特開 2024-179511 磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024179511

(43)【公開日】2024-12-26

(54)【発明の名称】磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20241219BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 376

【審査請求】未請求

【請求項の数】11

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2023098414

(22)【出願日】2023-06-15

(71)【出願人】

【識別番号】306037311

【氏名又は名称】富士フイルム株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】100083116

【弁理士】

【氏名又は名称】松浦 憲三

(74)【代理人】

【識別番号】100170069

【弁理士】

【氏名又は名称】大原 一樹

(74)【代理人】

【識別番号】100128635

【弁理士】

【氏名又は名称】松村 潔

(74)【代理人】

【識別番号】100140992

【弁理士】

【氏名又は名称】松浦 憲政

(74)【代理人】

【識別番号】100153822

【弁理士】

【氏名又は名称】増田 重之

(72)【発明者】

【氏名】神波 一穂

(72)【発明者】

【氏名】佐藤 善隆

(72)【発明者】

【氏名】横沢 俊

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AA17

4C096AB07

4C096AB12

4C096AD13

4C096BA42

4C096DB02

(57)【要約】

【課題】信号対雑音比を改善した再構成画像を生成する画磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法を提供する。
【解決手段】磁気共鳴撮像装置１００と、プロセッサ２０２、メモリ２０４と、を備えた磁気共鳴イメージングシステム１０である。プロセッサ２０２は、撮像シーケンスにしたがって磁気共鳴撮像装置１００により被検体の同一スライスを複数回撮像させ、複数回の撮像に対応して核磁気共鳴信号を示す計測データを収集し、複数回の撮像で収集した計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に使用する共通解を取得し、複数回の撮像で収集した計測データ及び磁気１つの共通解を使用して最終画像を生成する
。
【選択図】 図１

【特許請求の範囲】

【請求項1】

磁気共鳴撮像装置と、プロセッサと、少なくとも１つのメモリと、を備えた磁気共鳴イメージングシステムであって、
前記プロセッサは、
撮像シーケンスにしたがって前記磁気共鳴撮像装置により被検体の同一スライスを複数回撮像させ、
前記磁気共鳴撮像装置から前記複数回の撮像に対応して核磁気共鳴信号を示す計測データを収集し、
前記複数回の撮像で収集した前記計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に使用する共通解を取得し、
前記複数回の撮像で収集した前記計測データ及び前記共通解を使用して前記最終画像を生成する、
磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項2】

前記撮像シーケンスは、マルチショットシーケンス又はシングルショットシーケンスであり、前記マルチショットシーケンス又は前記シングルショットシーケンスを複数回実行する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項3】

前記プロセッサは、前記最終画像として拡散強調画像を生成する、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項4】

前記磁気共鳴撮像装置は、Ｎ_chチャンネルのマルチプルアレイコイルからなる受信コイルを備え、
前記プロセッサは、前記撮像シーケンスにおけるショット数をＮ_shとした場合、１回の撮像によりＮ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを収集し、
前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを逆フーリエ変換して得られるＮ_ch×Ｎ_sh枚の実空間の中間画像であって、前記複数回の撮像回数をＮ回とすると、前記Ｎ回の撮像毎の前記中間画像をＳ_i（ｉ＝１～Ｎ）とし、前記最終画像をｍとしたときの行列式を、以下の［数１］式、

【数1】

（但し、Ｂ_i：コイル感度行列を含む行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
で表した場合、前記［数１］式により算出される前記共通解をＤとすると、前記共通解Ｄは、以下の［数２］式、

【数2】

（但し、Ｂ_all：前記行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ）、Σ：前記受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列）
により表わされ、
前記プロセッサは、
前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを逆フーリエ変換して前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記中間画像Ｓ_iを生成し、
前記Ｎ回の撮像毎に生成した前記中間画像Ｓ_iの全ての前記中間画像をＳ_allとすると、前記中間画像Ｓ_allと前記共通解Ｄとに基づいて、以下の［数３］式、

【数3】

により前記最終画像ｍを生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項5】

前記撮像シーケンスは、マルチショットシーケンスであり、
前記マルチショットシーケンスのショット数をＮ_sh回とし、パラレルイメージング法の倍速率をＲとすると、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引かれたライン数配置される、前記計測データは、位相エンコード方向に１／（Ｎ_sh×Ｒ）に間引かれ、Ｎ_sh回に分けて収集され、
前記行列Ｂ_iは、前記Ｎ_chチャンネルからなる前記受信コイルのコイル感度行列と、前記Ｎ_sh回に分けて収集された前記計測データのｋ空間の配置誤差に対応する位相シフトを示す位相シフト行列と、前記Ｎ_sh回に分けて収集された前記計測データの間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す位相変動行列とを含み、
前記プロセッサは、前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、前記位相変動行列、及び前記受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列に基づいて前記共通解Ｄを算出する、
請求項４に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項6】

前記マルチショットシーケンスは、前記計測データとしてメインエコー信号及びナビエコー信号を取得するためのメインスキャン及びナビスキャンを含み、
前記メモリは、前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、及び前記ノイズ相関行列を記憶し、
前記プロセッサは、前記メモリから前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、及び前記ノイズ相関行列を取得し、前記Ｎ_sh回の前記ナビエコー信号に基づいて前記位相変動行列を算出する、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項7】

前記磁気共鳴撮像装置は、Ｎ_chチャンネルのマルチプルアレイコイルからなる受信コイルを備え、
前記プロセッサは、前記撮像シーケンスにおけるショット数をＮ_shとした場合、１回の撮像によりＮ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを収集し、
前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを逆フーリエ変換して得られるＮ_ch×Ｎ_sh枚の実空間の中間画像であって、前記複数回の撮像回数をＮ回とすると、前記Ｎ回の撮像毎の前記中間画像をＳ_i（ｉ＝１～Ｎ）とし、前記最終画像をｍとしたときの行列式を、以下の［数１］式、

【数1】

（但し、Ｂ_i：コイル感度行列を含む行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
で表した場合、前記［数１］式により算出される前記共通解をＤとすると、前記共通解Ｄは、以下の［数２］式、

【数2】

（但し、Ｂ_all：前記行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
により表わされ、
前記プロセッサは、
前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記計測データを逆フーリエ変換して前記Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の前記中間画像Ｓ_iを生成し、
前記Ｎ回の撮像毎に生成した前記中間画像Ｓ_iの全ての前記中間画像をＳ_allとすると、前記中間画像Ｓ_allと前記共通解Ｄとに基づいて、以下の［数３］式、

【数3】

により前記最終画像ｍを生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項8】

前記撮像シーケンスは、マルチショットシーケンスであり、
前記マルチショットシーケンスのショット数をＮ_sh回とし、パラレルイメージング法の倍速率をＲとすると、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引かれたライン数配置される、前記計測データは、位相エンコード方向に１／（Ｎ_sh×Ｒ）に間引かれ、Ｎ_sh回に分けて収集され、
前記行列Ｂ_iは、前記Ｎ_chチャンネルからなる前記受信コイルのコイル感度行列と、前記Ｎ_sh回に分けて収集された前記計測データのｋ空間の配置誤差に対応する位相シフトを示す位相シフト行列と、前記Ｎ_sh回に分けて収集された前記計測データの間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す位相変動行列とを含み、
前記プロセッサは、前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、前記位相変動行列、及び前記受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列に基づいて前記共通解Ｄを算出する、
請求項７に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項9】

