(57)【要約】【課題】ＭＲＩ装置による撮影であって、静磁場分布の不均一度の高い領域や、シミングでは補正できない領域の撮影において、容易に良好な画像を得ることができる技術を提供する。【解決手段】所定の条件を満たす領域で、撮影断面をサイズはそのままで、その位置および角度を変更し、最も静磁場分布の均一度の良い位置および角度を探索する。見つけ出した位置および角度の断面を撮影断面に設定する。例えば、撮影断面より大きい、撮影を許可可能な領域を設定し、その範囲内で探索する。【選択図】  図８
2010035991.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する照射手段と、高周波磁場パルスの照射により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記静磁場の均一度を調整するための磁場を発生するシム磁場発生手段と、前記照射手段、前記傾斜磁場発生手段及び前記受信手段を所定のパルスシーケンスに従って動作させて設定された撮影断面の撮影を実行する制御手段と、前記核磁気共鳴信号から前記撮影断面の画像を再構成する画像再構成手段と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、
ユーザから、前記撮影断面を探索する条件である断面探索条件の入力を受け付ける探索条件受付手段と、
前記断面探索条件を満たし、静磁場均一度が最良の撮影断面を決定する最良断面決定手段と、を備え、
前記制御手段は、前記最良断面決定手段で決定された断面を、前記撮影断面として撮影を実行すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記最良断面決定手段は、
前記断面探索条件を満たす範囲の静磁場の強度の分布である静磁場強度分布を算出する静磁場強度分布算出手段を備え、
前記撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を、前記断面探索条件を満たす範囲で変化させ、各位置および角度において、前記静磁場強度分布を用いて前記静磁場強度の均一度の指標を算出し、前記均一度が最良となる位置および角度を有する断面を前記最良の撮影断面として決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
表示装置をさらに備え、
前記最良断面決定手段は、決定した前記静磁場均一度が最良の断面を前記表示装置に表示すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記探索条件受付手段は、前記断面探索条件として、前記撮影断面より大きいサイズを有する領域であって、撮影を許容する領域を探索範囲として受け付け、
前記最良断面決定手段は、前記探索範囲内で、前記撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を変化させて静磁場均一度が最良の断面を決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項５】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記探索条件受付手段は、前記撮影断面より小さいサイズを有する領域を包含領域として受け付け、
前記最良断面決定手段は、前記撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を、前記包含領域を含む位置で変化させて、静磁場均一度が最良の断面を決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項６】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記探索条件受付手段は、前記撮影断面より小さいサイズを有する領域を非包含領域として受け付け、
前記最良断面決定手段は、前記撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を、前記非包含領域を含まない位置で変化させて、静磁場均一度が最良の断面を決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項７】
請求項２記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記最良断面決定手段は、当該位置および角度における前記断面の前記静磁場強度分布のヒストグラムから、当該位置および角度における前記断面の静磁場強度分布の標準偏差を前記指標として算出し、当該標準偏差が最小となる位置および角度を有する断面を前記静磁場均一度が最良の断面と決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項８】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記最良断面決定手段は、
