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JP5254633B2 - Ｍｒｉ装置およびその制御方法 - Google Patents

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Description

本発明は、ＭＲＩ(Magnetic Resonance Imaging)装置およびその制御方法に関し、特に、ＲＦ(radio frequency)励起をフェーズサイクリング法(phase cycling method)で行うＳＳＦＰ(Steady State Free Precession)パルスシーケンス(pulse sequence)によって撮像を行うＭＲＩ装置およびその制御方法に関する。
ＭＲＩ装置で被検体を撮像する方法の１つとして、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスを用いる撮像方法がある。この撮像方法では、１ＴＲ(repetition time)ごとにＲＦ励起の位相を所定の階差ずつ変化させながら、ＳＳＦＰパルスシーケンスが実行される。位相階差は複数系列用意され、データ収集の繰り返し回数すなわちＮｅｘ(number of exposure)の１回ごとに階差系列が切り替えられる。そして、各回の収集データからそれぞれ画像を再構成し、それら画像について全加算、平均化、ＭＩＰ(maximum intensity projection)、ＲＭＳ(root mean square)等を行うことにより、バンドアーチファクト(band artifact)のない画像を得るようにしている（例えば、特許文献１参照）。
米国出願公開第２００６／００８８０８３号明細書
上記の撮像方法では、位相階差の経列数だけデータ収集を繰り返さなければならないので、撮像時間が長くなる。
そこで、本発明の課題は、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスを用いながらも、撮像が短時間で行えるＭＲＩ装置およびその制御方法を実現することである。
課題を解決するための発明は、第１の観点では、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行う撮像手段とそれを制御する制御手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記制御手段は、前記撮像手段に、複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させることを特徴とするＭＲＩ装置である。
課題を解決するための発明は、第２の観点では、前記スケール係数は、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づいてそれぞれ再構成された複数の画像ごとに、画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数の和と、それら係数のうちの１つの係数との比であることを特徴とする第１の観点に記載のＭＲＩ装置である。
課題を解決するための発明は、第３の観点では、前記１つの係数は、前記複数の画像のうち前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集されたデータを起源とする画像から求められたものであることを特徴とする第２の観点に記載のＭＲＩ装置である。
課題を解決するための発明は、第４の観点では、前記低周波数領域は、マトリクスサイズが２５６×２５６のｋスペースの中央部におけるマトリクスサイズが６４×２５６の領域であることを特徴とする第１の観点に記載のＭＲＩ装置である。
課題を解決するための発明は、第５の観点では、前記複数のフェーズ系列は４系列のフェーズ系列であることを特徴とする第１の観点に記載のＭＲＩ装置である。
課題を解決するための発明は、第６の観点では、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行うＭＲＩ装置を制御する方法であって、ＭＲＩ装置に、複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させることを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法である。
課題を解決するための発明は、第７の観点では、前記スケール係数は、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づいてそれぞれ再構成された複数の画像ごとに、画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数の和と、それら係数のうちの１つの係数との比であることを特徴とする第６の観点に記載のＭＲＩ装置の制御方法である。
課題を解決するための発明は、第８の観点では、前記１つの係数は、前記複数の画像のうち前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集されたデータを起源とする画像から求められたものであることを特徴とする第７の観点に記載のＭＲＩ装置の制御方法である。
課題を解決するための発明は、第９の観点では、前記低周波数領域は、マトリクスサイズが２５６×２５６のｋスペースの中央部におけるマトリクスサイズが６４×２５６の領域であることを特徴とする第６の観点に記載のＭＲＩ装置の制御方法である。
課題を解決するための発明は、第１０の観点では、前記複数のフェーズ系列は４系列のフェーズ系列であることを特徴とする第６の観点に記載のＭＲＩ装置の制御方法である。
本発明によれば、ＭＲＩ装置は、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行う撮像手段とそれを制御する制御手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記制御手段は、前記撮像手段に、複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させるので、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスを用いながらも、撮像が短時間で行えるＭＲＩ装置を実現することができる。
また、本発明によれば、ＭＲＩ装置の制御方法は、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行うＭＲＩ装置を制御する方法であって、ＭＲＩ装置に、複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させるので、ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスを用いながらも、撮像が短時間で行えるＭＲＩ装置の制御方法を実現することができる。
前記スケール係数は、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づいてそれぞれ再構成された複数の画像ごとに、画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数の和と、それら係数のうちの１つの係数との比であるので、スケール係数を適正化することができる。
前記１つの係数は、前記複数の画像のうち前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルススケールシーケンスによって収集されたデータを起源とする画像から求められたものであるので、スケール係数を適正化することができる。
前記低周波数領域は、マトリクスサイズが２５６×２５６のｋスペースの中央部におけるマトリクスサイズが６４×２５６の領域であるので、低周波数領域を適正化することができる。
