磁共振成像裝置的制造方法
【技術領域】
[0001] 本發明的實施方式涉及磁共振成像裝置。
【背景技術】
[0002] 磁共振成像是通過其拉莫爾（Larmor)頻率的RF (Radio Frequency :射頻）脈沖 磁性地激發載置于靜磁場中的被檢體的原子核自旋，根據伴隨著該激發而產生的磁共振信 號生成圖像的攝像法。
[0003] 另外，作為基于磁共振成像的攝像法之一，存在EPI (Echo Planar Imaging :回波 平面成像）。EPI是在施加了激發脈沖之后，一邊使極性反轉，一邊快速且連續地施加讀出 傾斜磁場，從而連續地產生多個回波信號的高速攝像法。在EPI中，知道由于靜磁場的不均 勻性等而產生N/2偽影，以往，提出了用于減少N/2偽影的方法。
[0004] 現有技術文獻
[0005] 專利文獻
[0006] 專利文獻1 :日本特開2001-327480號公報

【發明內容】

[0007] 本發明要解決的問題在于，提供一種在高速攝像下能夠提高畫質的磁共振成像裝 置。
[0008] 實施方式所涉及的磁共振成像裝置具備序列控制部和圖像生成部。序列控制部控 制通過在施加了激發脈沖之后一邊使極性反轉一邊連續地施加讀出傾斜磁場，從而連續地 產生多個回波信號的脈沖序列的執行，通過并行成像來收集多個信道對應量的回波信號。 圖像生成部從連續地收集到的多個回波信號中，提取第偶數個收集到的回波信號組以及第 奇數個收集到的回波信號組的至少一方，使用提取出的多個信道對應量的回波信號組和多 個信道對應量的靈敏度分布，生成偶數圖像以及奇數圖像的至少一方。
【附圖說明】
[0009] 圖1是表示第1實施方式所涉及的MRI裝置的結構的功能性框圖。
[0010] 圖2是表示基于第1實施方式中的EPI的脈沖序列的圖。
[0011] 圖3是用于說明在第1實施方式中減少的N/2偽影的圖。
[0012] 圖4是用于說明在第1實施方式中減少的N/2偽影的圖。
[0013] 圖5是用于說明基于第1實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0014] 圖6是用于說明第2實施方式中的"相位校正"的圖。
[0015] 圖7是用于說明第2實施方式中的"相位校正"的圖。
[0016] 圖8是用于說明基于第2實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0017] 圖9是用于說明第2實施方式中的相位校正量的導出的圖。
[0018] 圖10是用于說明第2實施方式中的相位校正的圖。
[0019] 圖11是用于說明基于第2實施方式的變形例所涉及的圖像生成部的處理的圖。 [0020] 圖12是用于說明基于第2實施方式的變形例所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0021] 圖13是用于說明基于第3實施方式所涉及的序列控制部的處理的圖。
[0022] 圖14是用于說明基于第3實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0023] 圖15是用于說明基于第3實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0024] 圖16是用于說明基于第4實施方式所涉及的序列控制部的處理的圖。
[0025] 圖17是用于說明基于第4實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0026] 圖18是用于說明第4實施方式中的相位差映射的適用范圍的調整的圖。
[0027] 圖19是用于說明第4實施方式中的相位差映射的適用范圍的調整的圖。
[0028] 圖20是用于說明基于第4實施方式所涉及的圖像生成部的處理的圖。
[0029] 圖21是用于說明基于第4實施方式的變形例所涉及的序列控制部的處理的圖。 [0030] 圖22A是用于說明實施方式中的各種圖像的圖。
[0031] 圖22B是用于說明實施方式中的各種圖像的圖。
【具體實施方式】