前記探索条件を満たす範囲で、前記撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を変化させ、各位置および角度で、当該断面内の磁気共鳴スペクトルを計測し、前記磁気共鳴スペクトルの半値幅が最小となる位置および角度を有する断面を、前記最良の撮影断面として決定すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項９】
請求項１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
表示装置をさらに備え、
前記探索条件受付手段は、前記表示装置に表示された位置決め画像を介して前記断面探索条件の入力を受け付けること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項１０】
請求項２記載の磁気共鳴撮影装置であって、
表示装置をさらに備え、
前記最良断面決定手段は、前記表示装置に表示された位置決め画像を介して、前記位置および角度を変化させる断面の入力を受け付けること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項１１】
被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する照射手段と、高周波磁場パルスの照射により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記静磁場の均一度を調整するための磁場を発生するシム磁場発生手段と、前記照射手段、前記傾斜磁場発生手段及び前記受信手段を所定のパルスシーケンスに従って動作させて設定された撮影断面の撮影を実行する制御手段と、前記核磁気共鳴信号から前記撮影断面の画像を再構成する画像再構成手段と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、
ユーザから、前記撮影断面を探索する条件である断面探索条件の入力を受け付ける探索条件受付手段と、
前記探索条件を満たす範囲の静磁場の強度の分布である静磁場強度分布を算出する静磁場強度分布算出手と、
前記断面探索条件を満たす範囲で撮影断面と同じサイズの断面の位置および角度を変化させ、各位置および角度において、前記静磁場強度分布を用いて前記静磁場強度の均一度の指標を算出する指標算出手段と、
前記算出した指標と、当該指標を算出した断面の位置および角度とを表示する表示手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項１２】
請求項１１記載の磁気共鳴撮影装置であって、
前記表示手段に表示されている断面を、撮影断面とする指示をユーザから受け付ける入力手段をさらに備え、
前記制御手段は、前記入力手段で指示された断面を、前記撮影断面として撮影を実行すること
を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮影（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）装置における撮影断面を決定する技術に関する。特に、静磁場不均一に鋭敏なＭＲＩ、ＭＲスペクトロスコピー、および、ＭＲスペクトロスコピックイメージング測定における撮影断面を決定する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に対し、特定周波数の高周波磁場を照射することにより、被検体を構成する物質に磁気共鳴現象を引き起こし、被検体から発生する核磁気共鳴信号を利用して、物質の化学的・物理的な情報を画像化する。このＭＲＩ装置において、超高速撮影法や磁気共鳴スペクトロスコピックイメージング（以下、ＭＲＳＩ）法等を用いて磁気共鳴信号を計測して画像化（撮影）を行う場合、他の撮影では問題にならない数ｐｐｍ以下の静磁場の強度分布の不均一により、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）やスペクトル分解能が著しく劣化することがある。そのため、これらの撮影では、撮影対象領域の静磁場の強度分布の均一性を向上させるよう調整することが重要である。
【０００３】
一般に、静磁場は、静磁場発生用磁石により生じる。この静磁場の強度分布は、磁石自身の特性、周辺の磁性体による影響、検査対象である被検体自身の透磁率分布等によって歪められる。そのため、上記の調整では、静磁場中に被検体が置かれた状態で行うことが望ましい。
【０００４】