前記マルチショットシーケンスは、前記計測データとしてメインエコー信号及びナビエコー信号を取得するためのメインスキャン及びナビスキャンを含み、
前記メモリは、前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、及び前記ノイズ相関行列を記憶し、
前記プロセッサは、前記メモリから前記コイル感度行列、前記位相シフト行列、及び前記ノイズ相関行列を取得し、前記Ｎ_sh回の前記ナビエコー信号に基づいて前記位相変動行列を算出する、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項10】

前記撮像シーケンスは、パラレルイメージング法を適用したシングルショットシーケンスであり、
前記メモリは、前記共通解Ｄを記憶し、
前記プロセッサは、前記メモリから前記共通解Ｄを取得する、
請求項４又は７に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項11】

磁気共鳴撮像装置と、プロセッサと、少なくとも１つのメモリと、を備えた磁気共鳴イメージングシステムの作動方法であって、
前記プロセッサが、２以上の整数をＮとすると、撮像シーケンスにしたがって前記磁気共鳴撮像装置により被検体の同一スライスを複数回撮像させるステップと、
前記プロセッサが、前記磁気共鳴撮像装置から前記複数回の撮像に対応して核磁気共鳴信号を示す計測データを収集するステップと、
前記プロセッサが、前記複数回の撮像で収集した前記計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に使用する共通解を取得するステップと、
前記プロセッサが、前記複数回の撮像で収集した前記計測データ及び前記共通解を使用して前記最終画像を生成するステップと、
を含む磁気共鳴イメージングシステムの作動方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法に係り、特に核磁気共鳴信号から再構成される画像の画質を向上させる技術に関する。

【背景技術】

【0002】

磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）による撮像法の一つに拡散強調画像（ＤＷＩ：diffusion weighted image）がある。

【0003】

ＤＷＩは、複数の方向（軸）にＭＰＧパルス（motion probing gradient pulse）という強い傾斜磁場を印加してエコー信号を計測し、ＭＧＰパルスが与える影響の違いから水分子の拡散度合いを画像化したものであり、拡散制限が生じる梗塞や腫瘍の診断に有用である。ＤＷＩでは、高速撮像法の一つであるエコープレナーイメージング（ＥＰＩ：Echo Planar Imaging）が用いられることが多い。

【0004】

ＥＰＩは、シングルショットＥＰＩとマルチショットＥＰＩとがある。

【0005】

シングルショットＥＰＩは、１回のＲＦパルスによる励起中に、傾斜磁場の反転を繰り返して複数のグラディエントエコーを作り、ｋ空間を画像再構成に必要なデータで埋める方法である。また、マルチショットＥＰＩは、複数回のショットで得られるエコートレインのデータによりｋ空間を埋めていく方法である。

【0006】

シングルショットＥＰＩは、核磁気共鳴信号（ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号）が配置されるｋ空間（フーリエ空間）のデータを１度の励起で取得することができることから高速で信号を取得できるという利点がある。しかし、読み出し傾斜磁場を反転しながらエコー信号としてＮＭＲ信号を取得する際に傾斜磁場の印加誤差によってＮ/２アーチファクトが生じる、静磁場不均一等に起因する歪みや位相エンコード方向の位置ずれが生じやすい、などの問題もある。

【0007】

マルチショットＥＰＩは、シングルショットＥＰＩと比較して、全てのデータを集めるために多くの時間をかけることができるので、傾斜磁場システムへの負担が少なく、位相誤差が蓄積する時間がないため、磁化率アーチファクトが減少する利点があり、その一方、撮像に時間がかかり、また、動きによるアーチファクトに弱いという欠点がある。

【0008】

特許文献１には、ＤＷＩシーケンスを繰り返し、同一の被検体について、１枚の画像に必要な数のエコー信号からなる計測データ（ｋ空間データ）を複数収集し、複数の計測データ（複数の画像）を重み付け加算し、１枚の画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置が記載されている。

【0009】

特許文献２には、マルチショットＥＰＩシーケンスにより３つの異なる方向について、エコー信号を取得する記載がある。また、４つのショットにより完全なｋ空間エコー信号データセットが取得し、更に信号対雑音比（ＳＮＲ：Signal-to-Noise Ratio）を改善するために信号平均化を使用して、エコー信号を取得する記載がある。尚、平均信号数ＮＳＡ＝３（ＮＳＡ：number of signal average）とし、３つの信号平均化ステップが使用される。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0010】

【特許文献1】特開２０２３－３２８３２号公報

【特許文献2】特開２０１９－５０３７５０号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0011】

特許文献１、２には、ＳＮＲを改善するために、複数回の撮像を行って、その結果得られる複数の画像を加算（重み付け加算、加算平均）する記載があるが、複数の画像の加算では、撮像毎の被検体の体動に起因してＳＮＲ、Ｇ－ファクタを十分に改善することができないという問題がある。

【0012】

本発明はこのような事情に鑑みてなされたもので、再構成される画像の画質を向上させることができる磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法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】

【0013】

第１態様に係る発明は、磁気共鳴撮像装置と、プロセッサと、少なくとも１つのメモリと、を備えた磁気共鳴イメージングシステムであって、プロセッサは、撮像シーケンスにしたがって磁気共鳴撮像装置により被検体の同一スライスを複数回撮像させ、磁気共鳴撮像装置から複数回の撮像に対応して核磁気共鳴信号を示す計測データを収集し、複数回の撮像で収集した計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に使用する共通解を取得し、複数回の撮像で収集した計測データ及び共通解を使用して最終画像を生成する、磁気共鳴イメージングシステムである。

【0014】

本発明の第１態様によれば、被検体の同一スライスを複数回撮像して得た計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に、共通解を使用して最終画像を生成することで、最終画像の信号対雑音比を改善することができる。

【0015】

本発明の第２態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第１態様において、撮像シーケンスは、マルチショットシーケンス又はシングルショットシーケンスであり、マルチショットシーケンス又はシングルショットシーケンスを複数回実行することが好ましい。また、マルチショットシーケンス又はシングルショットシーケンスは、マルチショットＥＰＩシーケンス又はシングルショットＥＰＩシーケンスであることが好ましい。

【0016】

本発明の第３態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第１態様又は第２態様において、プロセッサは、最終画像として拡散強調画像を生成することが好ましい。

【0017】

本発明の第４態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第１態様から第３態様のいずれかにおいて、磁気共鳴撮像装置は、Ｎ_chチャンネルのマルチプルアレイコイルからなる受信コイルを備え、プロセッサは、撮像シーケンスにおけるショット数をＮ_shとした場合、１回の撮像によりＮ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを収集し、Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを逆フーリエ変換して得られるＮ_ch×Ｎ_sh枚の実空間の中間画像であって、複数回の撮像回数をＮ回とすると、Ｎ回の撮像毎の中間画像をＳ_i（ｉ＝１～Ｎ）とし、最終画像をｍとしたときの行列式を、以下の［数１］式、

【0018】

【数1】

（但し、Ｂ_i：コイル感度行列を含む行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
で表した場合、［数１］式により算出される共通解をＤとすると、共通解Ｄは、以下の［数２］式、

【0019】

【数2】

（但し、Ｂ_all：行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ）、Σ：受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列）
により表わされ、プロセッサは、Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを逆フーリエ変換してＮ_ch×Ｎ_sh枚の中間画像Ｓ_iを生成し、Ｎ回の撮像毎に生成した中間画像Ｓ_iの全ての中間画像をＳ_allとすると、中間画像Ｓ_allと共通解Ｄとに基づいて、以下の［数３］式、

