI)装置に関し、特に複数のRF受信コイルを用い、RF受信コイルで受信するNMR信号の計測をk空間のエンコードステップを間引くよう計測して、RF受信コイル毎に折り返した画像データを取得し、各RF受信コイルの感度分布から、行列演算により折り返しを除去するパラレルイメージング法に関する。
【背景技術】
【０００２】
MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
上記の様なMRI装置において被検体から発生するNMR信号を検出するRF受信コイルとして、「マルチプルRFコイル」もしくは「フェーズドアレイコイル」と呼ばれる高感度コイルが近年多用され始めている。
マルチプルRFコイルは、相対的に高感度な小型RF受信コイルを複数個並べて構成される受信専用RFコイルである。各小型RF受信コイルで受信した信号を合成することにより、小型RF受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大することで、広範囲の高感度化を図ることができる。静磁場方向や検出部位に応じて種々のマルチプルRFコイルが提案されている。
【０００４】
一方、近年、マルチプルRF受信コイルを用いて、位相エンコードを等間隔に間引いて計測することによって、撮像時間を短縮する手法が提案されている。(非特許文献1)(非特許文献2)
【非特許文献１】Daniel kSodickson,Warren J Manning“Simultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH): fast imaging with radiofrequency coil arrays”Magnetic Resonance in Medicine 38,591-603,(1997)
【非特許文献２】J.Wang, A.Reykowski“A SMASH/SENSE related method using ratios of array coil profiles”1999 ISMRM abstract p.1648
【０００５】
このような手法は、空間エンコード法若しくはパラレルイメージング法と呼ばれ、位相エンコードを等間隔に間引くことによって、マルチプルRFコイルを構成する小型RF受信コイル毎に折り返した画像を取得した後に、小型RF受信コイル毎の感度分布がお互いに異となることを利用し、折り返した画像の折り返しを除去し最終画像を得る。この折り返し除去では、高精度な感度分布と高精度な行列演算を必要とする。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記折り返し除去では、最終画像の視野によって、折り返し除去が必要な領域と不要な領域が存在する。折り返し除去する領域と折り返し除去しない領域では、最終画像を算出するための方程式が異なるため、最終画像においては折り返し除去の誤差が異なって反映されてしまう。そのため、MRI装置の誤差や、撮像によって生じる感度分布と折り返した画像間の誤差によって、折り返し除去した領域と折り返し除去しない領域との間でSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差が生じてしまうことがある。上記非特許文献には、この課題に対する解決案は開示されていない。  
【０００７】
そこで、本発明の目的は、パラレルイメージング法による画像再構成において、折り返し除去した領域と折り返し除去しない領域との間で発生するSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差を防止し、高画質の折り返し除去画像を取得することが可能なMRI装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記課題を解決するために、本発明のMRI装置は以下のように構成される。即ち、核磁気共鳴信号を受信するための少なくとも2個のRF受信コイルと、前記RF受信コイル毎に、感度分布用データとk空間のエンコードステップを間引いて画像用データとを取得する計測制御手段と、前記RF受信コイル毎に、前記感度分布用データから感度分布と前記画像用データから折り返しの有る画像データとを作製し、前記感度分布を用いて前記画像データの折り返し除去の演算を行うと共に前記各画像データを合成して1枚の画像データを得る信号処理手段と、を備え、前記信号処理手段は、折り返す領域の感度分布と、前記折り返す領域が折り返して重なる領域の感度分布と、から直交感度分布を求め、前記感度分布と前記直交感度分布とを用いて前記折り返し除去演算を行う。
【発明の効果】
【０００９】
本発明のMRI装置は、以上のように構成されたので、パラレルイメージング法による画像再構成において、MRI装置の誤差や撮像の誤差によって、折り返しを除去する領域と折り返し除去しない領域との間で発生するSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差を取り除くことができる。その結果、高画質の折り返し除去画像を取得することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００１１】
最初に本発明のMRI装置の一例の構成に関して説明する。図1はMRI装置の一構成例の概略図である。このMRI装置は、被検体101の周囲に静磁場を発生させる静磁場発生用磁石102と、傾斜磁場を発生させる傾斜コイル103と被検体に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」と略記する)を照射する照射コイル104、被検体からのNMR信号を検出する受信コイル105と被検体101が横たわるベッド106を備えている。  