[0032] 以下，參照附圖，說明實施方式所涉及的磁共振成像裝置（以下，適當地稱為 "MRI (Magnetic Resonance Imaging)裝置")。另外，實施方式并不限定于以下的實施方式。 另外，在原則上，在各實施方式中說明的內容也同樣能夠適用于其他的實施方式。
[0033] (第1實施方式）
[0034] 圖1是表示第1實施方式所涉及的MRI裝置100的結構的功能性框圖。如圖1所 示，MRI裝置100具備靜磁場磁鐵101、靜磁場電源102、傾斜磁場線圈103、傾斜磁場電源 104、床105、床控制部106、發送線圈107、發送部108、接收線圈陣列109、接收部110、序列 控制部120、以及計算機130。另外，在MRI裝置100中不包含被檢體P (例如，人體）。另 外，圖1所示的構成只不過是一個例子。例如，序列控制部120以及計算機130內的各部還 可以適當地統合或分離來構成。
[0035] 靜磁場磁鐵101是形成中空的圓筒形的磁鐵，在內部的空間中產生靜磁場。靜磁 場磁鐵101例如是超導磁鐵等，從靜磁場電源102接受電流的供給并激發。靜磁場電源102 向靜磁場磁鐵101供給電流。另外，靜磁場磁鐵101可以是永久磁鐵，此時，MRI裝置100也 可以不具備靜磁場電源102。另外，靜磁場電源102也可以不安裝于MRI裝置100。
[0036] 傾斜磁場線圈103是形成為中空的圓筒形的線圈，被配置在靜磁場磁鐵101的內 偵k傾斜磁場線圈103由與相互正交的X、Y、以及Z的各軸對應的三個線圈組合而形成，這 三個線圈從傾斜磁場電源104獨立地接受電流的供給，產生磁場強度沿著Χ、Υ、以及Z的各 軸發生變化的傾斜磁場。由傾斜磁場線圈103產生的Χ、Υ、以及Z的各軸的傾斜磁場例如是 切片用傾斜磁場Gs、相位編碼用傾斜磁場Ge、以及讀出用傾斜磁場Gr。傾斜磁場電源104 向傾斜磁場線圈103供給電流。
[0037] 床105具備載置被檢體P的頂板105a，在床控制部106的控制下，將頂板105a在 載置有被檢體P的狀態下向傾斜磁場線圈103的空洞（攝像口）內插入。通常，床105被 設置成長度方向與靜磁場磁鐵101的中心軸平行。床控制部106在計算機130的控制下， 驅動床105使頂板105a向長度方向以及上下方向移動。
[0038] 發送線圈107被配置在傾斜磁場線圈103的內側，從發送部108接受RF脈沖的供 給，產生高頻磁場。發送部108將與由作為對象的原子的種類以及磁場強度決定的拉莫爾 頻率對應的RF脈沖向發送線圈107供給。
[0039] 接收線圈陣列109被配置在傾斜磁場線圈103的內側，接收由于高頻磁場的影響 而從被檢體P發出的磁共振信號（以下，適當地稱為"MR信號"）。當接收到MR信號時，接 收線圈陣列109將接收到的MR信號向接收部110輸出。另外，在第1實施方式中，接收線 圈陣列109具有一個以上線圈元件，典型的情況是具有多個線圈元件。
[0040] 另外，上述的發送線圈107以及接收線圈陣列109只不過是一個例子。通過組合 只具備發送功能的線圈、只具備接收功能的線圈、或者具備發送接收功能的線圈中的一個 或多個來構成即可。
[0041] 接收部110檢測從接收線圈陣列109輸出的MR信號，根據檢測到的MR信號生成 MR數據。具體而言，接收部110通過對從接收線圈陣列109輸出的MR信號進行數字變換來 生成MR數據。另外，接收部110將所生成的MR數據向序列控制部120發送。另外，接收部 110也可以設置于具備靜磁場磁鐵101或傾斜磁場線圈103等的架臺裝置側。
[0042] 在此，在第1實施方式中，從接收線圈陣列109的各線圈元件輸出的MR信號通過 適當地分配合成，從而以被稱為信道等的單位向接收部110輸出。因此，MR數據在接收部 110以后的后一級的處理中按每個信道進行處理。線圈元件的總數與信道的總數的關系有 時相同，也有時信道的總數比線圈元件的總數少，或者相反，信道的總數比線圈元件的總數 多。以下，當如"各信道"或"每個信道"那樣標記時，表示該處理可以按每個線圈元件進行， 或者也可以按被分配合成了線圈元件的每個信道進行。另外，分配合成的定時并不限定于 上述的定時。直到基于后述的控制部133的處理之前，MR信號或MR數據按每一信道單位 進行分配合成即可。