【0020】

【数3】

により最終画像ｍを生成することが好ましい。

【0021】

本発明の第５態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第４態様において、撮像シーケンスは、マルチショットシーケンスであり、マルチショットシーケンスのショット数をＮ_sh回とし、パラレルイメージング法の倍速率をＲとすると、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引かれたライン数配置される、計測データは、位相エンコード方向に１／（Ｎ_sh×Ｒ）に間引かれ、Ｎ_sh回に分けて収集され、行列Ｂ_iは、Ｎ_chチャンネルからなる受信コイルのコイル感度行列と、Ｎ_sh回に分けて収集された計測データのｋ空間の配置誤差に対応する位相シフトを示す位相シフト行列と、Ｎ_sh回に分けて収集された計測データの間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す位相変動行列とを含み、プロセッサは、コイル感度行列、位相シフト行列、位相変動行列、及び受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列に基づいて共通解Ｄを算出することが好ましい。

【0022】

本発明の第６態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第５態様において、マルチショットシーケンスは、計測データとしてメインエコー信号及びナビエコー信号を取得するためのメインスキャン及びナビスキャンを含み、メモリは、コイル感度行列、位相シフト行列、及びノイズ相関行列を記憶し、プロセッサは、メモリからコイル感度行列、位相シフト行列、及びノイズ相関行列を取得し、Ｎ_sh回のナビエコー信号に基づいて位相変動行列を算出することが好ましい。

【0023】

即ち、コイル感度行列、位相シフト行列、及びノイズ相関行列は、予め計測可能な行列であり、メモリに記憶させることができ、共通解Ｄを算出する際にメモリから読み出される。一方、位相変動行列は、Ｎ_sh回に分けて収集された計測データの間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す行列である。そこで、プロセッサは、Ｎ_sh回のメインエコー信号とともに取得されるナビエコー信号に基づいて位相変動行列を算出する。

【0024】

本発明の第７態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第１態様から第３態様のいずれかにおいて、磁気共鳴撮像装置は、Ｎ_chチャンネルのマルチプルアレイコイルからなる受信コイルを備え、プロセッサは、撮像シーケンスにおけるショット数をＮ_shとした場合、１回の撮像によりＮ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを収集し、Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを逆フーリエ変換して得られるＮ_ch×Ｎ_sh枚の実空間の中間画像であって、複数回の撮像回数をＮ回とすると、Ｎ回の撮像毎の中間画像をＳ_i（ｉ＝１～Ｎ）とし、最終画像をｍとしたときの行列式を、以下の［数１］式、

【0025】

【数1】

（但し、Ｂ_i：コイル感度行列を含む行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
で表した場合、［数１］式により算出される共通解をＤとすると、共通解Ｄは、以下の［数２］式、

【0026】

【数2】

（但し、Ｂ_all：行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ））
により表わされ、プロセッサは、Ｎ_ch×Ｎ_sh枚の計測データを逆フーリエ変換してＮｃｈ×Ｎｓｈ枚の中間画像Ｓ_iを生成し、Ｎ回の撮像毎に生成した中間画像Ｓ_iの全ての中間画像をＳ_allとすると、中間画像Ｓ_allと共通解Ｄとに基づいて、以下の［数３］式、

【0027】

【数3】

により最終画像ｍを生成することが好ましい。

【0028】

本発明の第８態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第７態様において、撮像シーケンスは、マルチショットシーケンスであり、マルチショットシーケンスのショット数をＮ_sh回とし、パラレルイメージング法の倍速率をＲとすると、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引かれたライン数配置される、計測データは、位相エンコード方向に１／（Ｎ_sh×Ｒ）に間引かれ、Ｎ_sh回に分けて収集され、行列Ｂ_iは、Ｎ_chチャンネルからなる受信コイルのコイル感度行列と、Ｎ_sh回に分けて収集された計測データのｋ空間の配置誤差に対応する位相シフトを示す位相シフト行列と、Ｎ_sh回に分けて収集された計測データの間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す位相変動行列とを含み、プロセッサは、コイル感度行列、位相シフト行列、位相変動行列、及び受信コイルのＮ_chチャンネル間のノイズ相関行列に基づいて共通解Ｄを算出することが好ましい。

【0029】

本発明の第９態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第８態様において、マルチショットシーケンスは、計測データとしてメインエコー信号及びナビエコー信号を取得するためのメインスキャン及びナビスキャンを含み、メモリは、コイル感度行列、位相シフト行列、及びノイズ相関行列を記憶し、プロセッサは、メモリからコイル感度行列、位相シフト行列、及びノイズ相関行列を取得し、Ｎ_sh回のナビエコー信号に基づいて位相変動行列を算出することが好ましい。

【0030】

本発明の第１０態様に係る磁気共鳴イメージングシステムは、第４態様又は第７態様において、撮像シーケンスは、パラレルイメージング法を適用したシングルショットシーケンスであり、メモリは、共通解Ｄを記憶し、プロセッサは、メモリから共通解Ｄを取得することが好ましい。シングルショットシーケンスの場合、共通解Ｄは変動しないため、予め算出してメモリに記憶させておくことができ、プロセッサは、中間画像Ｓ_allから最終画像を生成する際に、メモリから共通解Ｄを読み出して使用することができる。

【0031】

第１１態様に係る発明は、磁気共鳴撮像装置と、プロセッサと、少なくとも１つのメモリと、を備えた磁気共鳴イメージングシステムの作動方法であって、プロセッサが、２以上の整数をＮとすると、撮像シーケンスにしたがって磁気共鳴撮像装置により被検体の同一スライスを複数回撮像させるステップと、プロセッサが、磁気共鳴撮像装置から複数回の撮像に対応して核磁気共鳴信号を示す計測データを収集するステップと、プロセッサが、複数回の撮像で収集した計測データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に使用する共通解を取得するステップと、プロセッサが、複数回の撮像で収集した計測データ及び共通解を使用して最終画像を生成するステップと、を含む磁気共鳴イメージングシステムの作動方法である。

【発明の効果】

【0032】

本発明によれば、被検体の同一スライスを複数回撮像して収集した測定データから実空間の１枚の最終画像を生成する場合に共通する１つの共通解を取得し、複数回の撮像で収集した計測データ及び共通解を使用して最終画像を生成するようにしたため、最終画像の信号対雑音比を改善することができ、最終画像の画質を向上させることができる。

【図面の簡単な説明】

【0033】

【図1】図１は、本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムの概略構成を示す図である。

【図2】図２は、マルチショットＥＰＩシーケンスの一例を示す図である。

【図3】図３は、メインスキャンとナビスキャンで得られるｋ空間データの一例を示す図である。

【図4】図４は、図１に示した制御装置のプロセッサの機能を示す機能ブロック図である。

【図5】図５は、マルチショットＥＰＩシーケンスの１回の撮像で取得したメインスキャン画像内の或る画素と、その画素から算出される展開後の画素との関係を行列表現で表わした図である。

【図6】図６は、従来の再構成法と本発明に係る再構成法との相違を数式で表したものである。

【図7】図７は、従来の再構成法により生成された再構成画像及びＧ－ファクタ等を示す図である。

【図8】図８は、従来の再構成法により生成された再構成画像及びＧ－ファクタマップと、本発明の再構成法により生成された再構成画像及びＧ－ファクタマップとを示す比較例を示す図である。

【図9】図９は、従来の再構成法による全スライスのＧ－ファクタマップと本発明の再構成法による全スライスのＧ－ファクタマップとを示す図である。

【図10】図１０は、図９に示した本発明の再構成法によるＧ－ファクタマップのうちの一部の拡大図である。

【図11】図１１は、マルチショットＥＰＩシーケンスのショット数が３回の場合の各エコー信号が配置されるｋ空間を示す図である。

【図12】図１２は、シングルショットＥＰＩシーケンスの一例を示す図である。

【図13】図１３は、本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムの作動方法の実施形態を示すフローチャートである。