静磁場の強度分布（静磁場分布）の調整法には、例えば、静磁場発生用磁石内に通常内蔵されているシムコイルを用いるシミングと呼ばれるものがある。シムコイルは複数チャンネルの磁場発生機構である。シミングでは、このシムコイルが発生する様々な特性のシム磁場、および、傾斜磁場コイルが発生するオフセット磁場を、静磁場発生用磁石による静磁場に重畳し、静磁場分布が均一になるよう調整する（例えば、特許文献１または非特許文献１参照。）。
【０００５】
静磁場分布の不均一性は、被検体によって異なるだけでなく、部位によっても異なる。例えば、頭蓋底、小脳付近では、静磁場分布の不均一は、他の領域に比べて大きい。また、同じ部位内であっても、撮影領域内で異なる。さらに、頭部の場合、鼻腔や耳腔付近など、空気と生体組織との磁化率の違いから、シミングでは静磁場分布の不均一を補正できない領域がある。静磁場分布の不均一度の高い領域や、シミングでは不均一を補正できない領域で超高速撮影法やＭＲＳＩ法による撮影を行う場合、オペレータは、一度撮影してから、静磁場分布の不均一による画像の劣化に応じて撮影領域を小さくしたり、手動調整でシミングを行なったり、ＯＶＳ（Ｏｕｔｅｒ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｓｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ）といった調整を行い、再撮影している（例えば、非特許文献２参照。）。
【０００６】
【特許文献１】特開平８−２７５９２９号公報
【非特許文献１】Ｍ．Ｇ．Ｐｒａｍｍｅｒ，ｅｔ  ａｌ．”Ａ  Ｎｅｗ  Ａｐｐｒｏａｃｈ  ｔｏ  Ａｕｔｏｍａｔｉｃ  Ｓｈｉｍｍｉｎｇ”Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ、７７巻、４０−５２頁（１９８８年）
【非特許文献２】Ｊ．Ｈ．Ｄｕｙｎ、ｅｔ  ａｌ．”Ｍｕｌｔｉｓｅｃｔｉｏｎ  Ｐｒｏｔｏｎ  ＭＲ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｂｒａｉｎ”  Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、１８８巻、２７７−２８２頁（１９９３年）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかし、撮影対象の領域が、静磁場分布の不均一性の大きいものであるかどうか、シミングで調整可能な領域であるかどうか、といった判断には、経験を要する。また、そのような領域のために行う再調整も経験を要する。従って、経験の浅いオペレータにとっては、良好な画像を得ることは困難である。特に、所定の領域内で最も静磁場分布の均一度の高い範囲を選択して撮影断面として設定することは、良好な画像を得るためには、最も効果的である。しかし、経験の浅いオペレータにとってはその選択は困難であり、撮影断面を再設定してから計測を行っても、良好な画像を得られる保証はない。
【０００８】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、静磁場分布の不均一度の高い領域や、シミングでは補正できない領域の撮影において、容易に良好な画像を得ることができる技術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】
【０００９】
本発明は、所定の条件を満たす領域で、撮影断面の位置および角度を変更し、最も静磁場分布の均一度の良い位置および角度の撮影断面を探索し、見つけ出した断面を撮影断面に設定する。
【００１０】
具体的には、被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁場パルスを照射する照射手段と、高周波磁場パルスの照射により前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号に位置情報を付加するための傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、前記静磁場の均一度を調整するための磁場を発生するシム磁場発生手段と、前記照射手段、前記傾斜磁場発生手段及び前記受信手段を所定のパルスシーケンスに従って動作させて設定された撮影断面の撮影を実行する制御手段と、前記核磁気共鳴信号から前記撮影断面の画像を再構成する画像再構成手段と、を備える磁気共鳴撮影装置であって、ユーザから、前記撮影断面を探索する条件である断面探索条件の入力を受け付ける探索条件受付手段と、前記断面探索条件を満たし、静磁場均一度が最良の撮影断面を決定する最良断面決定手段と、を備え、前記制御手段は、前記最良断面決定手段で決定された断面を、前記撮影断面として撮影を実行することを特徴とする磁気共鳴撮影装置を提供する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、静磁場分布の不均一度の高い領域や、シミングでは補正できない領域の計測において、容易に良好な画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。本発明の実施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し、その繰り返しの説明は省略する。ＭＲＩ装置の実施の形態を、図面を参照して説明する。