前記複数のフェーズ系列は４系列のフェーズ系列であるので、バンドアーチファクトがない高品質の画像を得ることができる。
以下、図面を参照して発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、本発明は、発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。図１に、ＭＲＩ装置のブロック(block)図を示す。本装置は、発明を実施するための最良の形態の一例である。本装置の構成によって、ＭＲＩ装置に関する発明を実施するための最良の形態の一例が示される。本装置の動作によって、ＭＲＩ装置の制御方法に関する発明を実施するための最良の形態の一例が示される。
図１に示すように、本装置はマグネットシステム(magnet system)１００を有する。マグネットシステム１００は、主磁場コイル(coil)部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間に、被検体１がクレードル(cradle)５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね被検体１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス(slice)軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では被検体１の体軸の方向をＺ軸方向とする。
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場をフェーズエンコード(phase encode)勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト(read out)勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
ＲＦコイル部１０８は、静磁場空間に被検体１の体内のスピン(spin)を励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス(RF pulse)ともいう。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン(domain)すなわちフーリエ(Fourier)空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング(sampling)位置を決定する。以下、２次元フーリエ空間をｋスペース(k-space)ともいう。
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０は、ＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信し、被検体１の体内のスピンを励起する。
ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ(digital data)として収集する。
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ(computer)等で構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ(memory)を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム(program)および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを２次元逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。なお、フーリエ変換の順逆は絶対的でものではなく相対的である。
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー(graphic display)等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス(pointing device)を備えたキーボード(keyboard)等で構成される。
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は、表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ(interactive)に本装置を操作することが可能である。
図２に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。図２に示す磁気共鳴撮影装置は、本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
本装置は、図１に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。
マグネットシステム１００’は、主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’の内部空間に、被検体１がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね被検体１の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよい。
勾配コイル部１０６’は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置でも被検体１の体軸の方向をＺ軸方向とする。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に被検体１の体内のスピンを励起するためのＲＦパルスを送信する。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８’によって受信される。ＲＦコイル部１０８’の受信信号がデータ収集部１５０に入力される。
図３に、ＳＳＦＰパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、ＦＩＥＳＴＡ(Fast Imaging employing Steady State Acquisition)、または、ＦＩＳＰ(Fast Imaging with Steady State precession)とも呼ばれる。
パルスシーケンスは左から右に進行する。図３において、（１）はＲＦ信号のパルスシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）はフェーズエンコード勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
図３に示すように、α°パルスによるスピン励起が行われる。スピン励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。スピン励起は、周期ＴＲで繰り返し行われる。周期ＴＲはパルス繰り返し時間とも呼ばれる。以下、パルス繰り返し時間を単にＴＲともいう。１ＴＲが１ビュー(view)に相当する。
１ＴＲの間に印加される周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑによってエコーが読み出される。なお、エコーはその中心信号で表現する。α°パルスの中心からエコー中心までの時間がエコータイム(echo time)ＴＥである。以下、エコータイムを単にＴＥともいう。通常は、ＴＥ＝ＴＲ／２となるように、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑが設定される。