【発明を実施するための形態】

【0034】

以下、添付図面に従って本発明に係る磁気共鳴イメージングシステム及び磁気共鳴イメージングシステムの作動方法の好ましい実施形態について説明する。

【0035】

［磁気共鳴イメージングシステムの構成］
図１は、本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムの概略構成を示す図である。

【0036】

図１に示すように、磁気共鳴イメージングシステム１０は、磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ装置）１００と、制御装置２００とから構成されている。

【0037】

図１に示すＭＲＩ装置１００は、被検体１０２が配置される撮像空間に均一な静磁場を発生する静磁場発生磁石１０４と、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０６と、被検体１０２の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を生じさせる高周波磁場を発生するＲＦ（Radio Frequency）コイル（送信コイル）１０８と、被検体１０２から発生するＮＭＲ信号を検出するＲＦプローブ（受信コイル）１１０とを備えている。被検体１０２は、通常、ベッド１０３に横たわった状態で撮像空間に配置される。

【0038】

シーケンサ１１８は、撮像シーケンス（パルスシーケンス）にしたがって高周波磁場発生器１１２と傾斜磁場電源１１６とに命令を送り、それぞれ高周波磁場及び傾斜磁場を発生させる。発生された高周波磁場は、送信コイル１０８を通じてパルス状の高周波磁場（ＲＦパルス）として被検体１０２に印加される。被検体１０２から発生したＮＭＲ信号は受信コイル１１０によって受波され、受信器１１４で検波が行われる。ＮＭＲ信号は、通常グラディエントエコー、あるいはスピンエコーとして発生したものを収集するので、ここでは、エコー信号という。

【0039】

尚、傾斜磁場コイル１０６は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１１６からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。また、本例の受信コイル１１０は、２以上の整数をＭとすると、Ｍチャンネルのマルチプルアレイコイルにより構成されている。

【0040】

受信器１１４において検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１１８によりセットされる。シーケンサ１１８は、予めプログラムされたタイミング、強度で各部が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特にＲＦパルス、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る。

【0041】

パルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られているが、本実施形態では、２以上の励起ＲＦパルスを用いて画像生成用のエコー信号を収集するマルチショットシーケンスを採用し、特にＥＰＩ法により撮像を行う、マルチショットＥＰＩシーケンスを採用する。また、拡散強調画像を得るために、ＭＰＧパルスを用いる。

【0042】

図２は、マルチショットＥＰＩシーケンスの一例を示す図である。

【0043】

図２（Ａ）は、ＲＦパルスの印加タイミングを示し、図２（Ｂ）、（Ｃ）及び（Ｄ）は、それぞれスライス方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示し、図２（Ｅ）は、エコー信号（メインエコー信号、ナビエコー信号）の取得タイミングを示す。

【0044】

図２に示すようにマルチショットＥＰＩシーケンスは、スライス選択傾斜磁場３０３とともに励起用ＲＦパルス３０１を印加した後、反転ＲＦパルス３０２をスライス選択傾斜磁場３０４とともに印加し、所望のスライスを励起する。この反転ＲＦパルス３０２の前後に強度の大きいＭＰＧパルス３０９を印加する。次いで、位相エンコード傾斜磁場３０５を印加した後、ブリップ状の位相エンコード傾斜磁場３０６と極性を反転させるリードアウト傾斜磁場３０７とを連続して印加し、反転するリードアウト傾斜磁場３０７の印加中にメインエコー信号３０８を収集する。このようにしてメインエコー信号３０８を収集するメインスキャン３００が行われる。

【0045】

メインスキャン３００後にナビスキャン３１０が行われる。

【0046】

ナビスキャン３１０では、位相エンコード傾斜磁場３１６の極性をメインスキャン３００の位相エンコード傾斜磁場３０６と同じ極性にして、リードアウト３１７の反転毎にナビエコー信号３１８を収集する。収集するナビエコー信号３１８の数や範囲は、再構成されるナビスキャン画像として、メインスキャン画像のＦＯＶ（Field of View）と同じＦＯＶの画像が得られればよく、特に限定されないが、位相エンコードパルス３０６はメインスキャン３００よりも印加強度も小さく設定し、ｋ空間の中心付近（低周波領域）のデータを収集している。

【0047】

また、マルチショットＥＰＩシーケンスでは、ＴＲ（time to repeat）の時間間隔で繰り返し励起ＲＦパルスを発生させ、メインエコー信号３０８及びナビエコー信号３１８を収集し、ｋ空間に配置する。

【0048】

図３は、メインスキャンとナビスキャンで得られるｋ空間データの一例を示す図である。

【0049】

本例のメインスキャン３００とナビスキャン３１０とは、位相エンコード傾斜磁場の極性を同じにしてエコー信号を収集するため、図３（Ａ）及び（Ｂ）に示すようにメインスキャン及びナビスキャンでは、それぞれｋ空間は上から下に走査される。

【0050】

また、マルチショットＥＰＩシーケンスでは、ショット毎に収集されるメインエコー信号の位相エンコード方向がシフトするように（ｋ空間上の異なる領域に配置されるように）メインエコー信号を収集する。

【0051】

図３（Ａ）に示すｋ空間は、マルチショットＥＰＩシーケンスでのショット数が３回の場合に関して示しており、ショット毎に収集されるメインエコー信号は、ｋ空間で異なる軌跡上に配置されている。

【0052】

マルチショットＥＰＩシーケンスでのショット数（生成エコー数）は、２～１０程度であり、ＴＲは１０００ｍｓ～７０００ｍｓ程度である。空間分解能を向上させるには、１枚の画像に必要なエコー信号を分割して取得する、マルチショットシーケンスでの拡散強調イメージングが有利である。

【0053】

１回のマルチショットＥＰＩシーケンスにより撮像され、再構成される拡散強調画像（ＤＷＩ）は、ＳＮＲが低いため、被検体の同一スライスを複数回撮像させる。また、ＭＧＰパルスを、直交３軸（１軸、２軸、３軸）の各方向に印加し、各軸に対応するＤＷＩを取得する。

【0054】

図１に戻って、制御装置２００は、上述したシーケンサ１１８を介してＭＲＩ装置１００の動作を制御するとともに、ＭＲＩ装置１００（受信器１１４）１０が検波した信号、（メインスキャンによるメインエコー信号及びナビスキャンによるナビエコー信号）を受け取り、画像再構成などの各種の信号処理を行う。尚、受信器１１４は、設定された検波基準周波数ｆ０によりアナログ波であるエコー信号を直交位相検波し、実数部と虚数部からなる複素数のローデータに変換してから制御装置２００に送信するが、本例ではこのローデータをエコー信号、あるいは計測データともいう。

【0055】

制御装置２００は、コンピュータを用いて構成することができる。制御装置２００に適用されるコンピュータは、パーソナルコンピュータであってもよいし、ワークステーションであってもよい。

【0056】

制御装置２００は、ハードウェアとしてプロセッサ２０２、メモリ２０４、入出力インターフェース２０６、表示器２０８、及び操作部２１０等を備える。

【0057】

プロセッサ２０２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等から構成され、制御装置２００の各部、及びＭＲＩ装置１００を統括制御するとともに、メモリ２０４に記憶された各種のプログラムを実行することで、後述する各種の機能を実現させる。