【００１３】
図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の外観図である。図１（ａ）は、ソレノイドコイルで静磁場を生成するトンネル型磁石を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置１００である。図１（ｂ）は、開放感を高めるために磁石を上下に分離したハンバーガー型（オープン型）の垂直磁場方式のＭＲＩ装置２００である。また、図１（ｃ）は、図１（ａ）と同じトンネル型磁石を用い、磁石の奥行を短くし且つ斜めに傾けることによって、開放感を高めたＭＲＩ装置３００である。本実施形態では、これらの外観を有するＭＲＩ装置のいずれを用いることもできる。なお、これらは一例であり、本実施形態のＭＲＩ装置はこれらの形態に限定されるものではない。本実施形態では、装置の形態やタイプを問わず、公知の各種のＭＲＩ装置を用いることができる。以下、特に区別する必要がない場合は、ＭＲＩ装置１００で代表する。
【００１４】
図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の機能構成図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、被検体１が置かれる空間に、静磁場を生成する静磁場コイル２と、静磁場に直交する三方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場コイル３と、静磁場分布を調整するシムコイル４と、被検体１の計測領域に対し高周波磁場を照射する計測用高周波コイル５（以下、単に送信コイルという）と、被検体１から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信用高周波コイル６（以下、単に受信コイルという）とを備える。
【００１５】
静磁場コイル２は、図１に示した各ＭＲＩ装置１００、２００、３００の構造に応じて、種々の形態のものが採用される。傾斜磁場コイル３及びシムコイル４は、それぞれ傾斜磁場用電源部１２及びシム用電源部１３により駆動される。なお、本実施形態では、送信コイル５と受信コイル６とに別個のものを用いる場合を例にあげて説明するが、送信コイル５と受信コイル６との機能を兼用する１のコイルで構成してもよい。送信コイル５が照射する高周波磁場は、送信機７により生成される。受信コイル６が検出した核磁気共鳴信号は、受信機８を通して計算機９に送られる。
【００１６】
シーケンス制御装置１４は、傾斜磁場発生コイル３の駆動用電源である傾斜磁場用電源部１２、シムコイル４の駆動用電源であるシム用電源部１３、送信機７及び受信機８の動作を制御し、傾斜磁場、高周波磁場の印加および核磁気共鳴信号の受信のタイミングを制御する。制御のタイムチャートはパルスシーケンスと呼ばれ、撮影方法によって予め設定され、後述する記憶装置１１に格納される。
【００１７】
計算機９は、前記シーケンス制御装置１４を動作させ、撮影を行うとともに、得られた核磁気共鳴信号に対して様々な演算処理を行い画像情報やスペクトル情報を生成する。また、本実施形態では、静磁場分布の均一度が最良の撮影断面の位置および角度を決定するための演算も行う。
【００１８】
計算機９には、ディスプレイ１０、記憶装置１１、入力装置１５などが接続される。上述した撮影領域の算出も含む演算処理に用いられる各種のデータおよび演算処理により得られる各種のデータは、記憶装置１１に記憶される。ディスプレイ１０は、演算処理で得られた結果等をオペレータに表示するインタフェースである。入力装置１５は、撮影条件などの本実施形態で行われる演算処理に必要な条件、パラメータ等をオペレータが入力するためのインタフェースである。入力された条件、パラメータ等は、必要に応じて記憶装置１１に記録される。
【００１９】
なお、本実施形態では、計算機９は、撮影、上記画像情報やスペクトル情報の生成および静磁場分布の均一度が最良の撮影断面の位置および角度の決定を実現するために、撮影制御部、画像再構成部、シミング部および最良断面決定部を備える。これらの機能は、記憶装置１１が保持するプログラムを、計算機９を構成するＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。