１ＴＲの間に、スピン励起の直後と次のスピン励起の直前にそれぞれフェーズエンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが印加される。これら１対のフェーズエンコード勾配Ｇｐｈａｓｅは、大きさおよび極性が互いに対称的になっている。これによって、前側のフェーズエンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによってフェーズエンコードの巻き上げが行われ、後ろ側のフェーズエンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによってフェーズエンコードの巻き戻しが行われる。フェーズエンコード量は１ＴＲごとに変更される。フェーズエンコードおよび周波数エンコードによってエコーを読み出すことにより、ｋスペースのデータがサンプリングされる。
図４に、ｋスペース概念図を示す。図４に示すように、ｋスペースの横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。図４において、複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字はフェーズエンコード量を表す。フェーズエンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは位相方向のサンプリング数である。位相方向のサンプリング数はビュー数とも呼ばれる。
フェーズエンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけてフェーズエンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわちフェーズエンコード量の階差はπ／Ｎである。フェーズエンコード量が小さい領域は低周波数領域となる。フェーズエンコード量が大きい領域は高周波数領域となる。
本装置は、このようなデータ収集を、フェーズサイクリング法にのっとって行う。すなわち、α°パルスの位相を１ＴＲごとに所定の階差ずつ変更しながら行う。位相階差の系列は複数系列用意され、データ収集の繰り返し回数すなわちＮｅｘ(number of exposure)の１回ごとに切り替えて使用される。
本書では、位相階差の系列をフェーズ系列と呼ぶ。フェーズ系列は、例えば、Ｎｅｘが４のときは４系列用意される。そして、第１のフェーズ系列が１回目のデータ収集に使用され、第２のフェーズ系列が２回目のデータ収集に使用され、第３のフェーズ系列が３回目のデータ収集に使用され、第４のフェーズ系列が４回目のデータ収集に使用される。
第１のフェーズ系列の位相階差は例えば１８０°であり、第２のフェーズ系列の位相階差は例えば７２°であり、第３のフェーズ系列の位相階差は例えば１４４°であり、第４のフェーズ系列の位相階差は例えば２１５°である。
以下、第１のフェーズ系列をフェーズ１ともいい、第２のフェーズ系列をフェーズ２ともいい、第３のフェーズ系列をフェーズ３ともいい、第４のフェーズ系列をフェーズ４ともいう。
図５に、本装置の動作のフロー(flow)図を示す。この動作は、データ処理部１７０による制御の下で遂行される。データ処理部１７０の諸機能のうち、制御に関わる部分は、本発明における制御手段の一例である。それによって制御される本装置の全ての部分は、本発明における撮像手段の一例である。
図５に示すように、ステップ５０１で、第１のフェーズ系列でｋスペースの全周波数領域についてデータ収集を行う。ｋスペースのマトリクスサイズを、例えば２５６×２５６としたとき、全周波数領域のマトリクスサイズは２５６×２５６となる。これによって、この領域のデータ収集に要するビュー数は２５６ビューとなり、データ収集時間は２５６ＴＲとなる。
ステップ５０２で、第２、第３、第４のフェーズ系列でｋスペースの低周波数領域についてデータ収集をそれぞれ行う。低周波数領域のマトリクスサイズは、例えば６４×２５６と設定される。これによって、この領域のデータ収集に要するビュー数は６４ビューとなり、データ収集時間は６４ＴＲとなる。すなわち、データ収集時間は、第１のフェーズ系列で収集する場合の１／４に短縮される。
図６に、第１、第２、第３、第４のフェーズ系列でそれぞれ収集されたｋスペースのデータの例を、中間調の写真によってそれぞれ示す。
ステップ５０３で、全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像再構成を行う。全周波数領域のデータは、第１のフェーズ系列で収集されたデータである。
ステップ５０４で、再構成画像の逆フーリエ変換により、ｋスペースの周波数データを生成する。この周波数データのマトリクスサイズは２５６×２５６である。
ステップ５０５で、周波数データを、ｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離する。低周波数領域のマトリクスサイズは６４×２５６である。高周波数領域のマトリクスサイズは１９２×２５６である。
図７に、低周波数領域のデータＡと高周波数領域のデータＢの例を、中間調の写真によってそれぞれ示す。
ステップ５０６で、分離された低周波数領域のデータに、値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加する。
ステップ５０７で、分離された高周波数領域のデータに、値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加する。
ステップ５０８で、第２、第３、第４のフェーズ系列でそれぞれ収集された低周波数領域のデータに、値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加する。
ステップ５０９で、代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく画像をそれぞれ再構成する。画像再構成はフーリエ変換によって行われる。これによって、第１、第２、第３、第４のフェーズ系列に対応して、画像Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４がそれぞれ得られる。図８に、画像Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４の例を、中間調の写真によってそれぞれ示す。これらはいずれも、空間周波数が低い部分についての画像となる。
ステップ５１０で、代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく画像を再構成する。画像再構成はフーリエ変換によって行われる。これによって画像Ｂ１が得られる。図９に、画像Ｂ１を中間調の写真によって示す。これは、空間周波数が高い部分についての画像となる。
ステップ５１１で、画像合成を行う。画像合成は次式によって行われる。
上式で示すように、画像合成は、画像Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４と、スケール係数が乗じられた画像Ｂを全加算することによって行われる。
スケール係数は次式で与えられる。
ここで、
である。すなわち、スケール係数は、画像Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４ごとに画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数Amp1,Amp2,Amp3,Amp4の和と、それら係数のうちの１つの係数Amp1との比で与えられる。
図１０に、合成画像の例を中間調の写真によって示す。合成画像は、全ての空間周波数成分を含む画像となる。また、撮影がフェーズサイクリング法にのっとって行われるので、バンドアーチファクトを含まない画像となる。
以上のように、本装置では、第１のフェーズ系列でｋスペースの全周波数領域についてのデータ収集を行い、それ以外のフェーズ系列では低周波数領域についてだけ行うので、撮影時間を従来よりも大幅に短縮することができる。