【0058】

メモリ２０４は、フラッシュメモリ、ＲＯＭ（Read-only Memory）、ＲＡＭ(Random Access Memory)、ハードディスク装置等を含む１以上のメモリである。フラッシュメモリ、ＲＯＭ及びハードディスク装置は、オペレーションシステム、プロセッサ２０２を制御装置２０として機能させるプログラム、各種のパルスシーケンス、画像再構成に使用する計算式、パラメータ、及び画像再構成したＭＲＩ画像等を記憶する不揮発性メモリである。

【0059】

ＲＡＭは、プロセッサ２０２による処理の作業領域として機能し、不揮発性メモリに格納されたプログラム等を一時的に記憶する。また、ＲＡＭは、エコー信号（ローデータ）を一時的に保管する場所（ｋ空間）として機能する。尚、プロセッサ２０２が、メモリ２０４の一部（ＲＡＭ）を内蔵していてもよい。

【0060】

入出力インターフェース２０６は、ネットワークと接続可能な通信部、及び外部機器と接続可能な接続部等を含む。外部機器と接続可能な接続部としては、ＵＳＢ（Universal Serial Bus）、ＨＤＭＩ（High-Definition Multimedia Interface）（ＨＤＭＩは登録商標）等を適用することができる。

【0061】

プロセッサ２０２は、入出力インターフェース２０６を介してＭＲＩ装置１００に配設された機器（本例ではシーケンサ１１８）との間で通信し、これにより必要な情報の送受信を行う。尚、シーケンサ１１８の一部は、制御装置２００側に設けられていてもよい。

【0062】

表示器２０８は、ＭＲＩ画像、及び操作部２１０からの入力を受け付ける場合のＧＵＩ（Graphical User Interface）の一部として使用される。

【0063】

操作部２１０は、マウス、キーボード等を含み、表示器２０８の表示操作ウィンドウを使用し、操作者の入力を受け付けるＧＵＩの一部として機能する。

【0064】

即ち、操作部２１０及び表示器２０８は、操作者が、ＭＲＩ装置１００の起動、停止（一時停止）、パルスシーケンスの選択、撮像条件や処理条件などを入力するためのＧＵＩとして機能する。

【0065】

図４は、図１に示した制御装置のプロセッサの機能を示す機能ブロック図である。

【0066】

図４に示すようにプロセッサ２０２は、メモリ２０４に記憶された各種のプログラムを実行することで、計測制御部２２０、画像演算部２３０、及び表示制御部２４０として機能する。

【0067】

計測制御部２２０には、メインスキャン制御部２２２及びナビスキャン制御部２２４が含まれ、ＭＲＩ装置１００のシーケンサ１１８（図１）に所定のパルスシーケンスと操作者指定の撮像条件（撮像パラメータ）などを送り、シーケンサ１１８を介してＭＲＩ装置１００を制御する。本例では、所定のパルスシーケンスとして、図２等に示したマルチショットＥＰＩシーケンスが選択されている。

【0068】

メインスキャン制御部２２２及びナビスキャン制御部２２４は、設定された条件に従ってシーケンサ１１８に指令を送る。シーケンサ１１８の制御のもとで、ＭＲＩ装置１００がマルチショットＥＰＩシーケンスを実行し、メインスキャンによるメインエコー信号及びナビスキャンによるナビエコー信号をそれぞれ収集し、メインエコー信号及びナビエコー信号をそれぞれ対応するｋ空間に配置する。

【0069】

画像演算部２３０は、逆フーリエ変換部２３２、位相変動行列算出部２３４、共通解算出部２３６、及びＭＲＩ画像生成部２３８等を含む。

【0070】

逆フーリエ変換部２３２は、ｋ空間に配置された空間周波数領域のエコー信号を、逆フーリエ変換して実空間の画像に変換する部分である。

【0071】

マルチショットＥＰＩにより生成されるＤＷＩの課題の一つとして、ショット毎に与えられる一対の大きな傾斜磁場（ＭＰＧ）の影響により、被検体の動きある部分においてショット毎に位相が異なる（位相乱れを生じる）という問題がある。

【0072】

位相変動行列算出部２３４は、各ショットのナビエコー信号に基づいて位相変動行列を算出する部分であり、ナビエコー信号から再構成されたナビスキャン画像に基づいてショット間の画像の変動を示す情報（位相変動行列）を算出する。この位相変動行列は、ショット間の被検体の体動に起因する、各ショットのメインエコー信号から再構成される画像間の乱れを補正するために使用される。

【0073】

ＤＷＩは、ＳＮＲが低いため、被検体の同一スライスを複数回撮像させている。従来は、複数回の撮像により複数枚の中間画像を生成し、生成した複数枚の中間画像を加算平均することで、最終的に生成される１枚の最終画像（ＤＷＩ）のＳＮＲを改善させている。尚、各中間画像の生成には、それぞれ個別の補正用の解（行列）を算出し、算出した個別の解を使用して対応する中間画像を補正している。

【0074】

共通解算出部２３６は、従来技術のように個別の補正用の解を算出せずに、複数回の撮像に対応して収集した計測データ（エコー信号）から実空間の１枚の最終画像（ＤＷＩ）を生成する場合に使用する共通解を算出する部分である。

【0075】

ＭＲＩ画像生成部２３８は、複数回の撮像で収集したエコー信号と共通解算出部２３６により算出された共通解を使用し、１枚の最終画像（ＤＷＩ）を生成する部分である。

【0076】

尚、共通解算出部２３６及びＭＲＩ画像生成部２３８による演算処理の詳細については後述する。

【0077】

また、ＤＷＩには、画像に歪みやぼけが生じやすいという課題がある。これは、ＥＰＩが静磁場不均一の影響を受けやすいことや、読み出し傾斜磁場の方向がエコー毎に変わるというＥＰＩ特有の問題等に起因する。

【0078】

画像演算部２３０は、図示しない変位量算出部及び歪み補正部を含む。メインスキャンによるメインエコー信号とナビスキャンによるナビエコー信号とは、位相エンコードの印加極性が同一であることから、静磁場不均一等に起因する位相誤差の蓄積によってメインスキャン画像とナビスキャン画像に生じる歪みは、同方向の歪みとなる。変位量算出部は、ナビスキャン画像を用いて歪み補正に用いる変位量（実空間の変位量）を算出する。歪み補正部２２３は、この変位量を用いてメインスキャン画像の歪み補正を行う。

【0079】

表示制御部２４０は、画像演算部２３０により演算されたＤＷＩ、あるいはマルチショットＥＰＩシーケンス以外のパルスシーケンスにより撮像され、再構成されたＭＲＩ画像、及び必要な付帯情報（例えば、撮像条件や被検体に関する情報など）を表示器２０８（図１）に表示させる。また、プロセッサ２０２は、付帯情報付きのＤＷＩ等をメモリ２０４に保存させる。

【0080】

プロセッサ２０２の上記の機能は、予め設計されたプログラムをＣＰＵあるいはＧＰＵが実行することによって実現される。尚、プロセッサ２０２の機能の一部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などのハードウェアで実現される場合もある。

【0081】

［本発明の原理］
次に、図４に示した共通解算出部２３６及びＭＲＩ画像生成部２３８による演算処理にかかわる本発明の原理について説明する。

【0082】

以下に示す例では、マルチショットＥＰＩシーケンスでのショット数（Ｎ_sh）を２回とする。

【0083】

また、本例では、パラレルイメージング法を使用する。パラレルイメージング法は、複数のコイル（マルチプルアレイコイル）を使用し、位相エンコードを間引くことで短時間の撮像を可能にする技術である。パラレルイメージングには、展開処理を実空間上で行うＳＥＮＳＥ（sensitivity encoding）系と、ｋ空間上で行うＳＭＡＳＨ（Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics）系とがある。本例では、パラレルイメージングとして、ＳＥＮＳＥ系を使用しており、パラレルイメージング法の間引き率を示す倍速率（Reduction factor）Ｒを２に設定する。