[0043] 序列控制部120通過根據從計算機130發送的序列信息，驅動傾斜磁場電源104、 發送部108以及接收部110,從而對被檢體P進行攝像。在此，序列信息是對用于進行攝 像的步驟進行定義的信息。在序列信息中，定義了傾斜磁場電源104向傾斜磁場線圈103 供給的電流的強度或供給電流的定時、發送部108向發送線圈107供給的RF脈沖的強度 或施加 RF脈沖的定時、以及接收部110檢測MR信號的定時等。例如，序列控制部120是 ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)等集成電路、CPU (Central Processing Unit)、MPU (Micro Processing Unit)等電 子電路。
[0044] 圖2是表示基于第I實施方式中的EPI的脈沖序列的圖。在此，在EPI中，存在 使用收集在施加了激發脈沖以及重新會聚脈沖之后產生的自旋回波信號的SE(Spin Echo) 法的"SE-EPI"、使用收集在施加激發脈沖之后產生的回波信號的FE (Field Echo)法的 "FE-EPI"、以及使用FFE(Fast FE)法的"FFE-EPI"等。另外，在EPI中，存在組合多次施加 激發脈沖而得到的回波鏈的數據而生成一張圖像的"多次激發（multi-shot)EPI"或只通過 施加一次激發脈沖來生成一張圖像的"單次激發（single-shot)EPI"等。其中，在第1實施 方式中，假設單次激發的SE-EPI來進行說明，但實施方式并不限定于此，還能夠適用于其 他的EPI。
[0045] 如圖2所示，序列控制部120通過控制各部，從而作為激發脈沖施加 90°脈沖，并 且施加切片用傾斜磁場Gs來選擇性地激發切片面內的磁化，接著施加180°脈沖。接下來， 序列控制部120對與切片面平行的方向，一邊對讀出用傾斜磁場Gr進行轉換（switching) (使極性反轉）一邊高速且連續地施加，同時對與切片用傾斜磁場Gs平行且與讀出用傾斜 磁場Gr正交的方向，施加相位編碼用傾斜磁場Ge。這樣，序列控制部120在由90°脈沖激 發的切片面內的橫向磁化緩和的時間內，一邊對讀出用傾斜磁場Gr進行轉換一邊高速且 連續地施加，從而連續地產生基于磁共振的多個MR信號（回波信號）。其結果為，序列控制 部120能夠高速地收集切片面的數據。另外，連續地收集到的多個回波信號中的第奇數個 取集到的回波信號和第偶數個收集到的回波信號中，被配置在K空間內時方向不同。在包 含第1實施方式的以下的實施方式中，圖像生成部136根據需要使第奇數個取集到的回波 信號或第偶數個收集到的回波信號的方向反轉，在使兩者的方向一致的基礎上進行各種處 理。
[0046] 另外，序列控制部120驅動傾斜磁場電源104、發送部108以及接收部110對被檢 體P進行攝像的結果為，當從接收部110接收到MR數據時，將接收到的MR數據向計算機 130轉送。
[0047] 計算機130進行MRI裝置100的整體控制、圖像的生成等。計算機130具備接口 部131、存儲部132、控制部133、輸入部134、顯示部135、以及圖像生成部136。另外，控制 部133具備配置部133a。
[0048] 接口部131將序列信息向序列控制部120發送，從序列控制部120接收MR數據。 另外，當接收到MR數據時，接口部131將接收到的MR數據保存于存儲部132。保存于存儲 部132的MR數據通過配置部133a配置于k空間。其結果為，存儲部132存儲多個信道對 應量的k空間數據。
[0049] 存儲部132存儲由接口部131接收到的MR數據、由配置部133a配置于k空間的 k空間數據、以及由圖像生成部136生成的圖像數據等。例如，存儲部132是RAM (Random Access Memory)、閃存存儲器等半導體存儲器元件、硬盤、光盤等。
[0050] 輸入部134接受來自操作者的各種指示、信息輸入。輸入部134例如是鼠標或軌跡 球等定位設備、模式切換開關等選擇設備、或鍵盤等輸入設備。顯示部135在控制部133的 控制下，顯示頻譜數據、圖像數據等各種信息。顯示部135例如是液晶顯示器等顯示設備。
[0051] 控制部133進行MRI裝置10