【００１２】
静磁場発生用磁石102は、被検体101の周りのある広がりをもった空間に配置された、永久磁石・超伝導磁石・常伝導磁石のいずれかからなり、被検体101の体軸と平行または垂直な方向に均一な静磁場を発生させる。  
【００１３】
傾斜磁場コイル103は、傾斜磁場電源107からの信号に従って、X、Y、Zの3軸方向の傾斜磁場を、被検体101に印加する。この傾斜磁場の加え方によって、被検体の撮像断面が設定される。  
【００１４】
照射コイル104は、RF送信部108の信号に応じて高周波磁場パルス(RFパルス)を発生する。このRFパルスにより、傾斜磁場コイル103によって設定された被検体101の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核が励起されてNMR現象が誘起される。  
【００１５】
照射コイル104から照射されたRFパルスにより誘起された被検体101の生体組織を構成する原子の原子核のNMR現象によって発生したNMR信号であるエコー信号は、被検体101に接近して配置された受信コイル105を通して信号検出部109で検出され、信号処理部110で信号処理されて画像に変換される。変換された画像は表示部111で表示される。  
【００１６】
制御部112は、スライスエンコード、位相エンコード、周波数エンコードの各傾斜磁場とRFパルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し発生するために、傾斜磁場電源107、RF送信部108、信号処理部110を制御する。  
【００１７】
特に、上記受信コイル105は、複数の小型RF受信コイルを用いて構成された「マルチプルRFコイル」もしくは「フェーズドアレイコイル」と呼ばれる受信コイルを備える。このマルチプルRFコイルは、相対的に高感度な小型RF受信コイルを複数個並べて構成された受信専用RF受信コイルである。各小型RF受信コイルで取得されたエコー信号を合成することにより、小型RF受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し、広範囲の高感度化を図ることができる。水平磁場頭部用マルチプルRFコイルとしては、例えば(非特許文献3)がある。
【非特許文献３】Array Head Coil for Improved Functional MRI(Christoph Leussler).1996 ISMRM abstract p.249
【００１８】
マルチプルRFコイルの信号検出部の一部を図2示す。図2では、4個の小型RF受信コイル204が、それぞれプリアンプ205に接続されて一つのマルチプルコイル201が構成される。信号検出部202は、4個のA/D変換・直交検波回路206が並列してなり、前記各プリアンプの出力がそれぞれ接続されている。AD変換・直交検波器206で検波された信号は、各小型RF受信コイル204からのエコー信号のフーリエ変換、フィルタリング、合成演算などを行うために信号処理部203に送られる。信号処理部203で行う処理は、予めプログラムとして組み込まれている。尚、図2は4個の小型RF受信コイルの場合を示したが、小型RF受信コイルの数は2個以上あれば良い。
【００１９】
次に、本発明のMRI装置が備えるパラレルイメージング法の概要を説明する。本方法は、例えばプログラムとして信号処理部110内に記憶され、必要に応じて実行される。
【００２０】
図3は、一般的なパルスシーケンスの例である。このパルスシーケンスはスピンエコー法であり、RFパルス301の照射と同時にスライジング用エンコード傾斜磁場303が印加されて目的とする断層面のみが励起される。そして、位置情報をエンコードするための位相エンコード用傾斜磁場304が印加され、その後、周波数エンコード用傾斜磁場305の印加中にエコー信号が収集される。RFパルス302は、時間とともにバラついたプロトンの位相を180°反転させることによって、再び位相を揃えさせてエコー信号を発生させるために照射される。RFパルス301が印加されてからエコー信号306が取得されるまでの時間をTEと呼び、撮像した画像のコントラストを決定するパラメータの一つである。
このようなシーケンスが、位相エンコード用傾斜磁場304の面積を変えながら、位相エンコードの回数分繰り返し実行され、位相エンコード数分のエコー信号が取得されて、k空間のデータが埋め尽くされる。
【００２１】
パラレルイメージング法は、マルチプルRFコイルを用いて、位相エンコードの繰り返し回数を一定の割合で間引いて計測することによって高速撮像を行う撮像方法である。位相エンコードを間引く割合を、減少因子と呼ぶ。例えば、減少因子2の場合に位相エンコードの繰り返し回数が半分になる。このように、減少因子2で位相エンコードが間引かれて計測されると、k空間上のデータは、図4の401に示すように、一つ置きに埋め尽くされる。このようなk空間データに対して2次元フーリエ変換が施されて取得された画像は、例えば間引き無しで取得された画像が図4の402であるとすると、位相エンコード数が半分に間引かれたことによって折り返しが発生し、画像403となる。このような折り返しが発生した画像は、SENSE法と呼ばれる信号処理法によって折り返しの除去を行うことができる(非特許文献4)。