【0084】

マルチショットＥＰＩシーケンスでのショット数Ｎ_shを２回に設定し、パラレルイメージング法の倍速率Ｒを２に設定することで、ｋ空間の位相エンコード方向に２分の１に間引いた測定データは、位相エンコード方向に４分の１（１／（Ｎ_sh×Ｒ））に間引かれ、２回（Ｎ_sh）に分けて収集される。

【0085】

本例の受信コイル１１０は、Ｎ_chチャンネルのマルチプルアレイコイルにより構成されており、具体的には、６チャンネル（Ｎ_ch＝６）のマルチプルアレイコイルにより構成されている。

【0086】

マルチショットＥＰＩシーケンスのショット数Ｎ_shを２回（ｓｈ１，ｓｈ２）とし、１回のマルチショットＥＰＩシーケンスを実行すると、１２枚分の画像（即ち、受信コイル１１０のチャンネル数Ｎ_ch（Ｎ_ch＝６）×ショット数Ｎ_sh（Ｎ_sh＝２）の画像）に対応するエコー信号が収集される。

【0087】

そして、１２枚分の画像に対応するエコー信号をそれぞれ逆フーリエ変換することで、実空間上の１２枚の画像を生成することができる。

【0088】

各チャンネルのコイル毎により収集されたエコー信号は、ｋ空間の位相エンコード方向に４分の１に間引かれるため、スキャン時間が短縮され、１枚の画像当たりの撮像の高速化を図ることができる。

【0089】

その一方、各画像のＦＯＶは小さくなり、折り返しが発生する。本例では、各画像に対応するエコー信号は、ｋ空間の位相エンコード方向に４分の１に間引かれているため、逆フーリエ変換により生成された画像は折り返しのある画像（折り返し画像）となり、ＦＯＶは４分の１になる。いま、折り返しのないＦＯＶのサイズを２５６画素×２５６画素とすると、折り返し画像のＦＯＶのサイズは、２５６画素×６４画素になる。

【0090】

折り返し画像は、受信コイル１１０のコイル毎ごとの感度マップを使用し、展開処理を行うことで折り返しのない画像を取得することができる。

【0091】

図５は、マルチショットＥＰＩシーケンスの１回の撮像で取得したメインスキャン画像内の或る画素と、その画素から算出される展開後の画素との関係を行列表現で表わした図である。

【0092】

図５において、行列表現されている式の左辺は、１２個の取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）を示し、右辺は、コイル感度行列Ｃ、位相シフト行列Ａ、位相変動行列Ｐ、及び展開処理されて算出されるべき画像における、取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）に対応する４画素分の信号ｍ（ｍ^A－ｍ^D）を示す。ここで、信号ｍの上付きのＡ～Ｄは、ショット数Ｎ_sh×倍速率Ｒに対応し、本例では、４（＝Ｎ_sh×Ｒ）である。

【0093】

取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）は、受信コイル１１０の６チャンネル（Ｎ_ch＝６）×２ショット（Ｎ_sh＝２）で取得したエコー信号を逆フーリエ変換した、１２枚分の折り返し画像（２５６画素×６４画素）の同じ位置の画素の信号を示している。

【0094】

コイル感度行列Ｃは、６チャンネルの各コイルの空間的な感度を示す感度マップ（ｃ^A－ｃ₁ ^D，ｃ₂ ^A－ｃ₂ ^D、…、ｃ₆ ^A－ｃ₆ ^D）を示す行列である。尚、感度マップ（ｃ₁ ^A－ｃ^D～ｃ₆ ^A－ｃ₆ ^D）は、事前にリファレンススキャンを実行して計測し、メモリ２０４に記憶させておくことができる。

【0095】

この感度マップ（ｃ₁ ^A－ｃ^D～ｃ₆ ^A－ｃ₆ ^D）は、各コイルに対応した取得した折り返し画像（本例では、１２枚の折り返し画像）を展開処理し、折り返しのない１枚の画像を生成する際に使用される。本例では、折り返し数を超える１２個の冗長性のある取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）とコイル毎に感度が異なる感度マップ（ｃ₁ ^A－ｃ^D～ｃ₆ ^A－ｃ₆ ^D）とに基づいて、取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）に対応する折り返しのない画像上の４画素分の信号ｍ（ｍ^A－ｍ^D）を算出することができる。

【0096】

そして、折り返し画像における全ての画素（２５６画素×６４画素）の画素毎の取得信号（ｓ₁－ｓ_6,ｓ₁－ｓ₆）について、４画素分の信号ｍ（ｍ^A－ｍ^D）を算出することで、１枚の折り返しのない画像（２５６画素×２５６画素）を生成することができる。

【0097】

ｋ空間の位相エンコード方向に２分の１に間引いた測定データは、２回（Ｎ_sh）に分けて収集されるが、図５に示す位相シフト行列Ａ（ａ^A～ａ^D）は、ｋ空間を埋める２回分の測定データのｋ空間の配置誤差に対応する行列である。位相シフト行列Ａは、ｋ空間を埋める２回分の測定データ（メインエコー信号）に対応するナビエコー信号から再構成されるナビスキャン画像に基づいて算出することができる。

【0098】

図５において、位相変動行列Ｐ（ｐ^A～ｐ^D）は、２回（Ｎ_sh）に分けて収集される計測データ（エコー信号）の間の、被検体の体動に起因する位相変動を示す行列である。位相変動行列Ｐは、位相シフト行列Ａと同様にｋ空間を埋める２回分のメインエコー信号に対応するナビエコー信号から再構成されるナビスキャン画像に基づいて算出することができる。被検体の体動は不規則であるため、位相変動行列Ｐは、２回（Ｎ_sh）に分けて計測データ（エコー信号）を収集する毎に位相変動行列算出部２３４により算出される。

【0099】

いま、コイル感度行列Ｃ、位相シフト行列Ａ、及び位相変動行列Ｐを、行列Ｂ＝ＣＡＰとすると、図５に示した行列表現の中間画像Ｓは、次に行列式、

【0100】

【数1】

【0101】

（但し、ｉ：複数回の撮像の撮像番号を示すパラメータ）
で表すことができる。

【0102】

従来のＭＲＩ画像の再構成法は、マルチショットＥＰＩシーケンスによる１回の撮像毎に、［数１］式に対する解を算出し、次式により折り返し等を除去した画像ｍを算出する。

【0103】

【数2】

【0104】

［数２］式において、Σは、受信コイルの複数のチャンネル間のノイズ相関行列を示す。

【0105】

また、［数２］式において、ｍ，Ｓは、以下の通りある。
ｍ＝［ｍ_k］：折り返し等を除去した画像（列ベクトル）であり、ｋは、画素番号である。

【0106】

Ｓ＝［Ｓ_ij］：Ｎ_ch×Ｎ_shのコイル毎に取得した折り返し画像であり、ｉは、ショットｓｈ１，ｓｈ２におけるコイル番号、ｊは、画素番号である。

【0107】

図６は、従来の再構成法と本発明に係る再構成法との相違を数式で表したものである。尚、図６において、マルチショットＥＰＩシーケンスにしたがってＭＲＩ装置１００により被検体の同一スライスを複数回（本例では、４回）実行している。

【0108】

図６の左側は、上記従来の再構成法を示しており、４回のマルチショットＥＰＩシーケンスによる各撮像を示すパラメータをｉ（ｉ＝１～４）とすると、撮像毎に画像ｍ_iを、次式、