【００２０】
撮影制御部は、記憶装置１１に格納されたパルスシーケンスに従ってシーケンス制御装置１４に各部を動作させ、所望の撮影断面の画像を再構成するために必要な核磁気共鳴信号を取得する。ここで、本実施形態のＭＲＩ装置２０で実行されるパルスシーケンスの一例について説明する。ここでは、代謝物質を画像化する、公知の領域選択型ＭＲＳＩのパルスシーケンス（以降、ＭＲＳＩパルスシーケンスと呼ぶ）を例にあげて説明する。
【００２１】
図３は、ＭＲＳＩパルスシーケンス図である。本図において、ＲＦは高周波磁場パルスの印加タイミングを示している。Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、それぞれ、ｘ、ｙ、ｚ方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示している。Ａ／Ｄは信号の計測期間Ｔｐ１を示している。ＭＲＳＩパルスシーケンスでは、１つの励起パルスＲＦ１と２つの反転パルスＲＦ２、ＲＦ３とを用いて、所定の関心領域（撮影断面）を選択的に励起し、この関心領域（撮影断面）からＦＩＤ信号（自由誘導減衰）ＦＩＤ１を得る。
【００２２】
図３のＭＲＳＩパルスシーケンスに従ってシーケンス制御装置１４が各部の動作を制御することにより励起される領域を図４に示す。図４は、本撮影に先立って計測される位置決め用スカウト画像であって、それぞれ、図４（ａ）はトランス像、図４（ｂ）はサジタル像、図４（ｃ）はコロナル像である。以下、各部の動作と励起される領域との関係を図３および図４を用いて説明する。
【００２３】
まず高周波磁場ＲＦ１とz方向の傾斜磁場パルスＧｓ１、Ｇｓ１’とを印加して、ｚ方向の断面４０１を励起する。ＴＥ／４（ここで、ＴＥはエコー時間）時間後に、高周波磁場ＲＦ２とｙ方向の傾斜磁場パルスＧｓ２とを印加する。その結果、ｚ方向の断面４０１とｙ方向の断面４０２とが交差する領域における核磁化の位相のみが戻る。続いて、高周波磁場ＲＦ２印加からＴＥ／２後に高周波磁場ＲＦ３とｘ方向の傾斜磁場パルスＧｓ３とを印加する。それによって、ｚ方向の断面４０１、ｙ方向の断面４０２、ｘ方向の断面４０３が交差する関心領域（撮影断面）４０４における核磁化の位相のみが戻り、ここから自由誘導減衰信号ＦＩＤ１が生じる。この自由誘導減衰信号ＦＩＤ１を計測する。なお各方向の傾斜磁場パルスＧｄ１〜Ｇｄ３およびＧｄ１’〜Ｇｄ３’は、高周波磁場ＲＦ１で励起された核磁化の位相は乱さず、ＲＦ２、ＲＦ３で励起された核磁化の位相をディフェイズするための傾斜磁場である。また、高周波磁場ＲＦ３の後には、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ１、Ｇｐ２を印加する。
【００２４】
画像再構成部は、撮影制御部が取得した核磁気共鳴信号（自由誘導減衰信号ＦＩＤ１）に対してフーリエ変換を施し、図４に示す関心領域（撮影断面）４０４に含まれる各代謝物質の分布画像を得る。
【００２５】
シミング部は、公知のシミング方法により、静磁場分布を調整する。具体的には、まず模擬試料を撮影対象として、各シムコイルの電流値を微小に変えた前後の位相画像から、電流値に対する磁場変化量を算出し、各傾斜磁場コイル３および各シムコイル４の電流‐静磁場分布特性を示すリファレンス画像（電流磁場特性分布行列）を予め得る。ここでは、１つのシムコイルに関し、電流値を変えながら、少なくとも２回以上計測を行い、リファレンス画像を得る。そして、得られたリファレンス画像（電流磁場特性分布行列）は、パラメータとして、記憶装置１１に記憶される。次いで、被検体を挿入してシミング対象のターゲット画像として、被検体内の静磁場分布画像を得る。そして、リファレンス画像から得られた各傾斜磁場コイル３及び各シムコイル４の電流‐静磁場分布特性に基づいて、各コイルに流す電流値であって、被検体内の静磁場分布を均一にする電流値を算出する。算出結果は、撮影パラメータとして記憶装置１１に記憶する。シーケンス制御装置１４は、この算出結果に従って各シムコイル４に電流を流すようシム用電源部１３を制御する。
【００２６】
このときに用いられるリファレンス画像及びターゲット画像は、一般に、位相画像が用いられる。位相画像は、スピンエコータイムとグラディエントエコータイムとをΔｔずらした変形スピンエコーシーケンスや、異なるエコータイムを設定したグラディエントエコー法等を用いて撮影される。すなわち、エコータイムＴＥをＴ０（Δｔ＝０）に設定した計測と、ＴＥをＴ０＋Δｔ（Δｔ≠０）に設定した計測とを行い、異なる位相情報を含む２組の核磁気共鳴画像を取得し、その２組の核磁気共鳴画像から求める。なお、本実施形態では、リファレンス画像およびターゲット画像は、シミング部からの指示に応じて、撮影制御部および画像再構成部により取得される。取得されたリファレンス画像およびターゲット画像から、シミング部は、電流値を算出する。