【非特許文献４】(SENSE：Sensitivity Encoding for Fast MRI(klaas P.Pruessmann et.al),Magnetic Resonance in Medicine 42：952-962(1999)参照。
【００２２】
次に、SENSE法による折り返しの除去方法について説明する。
位相エンコード数が等間隔に1/Nに間引かれて計測された場合には、上記したように、2次元フーリエ変換後の画像にはN回の折り返しが発生する。
【００２３】
以下、N以上のM個の受信コイルを用いて、位相エンコード数が等間隔に1/Nに間引かれた計測が行われて、N回折り返しの発生したM個の画像が取得され、M個の受信コイルの感度分布を用いてN回の折り返し画像が展開されて、折り返しが除去された1枚の最終画像が取得される場合を想定する。
【００２４】
x，y方向の画像マトリスクをそれぞれx，yとした場合、i(ただし、1≦i≦M)番目の小型RF受信コイルの画像内の座標(x，y)(x：1≦ｘ≦x，y：1≦y≦Y)の画素値を、si(x，y)感度分布をci(x，y)、同じく被検体の密度分布をp(x，y)とする。
間引き無しで計測された場合には、画像si(x，y)は、被検体の密度分布p(x，y)と、コイルの感度分布ci(x，y)の積で表される。
【００２５】
【数１】
2008099717.tif 000003
【００２６】
ここで、位相エンコード方向を1/Nに間引いて計測された場合には、画像の位相エンコード方向のマトリクスは、Δy=Y/Nとなり、折り返し画像は、
【数２】
2008099717.tif 000004
となる。簡単のために、
【数３】
2008099717.tif 000005
によって、(2)式を置き換えると
【数４】
2008099717.tif 000006
となる。この(4)式は、M個のRF受信コイルについて同様に成り立つので、行列で表わすと、
【数５】
2008099717.tif 000007
となる。したがって、被検体の密度分布(最終画像)は、以下のように感度分布の逆行列を求めることで、得ることができる。
【数６】
2008099717.tif 000008
【００２７】
次に、以上のパラレルイメージング法の説明を踏まえて、本発明のMRI装置が備えるアーチファクト防止法について説明する。
【００２８】
前述の折り返し除去においては、最終画像の視野によって折り返しが必要な領域と不要な領域が発生する。例えば、図5の501の折り返し画像を折り返し除去し、図5の502の最終画像を得る場合には、図5の503の領域を折り返し除去すればよい。なお、図5の505の感度分布の506上端と折り返した位置にある感度分布は図5の507となる。このとき図5の504は折り返し除去が不要な領域となる。また、図6の601の折り返し画像を折り返し除去し、図6の603のような被検体602近傍までの最終画像を得る場合には、図6の604の領域を折り返し除去すればよく、図6の605の領域は折り返し除去が不要となる。
MRI装置の誤差や、撮像によって生じる感度分布と折り返した画像間の誤差によって、折り返し除去した領域と折り返し除去しない領域との間では、SNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差が発生する。
【００２９】
そこで、本発明のアーチファクト防止法は、折り返し除去した領域と折り返し除去しない領域との間で発生するSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差を防止するため、感度分布の端部と折り返した位置にある感度分布と直交する感度分布を求め、前記感度分布の端部を前記直交する感度分布である割合で次第に置き換えることを特徴とする。前記直交する感度分布で、感度分布の端部を置き換えることは、最終画像の値が折り返し除去しない領域の算出式で得た値と等価となるためSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差の防止となる。
【００３０】
最初に、直交する感度分布のとき、結果の値が折り返し除去しない領域の算出式と等価となることを示す。(5)〜(8)式で示した感度分布行列Cを以下のように定義する。
【数７】
2008099717.tif 000009
折り返した位置の感度分布がそれぞれ直交しているとは次式を満たすことである。
【数８】
2008099717.tif 000010
したがって、(8)式は以下のようになる。
【数９】
2008099717.tif 000011
ただし、＊は複素共役を示す。よって、被検体の密度分布は以下のように求まる。
【数１０】
2008099717.tif 000012
【００３１】
一方、折り返し除去しない領域での座標(x，y)の被検体の密度分布P1=p(x，y)の算出式は、(5)式においてN=1であるから、以下のようになる。
【数１１】
2008099717.tif 000013
(13)式を、(8)式と同様に行列演算すると、
【数１２】
2008099717.tif 000014
と求まる。(14)式は、(12)式で求めた座標(x，y)の被検体の密度分布P1(j=1)と等価である。
【００３２】
次に、上記基本原理の説明を踏まえて、本発明のアーチファクト防止法の一実施例を図7に基づいて説明する。図7は本実施例の処理フロー図を示す。
【００３３】
ステップ701で、マルチプルRF受信コイルを用いて被検体を撮像し、マルチプル受信コイルを構成する小型RF受信コイル毎にその感度分布用データ(k空間データ)を取得する  