【0109】

【数3】

【0110】

により算出し、算出した画像ｍ_iを、次式、

【0111】

【数4】

に示すように加算平均することで１枚の最終画像ｍを生成する。

【0112】

これに対し、本発明に係る再構成法は、前述したように１回の撮像により１２枚（Ｎ_ch×Ｎ_sh）の折り返し画像（中間画像）Ｓ_i（ｉ＝１～４）を取得するが、従来技術のように個々の中間画像Ｓ_iの解を求めずに、全ての中間画像Ｓ₁～Ｓ_N（Ｎ＝４）に対する１つの共通解を算出する点で、従来の再構成法と相違する。

【0113】

即ち、共通解をＤとすると、共通解Ｄを、以下の［数５］式、

【0114】

【数5】

（但し、Ｂ_allは、行列Ｂ_i（ｉ＝１～Ｎ）を示す）
により求め、全ての中間画像をＳ_allとすると、画像Ｓ_allと共通解Ｄとに基づいて、以下の［数６］式、

【0115】

【数6】

により最終画像ｍを生成する。

【0116】

図４に示した共通解算出部２３６は、メモリ２０４に記憶させたコイル感度行列Ｃ、位相シフト行列Ａ、ノイズ相関行列Σ、及び位相変動行列算出部２３４により算出した位相変動行列Ｐと、中間画像Ｓ₁～Ｓ_Nとに基づいて、［数５］式に示す共通解（行列Ｄ）を算出する。

【0117】

そして、図４に示したＭＲＩ画像生成部２３８は、行列Ｄと行列Ｓ_allとから、［数６］式により１つの最終画像（ＭＲＩ画像）ｍを生成する。

【0118】

尚、上記実施形態では、［数５］式に示したように共通解Ｄを算出する場合に、受信コイルの複数のチャンネル間のノイズ相関行列（Σ）の逆行列（Σ^-1）を使用しているが、これに限らず、ノイズ相関行列（Σ）を使用せずに、次式、

【0119】

【数7】

により、共通解Ｄを算出するようにしてもよい。

【0120】

＜比較例＞
次に、従来の再構成法により生成されるＭＲＩ画像と、本発明に係る再構成法により生成されるＭＲＩ画像とを比較した比較例について説明する。

【0121】

図７は、従来の再構成法により生成された再構成画像（ＭＲＩ画像）及びＧ－ファクタ等を示す図である。

【0122】

図７に示す例では、マルチショットＥＰＩシーケンスによるショット数は４回であり、マルチショットＥＰＩシーケンスによる撮像回数は２回である。

【0123】

図７に示す３枚の再構成画像ＭＰＧ１、ＭＰＧ２、ＭＰＧ３は、それぞれＭＰＧパルスの印加方向がそれぞれ異なる３軸に対応する再構成画像である。また、３枚の再構成画像ＭＰＧ１、ＭＰＧ２、ＭＰＧ３は、被検体の６スライス目の画像である。

【0124】

また、マルチショットＥＰＩシーケンスによる撮像回数は２回（ＮＳＡ＝２）であり、各マルチショットＥＰＩシーケンスによるショット数は４回である。各再構成画像ＭＰＧ１、ＭＰＧ２、ＭＰＧ３に対応してそれぞれ４ショット×２ＮＳＡの撮像が行われており、４ショット×２ＮＳＡに対応する８枚のナビスキャン画像と、２ＮＳＡの２枚のＧ－ファクタを示すマップとが示されている。

【0125】

ここで、パラレルイメージング法によって分離された信号から成る分離後の画像（分離画像）のＳＮＲは、Ｇ－ファクタ(Geometry-factor）と呼ばれる指標に反比例することが知られている。空間的に重なり合った信号の位置における受信コイル間の感度の差が小さいとき、Ｇ－ファクタは増大し、ＳＮＲが低下する。Ｇ－ファクタは、画質を評価する指標といえる。

【0126】

Ｇ－ファクタは、次式により算出することができる。

【0127】

【数8】

【0128】

図７において、３軸目の再構成画像ＭＰＧ３に対応するＧ－ファクタが増大していること分かる。これは、３軸目のＭＰＧパルスの印加方向が、被検体の体動方向と同一又は近い方向となり、ＳＮＲが低下していると考えられる。

【0129】

図８は、従来の再構成法により生成された再構成画像及びＧ－ファクタマップと、本発明の再構成法により生成された再構成画像及びＧ－ファクタマップとを示す比較例である。

【0130】

図８に示す例では、マルチショットＥＰＩシーケンスによる撮像回数は４回である。

【0131】

図８には、従来の各ＮＳＡの４枚の画像及びＧ－ファクタマップ、及び４枚の画像を加算平均した１枚の再構成画像と、本発明の共通解に基づいて生成された再構成画像及びＧ－ファクタマップとが図示されている。

【0132】

従来の再構成法によるＧ－ファクタマップの最大値は9.3であったが、本発明の再構成法によるＧ－ファクタマップの最大値は1.5であった。

【0133】

このように本発明の再構成法によるＧ－ファクタは、従来の再構成法によるＧ－ファクタよりも小さく、ＳＮＲが改善されていると言える。

【0134】

図９は、従来の再構成法による全スライスのＧ－ファクタマップと本発明の再構成法による全スライスのＧ－ファクタマップとを示す図である。

【0135】

図９には、被検体の全スライス（１８スライス）の、ＭＰＧパルスの印加方向が異なる３軸（１軸、２軸、３軸）のＧ－ファクタマップが示されている。また、図９に示す例では、図８の場合と同様に、マルチショットＥＰＩシーケンスによる撮像回数は４回である。

【0136】

したがって、図９に示す従来の再構成法によるＧ－ファクタマップは、２１６枚（＝１８スライス×４ショット×３軸）であり、本発明の再構成法によるＧ－ファクタマップは、５４枚（＝１８スライス×１×３軸）である。

【0137】

図９に示す従来の再構成法によるＧ－ファクタマップは、１軸目及び２軸目に比べて３軸目が大きな値を示しているが、本発明の再構成法によるＧ－ファクタマップは、３軸のいずれの軸も低い値を示している。

【0138】

即ち、３軸目のＭＰＧパルスの印加方向が、被検体の体動方向と同一又は近い方向であると考えられる。そして、従来の再構成法では、３軸目の再構成画像のぼけ、アーチファクトが十分に除去されず、ＳＮＲが低くなっている。これに対し、本発明の再構成法では、３軸目の再構成画像のぼけ、アーチファクトが除去され、１軸目及びＳ２軸目と同様にＳＮＲが高くなっていることが分かる。

【0139】

図１０は、図９に示した本発明の再構成法によるＧ－ファクタマップのうちの一部（６スライスから１３スライス）の拡大図である。

【0140】

本発明の再構成法では、解の数に対する式の数を増やすことで、条件（＝Ｇ－ファクタ）を改善している。

【0141】

図１１は、マルチショットＥＰＩシーケンスのショット数Ｎ_shが３回の場合の各エコー信号が配置されるｋ空間を示す図である。

【0142】

３ショットにおける位相変動がない場合に対して、ショット間で同等の位相変動が発生する場合と、ショット間でランダムに位相変動が発生する場合とがある。位相のばらつきは、ｋ区間でのトラジェクトリのばらつきと考えることができ、本発明の再構成法では、ｋ空間のカバー率を改善するとも考えられる。