また、従来と同程度の撮影時間を許容する場合は、フェーズ系列の種類を増やすことにより、バンドアーチファクトをさらに低減することができる。また、従来と同程度のＳ／Ｎ(signal-to-noise ratio)を許容する場合は、撮影時間短縮とバンドアーチファクト低減を両立させることができる。
本発明の実施の形態の一例のＭＲＩ装置のブロック図である。 本発明の実施の形態の一例のＭＲＩ装置のブロック図である。 本発明の実施の形態の一例のＭＲＩ装置が実行するＳＳＦＰパルスシーケンスを示す図である。 ｋスペースを示す図である。 本装置の動作のフロー図である。 ｋスペースのデータの例を中間調の写真によって示す図である。 ｋスペースのデータの例を中間調の写真によって示す図である。 空間周波数が低い部分についての再構成画像の例を中間調の写真によって示す図である。 空間周波数が高い部分についての再構成画像の例を中間調の写真によって示す図である。 合成画像の例を中間調の写真によって示す図である。
符号の説明
１００ ： マグネットシステム
１０２ ： 主磁場コイル部
１０２ ： 主磁場マグネット部
１０６ ： 勾配コイル部
１０８ ： ＲＦコイル部
１３０ ： 勾配駆動部
１４０ ： ＲＦ駆動部
１５０ ： データ収集部
１６０ ： シーケンス制御部
１７０ ： データ処理部
１８０ ： 表示部
１９０ ： 操作部
５００ ： クレードル

Claims (10)

  1. ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行う撮像手段とそれを制御する制御手段とを有するＭＲＩ装置であって、
    制御手段は、前記撮像手段に、
    複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、
    複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、
    前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、
    前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、
    前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、
    前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、
    前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、
    前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、
    前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、
    前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、
    前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させる
    ことを特徴とするＭＲＩ装置。
  2. 前記スケール係数は、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づいてそれぞれ再構成された複数の画像ごとに、画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数の和と、それら係数のうちの１つの係数との比である
    ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
  3. 前記１つの係数は、前記複数の画像のうち前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集されたデータを起源とする画像から求められたものである
    ことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。
  4. 前記低周波数領域は、マトリクスサイズが２５６×２５６のｋスペースの中央部におけるマトリクスサイズが６４×２５６の領域である
    ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
  5. 前記複数のフェーズ系列は４系列のフェーズ系列である
    ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
  6. ＲＦ励起をフェーズサイクリング法で行うＳＳＦＰパルスシーケンスによって撮像を行うＭＲＩ装置を制御する方法であって、
    ＭＲＩ装置に、
    複数のフェーズ系列のうちの第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの全周波数領域についてのデータを収集させ、
    複数のフェーズ系列のうちの残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってｋスペースの低周波数領域についてのデータをそれぞれ収集させ、
    前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集された全周波数領域のデータのフーリエ変換により画像を再構成させ、
    前記画像の逆フーリエ変換によりｋスペースの周波数データを生成させ、
    前記周波数データをｋスペースの低周波数領域のデータと高周波数領域のデータに分離させ、
    前記分離された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用として付加させ、
    前記分離された高周波数領域のデータに値が０のデータを低周波数領域のデータの代用として付加させ、
    前記残りのフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによってそれぞれ収集された低周波数領域のデータに値が０のデータを高周波数領域のデータの代用としてそれぞれ付加させ、
    前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づく低空間周波数画像をそれぞれ再構成させ、
    前記代用データが付加された高周波数領域のデータに基づく高空間周波数画像を再構成させ、
    前記各低空間周波数画像とスケール係数が乗じられた前記高空間周波数画像を全加算させる
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
  7. 前記スケール係数は、前記代用データが付加された各低周波数領域のデータに基づいてそれぞれ再構成された複数の画像ごとに、画素値の２乗平均としてそれぞれ求められた複数の係数の和と、それら係数のうちの１つの係数との比である
    ことを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩ装置の制御方法。
  8. 前記１つの係数は、前記複数の画像のうち前記第１のフェーズ系列でのＳＳＦＰパルスシーケンスによって収集されたデータを起源とする画像から求められたものである
    ことを特徴とする請求項７に記載のＭＲＩ装置の制御方法。
  9. 前記低周波数領域は、マトリクスサイズが２５６×２５６のｋスペースの中央部におけるマトリクスサイズが６４×２５６の領域である
    ことを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩ装置の制御方法。
  10. 前記複数のフェーズ系列は４系列のフェーズ系列である
    ことを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩ装置の制御方法。
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