ステップ702で、ステップ701で取得した小型RF受信コイル毎の感度分布用データをフーリエ変換して、小型RF受信コイル毎の感度画像703を取得する。尚、この感度画像703には折り返しは存在しない。  
【００３４】
ステップ704で、小型RF受信コイルの感度画像703を用いて、小型RF受信コイル毎の感度分布705を求める。
小型RF受信コイルiにおける座標(x，y)の感度分布ci(x，y)は、小型RF受信コイルiにおける座標(x，y)の感度画像wi(x，y)とすると、
【数１３】
2008099717.tif 000015
で求める。また、上式のr(x，y)では、別途全身コイルを用いて被検体を撮像した画像を用いてもよい。
【００３５】
ステップ706で、感度分布705の端部を、折り返した位置の感度分布に直交する感度分布で次第に置き換え、端が直交化した感度分布707を作成する。
感度分布の端は、最終画像の視野に対応して決める。例えば、撮像前に設定された視野を最終視野とする場合の感度分布の端は、図5の506のようになる。また、最終画像の視野を撮像した被検体の近傍までとする場合の感度分布の端は、図6の607のようになる。
【００３６】
直交する感度分布C’は、感度分布の端(つまり折り返す領域の感度分布)とその折り返し位置にある感度分布(つまり前記折り返す領域が折り返して重なる領域の感度分布)で、(5)〜(9)式で示した感度分布行列をCを作成し、下式のように求める。
【数１４】
2008099717.tif 000016
(17)式で求めた直交する感度分布C’で感度分布の端を更新する。この更新処理は、感度分布の端になるほど、直交する感度分布C’の割合を大きくし、元の感度分布Cの割合を小さくして、C’とCとを重み付け加算する。
【００３７】
ステップ709で、間引き計測された画像用の計測データ708にフーリエ変換等を行って、各小型RF受信コイルの折り返しのある計測画像710を求める。
ステップ711で、次のステップで712行う折り返し除去演算を行うための行列を作成する。即ち、上記各ステップで求められた端が直交化された感度分布707と折り返しのある計測画像710とを用いて式(5)の様な行列を作成する。
ステップ712で、ステップ711で作成した行列を用いて、式(8)の折り返しを除去するための行列演算を行い、折り返しが除去された最終画像713を求める。
【００３８】
以上、本発明の一実施例を説明したが、本発明のアーチファクト防止法によれば、パラレルイメージング法による画像再構成において、MRI装置の誤差や撮像の誤差によって、折り返しを除去する領域と折り返し除去しない領域との間で発生するSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差を取り除くことができる。その結果、高画質の折り返し除去画像を取得することが可能となる。
【００３９】
なお、本発明は、以上の実施例の説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取りうる。例えば、本実施例の説明では、スピンエコーシーケンスについて記載したが、パラレルイメージング法では、シーケンスの形状に依存しない。例えば、GEシーケンス、FSEシーケンスなどにも適用できる。また、本実施例では、データの間引きと折り返しに関して位相エンコードについて記載したが、スライスエンコードについても同様に適用できる。
【００４０】
また、本発明は、折り返しを除去した領域と折り返しを除去しない領域とのSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差の防止だけでなく、N回に折り返しを除去した領域と(N-1)回に折り返しを除去した領域とのSNR(signal to noise ratio)や信号強度の段差も同様に防止できる。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】磁気共鳴イメージング装置による全体の構成図。
【図２】本発明が適用されるRFコイルの受信部を示す図。
【図３】一般的なスピンエコーのシーケンス図。
【図４】パラレルイメージング法のk空間とその画像の折り返しを説明する図。
【図５】最終画像の視野を撮像前に設定された視野としたときの、折り返しを除去する領域と折り返しを除去しない領域と感度分布の端を説明する図。
【図６】最終画像の視野を被検体近傍までとしたときの、折り返しを除去する領域と折り返しを除去しない領域と感度分布の端を説明する図。
【図７】本発明の実施形態の信号処理の流れを説明する図。
【符号の説明】
【００４２】
１０１  被検体、１０２  静磁場発生用磁石、１０３  傾斜磁場コイル、１０４  照射コイル、１０５  受信コイル、１０６  ベッド、１０７  傾斜磁場電源、１０８  RF送信部、１０９  信号検出部、１１０  信号処理部、１１１  表示部、１１２  制御部
【図１】
2008099717.tif 000017
【図２】
2008099717.tif 000018
【図３】
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【図４】
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【図５】
2008099717.tif 000021
【図６】
2008099717.tif 000022
【図７】
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