【0143】

本発明は、マルチショットシーケンスに限らず、シングルショットシーケンスに適用することができる。

【0144】

図１２は、シングルショットＥＰＩシーケンスの一例を示す図である。

【0145】

図１２（Ａ）は、ＲＦパルスの印加タイミングを示し、図１２（Ｂ）、（Ｃ）及び（Ｄ）は、それぞれスライス方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示し、図１２（Ｅ）は、エコー信号の取得タイミングを示す。

【0146】

シングルショットＥＰＩシーケンスにより撮像され、再構成されるＤＷＩのＳＮＲを向上させるために、シングルショットＥＰＩシーケンスを複数回実行し、被検体の同一スライスを複数回撮像させる。

【0147】

図１２に示すようにシングルショットＥＰＩシーケンスは、スライス選択傾斜磁場３０３とともに励起用ＲＦパルス３０１を印加した後、反転ＲＦパルス３０２をスライス選択傾斜磁場３０４とともに印加し、所望のスライスを励起する。この反転ＲＦパルス３０２の前後に強度の大きいＭＰＧパルス３０９を印加する。次いで、位相エンコード傾斜磁場３０５を印加した後、ブリップ状の位相エンコード傾斜磁場３０６と極性を反転させるリードアウト傾斜磁場３０７とを連続して印加し、反転するリードアウト傾斜磁場３０７の印加中にメインエコー信号３０８を収集する。

【0148】

尚、メインエコー信号３０８とは別に、ナビエコー信号を収集するようにしてもよい。この場合のナビエコー信号は、メインエコー信号３０８から再構成される再構成画像の歪み補正に使用することができる。

【0149】

また、本例のシングルショットＥＰＩシーケンスは、パラレルイメージング法を適用したシングルショットシーケンスである。即ち、パラレルイメージング法の倍速率Ｒを設定し、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引いた計測ラインは、倍速率Ｒに応じて位相エンコード方向に間引かれ、一度の計測で収集される。

【0150】

いま、シングルショットＥＰＩシーケンスに適用したパラレルイメージング法の倍速率Ｒを３（Ｒ＝３）とすると、ｋ空間の位相エンコード方向に１／Ｒに間引いた測定データは、ｋ空間の位相エンコード方向に３分の１に間引かれ、一度の計測で収集され、ｋ空間に配置される。

【0151】

シングルショットＥＰＩシーケンスの場合、マルチショットＥＰＩシーケンスと比較してｋ空間の配置誤差がないため位相シフト行列Ａの算出は省略することができる。また、ショット間の被検体の体動に起因する位相変動の影響がないため、位相変動行列Ｐの算出は省略することができる。したがって、前述した行列Ｂは、コイル感度行列Ｃのみ（Ｂ＝Ｃ）とすることができる。

【0152】

コイル感度行列Ｃは、事前にリファレンススキャンを実行して計測することができ、位相シフト行列Ａも一旦計測したものを共通に使用することができる。したがって、［数５］式、又は［数７］式に示した共通解Ｄは、事前に算出し、メモリ２０４に記憶させることができる。

【0153】

これにより、シングルショットＥＰＩシーケンスの場合には、複数回の撮像により取得した中間画像Ｓ_allと、共通解Ｄ(例えば、メモリ２０４から読み出した行列Ｄ)とに基づいて最終画像を生成することができる。

【0154】

［磁気共鳴イメージングシステムの作動方法］
図１３は、本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムの作動方法の実施形態を示すフローチャートである。

【0155】

図１３に示す磁気共鳴イメージングシステムの作動方法の各ステップの処理は、図１に示した制御装置２００のプロセッサ２０２により行われる処理に対応する。

【0156】

図１３において、プロセッサ２０２は、マルチショットＥＰＩシーケンスを実行する（ステップＳ１０）。マルチショットＥＰＩシーケンスのショット数をＮ_sh（Ｎ_sh：２以上の整数）、パラレルイメージング法の倍速率をＲ（Ｒ：１より大きな実数）とすると、Ｎ_sh×Ｒに応じてｋ空間の位相エンコード方向に１／（Ｎ_sh×Ｒ）に間引き、Ｎ_sh回に分けて、計測データをＭＲＩ装置１００から収集する（ステップＳ１２）。本例では、メインエコー信号とナビエコー信号のセットを取得する。

【0157】

プロセッサ２０２は、被検体の体動に起因する各計測データの間の位相変動を示す位相変動行列Ｐを、ナビエコー信号の情報に基づいて算出する（ステップＳ１４）。

【0158】

マルチショットＥＰＩシーケンスによる複数回の撮像回数をＮ（Ｎ：２以上の整数）回とすると、Ｎ回の撮像が終わったか否かを判定し、Ｎ回の撮像が終わるまで、ステップＳ１０からステップＳ１６の処理を繰り返す（ステップＳ１６）。

【0159】

次に、プロセッサ２０２は、コイル感度行列Ｃ、位相シフト行列Ａ、及びステップＳ１４で算出した位相変動行列Ｐを行列Ｂ（＝ＣＡＰ）としたときの、Ｎ回の撮像に対応する行列Ｂ_all（＝Ｂ₁～Ｂ_N）を求める（ステップＳ１８）。尚、コイル感度行列Ｃ、及び位相シフト行列Ａは、事前にリファレンススキャン等により計測し、メモリ２０４に記憶させたものを使用することができる。

【0160】

プロセッサ２０２は、計測データを逆フーリエ変換して全ての中間画像Ｓ_all（＝Ｓ₁～Ｓ_N）を算出する（ステップＳ２０）。

【0161】

続いて、プロセッサ２０２は、全ての中間画像Ｓ_allから１枚の最終画像ｍを生成する場合に使用する共通解（行列Ｄ）を、［数５］式又は［数７］式により算出する（ステップＳ２２）。

【0162】

最後にプロセッサ２０２は、１枚の最終画像ｍを、全ての中間画像Ｓ_allと行列Ｄとから、［数６］式により生成する（ステップＳ２４）。

【0163】

［その他］
本発明に適用される撮像シーケンスは、マルチショットＥＰＩシーケンス、シングルショットＥＰＩシーケンスに限らず、種々のシーケンスを適用し、画像再構成について公知の技術を組み合わせる等種々の変更が可能である。

【0164】

また、本実施形態において、例えば、ＣＰＵ等の各種の処理を実行する処理部（processing unit）のハードウェア的な構造は、次に示すような各種のプロセッサ（processor）である。各種のプロセッサには、ソフトウェア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）などの特定の処理を実行させるために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路などが含まれる。

【0165】

１つの処理部は、これら各種のプロセッサのうちの１つで構成されていてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサ（例えば、複数のＦＰＧＡ、あるいはＣＰＵとＦＰＧＡの組み合わせ）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアントやサーバなどのコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウェアの組合せで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態がある。第２に、システムオンチップ（System On Chip：ＳｏＣ）などに代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態がある。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサを１つ以上用いて構成される。

【0166】

また、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子などの回路素子を組み合わせた電気回路（circuitry）である。

【0167】

更に、本発明は上述した実施形態に限定されず、本発明の精神を逸脱しない範囲で種々の変形が可能であることは言うまでもない。

【符号の説明】

【0168】

１０ 磁気共鳴イメージングシステム
１００ ＭＲＩ装置
１０２ 被検体
１０４ 静磁場発生磁石
１０６ 傾斜磁場コイル
１０８ 送信コイル
１１０ 受信コイル
１１２ 高周波磁場発生器
１１４ 受信器
１１６ 傾斜磁場電源
１１８ シーケンサ
２００ 制御装置
２０２ プロセッサ
２０４ メモリ
２０６ 入出力インターフェース
２０８ 表示器
２１０ 操作部

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】