【００２７】
最良断面決定部は、予め定められた条件を満たす範囲で、撮影断面を様々に変化させ、静磁場分布の均一度が最良の撮影断面の位置および角度を決定する。そして、決定した位置および角度の撮影断面の撮影を実現可能な撮影パラメータを特定する。
【００２８】
次に、本実施形態のＭＲＩ装置１００において、これらの各機能を用いてＭＲＩ画像取得する手順を説明する。図５は、本実施形態のＭＲＩ画像取得処理の処理フローである。
【００２９】
まず、撮影制御部および画像再構成部は、本撮影の撮影断面を決定するための位置決め画像（位置決め用スカウト画像）を取得する（ステップＳ５０１）。本実施形態の位置決め用スカウト画像は、ディスプレイ１０に表示され、オペレータが撮影断面を決定する際に参照するものである。従って、高精度の画像である必要はなく、例えば、短時間で計測できるグラディエントエコー（以下、ＧＥ）法を用いて、ＸＹ、ＹＺ、ＺＸ平面の３断面の画像を取得する。位置決め用スカウト画像を取得するパルスシーケンスおよび各種の撮影パラメータは、予め記憶装置１１に保持される。また、位置決め用スカウト画像の取得は、ユーザからの開始の指示に従って行われる。
【００３０】
次に、シミング部は、位置決め用スカウト画像から所望する領域の静磁場均一度を補正するためのシミングを行う。ここでは、公知のシミング方法を用いる（ステップＳ５０２）。なお、シミングは、画像再構成部から、位置決め用スカウト画像の再構成処理が終了した旨の通知を受けて、自動的に開始するよう構成してもよいし、ユーザからの指示を受けて開始するよう構成してもよい。
【００３１】
次に、最良断面決定部は、最良断面決定処理を行い、予め定められた条件（探索条件）を満たす範囲で、静磁場均一度が最良になる撮影断面の位置および角度を決定する（ステップＳ５０３）。そして、決定した位置および角度でその撮影断面の撮影が可能となる撮影パラメータを記憶装置１１に格納する。撮影断面の位置および角度を決定する最良断面決定処理の詳細については後述する。なお、最良断面決定処理は、シミング部からシミングの終了の通知を受けて、自動的に開始するよう構成してもよいし、ユーザからの指示を受けて開始するよう構成してもよい。
【００３２】
撮影制御部は、シミング部により定められたシム磁場および最良断面決定部が決定した撮影パラメータを用い、最良の位置および角度で撮影断面の撮影を実行する（ステップＳ５０４）。ここでは、超高速撮影法やＭＲＳＩだけでなく、Ｔ１強調画像や、Ｔ２強調画像など、すでに公知の計測でもよい。また、計測は１回でもよいし、複数回、複数種類の計測を行ってもよい。撮影は、最良断面決定部から撮影パラメータを記憶装置１１に格納した旨の通知を受けて、自動的に開始するよう構成してもよいし、ユーザからの指示を受けて開始するよう構成してもよい。
【００３３】
なお、ここで示したＭＲＩ画像取得処理の手順は一例である。例えば、シミングにより静磁場分布の均一度に変化がなければ、先に最良の断面を決定し、その後、シミングを行っても良い。従って、このような場合は、ステップＳ５０２とステップＳ５０３とを入れ替えてもよい。
【００３４】
次に最良断面決定部による最良断面決定処理の手順について説明する。図６は、本実施形態の最良断面決定処理の処理フローである。また、図７は、最良断面決定処理により決定される撮影断面の位置および角度を説明するための図である。本実施形態では、撮影断面を撮影を許容可能な領域（撮影可能領域）内で探索することを、探索条件とする。すなわち、本実施形態の最良断面決定処理では、撮影可能領域内で、撮影断面の位置および角度を変化させて走査し、最も静磁場分布の均一度の良い位置および角度を決定する。撮影断面のサイズは、ディスプレイ１０に表示された位置決め用スカウト画像上に、入力装置１５を介してオペレータから予め入力される。また、撮影可能領域は、予め定められた撮影断面より大きな領域であり、撮影断面のサイズ同様、位置決め用スカウト画像上で、入力装置１５を介してオペレータから入力される。
【００３５】
図７（ａ）〜（ｃ）は、最良断面決定処理を行う前の、ディスプレイ１０に表示される位置決めスカウト画像であり、それぞれ、トランス面、サジタル面、コロナル面である。また、図７（ｄ）〜（ｆ）は、最良断面決定処理後のディスプレイ１０に表示される位置決めスカウト画像であり、それぞれ、トランス面、サジタル面、コロナル面である。
【００３６】
まず、ユーザからの入力を受け付けた撮影断面（図７の７０１）のサイズを設定する（ステップＳ６０１）ここでは、記憶装置１１に格納する。次に、受け付けた撮影可能領域を、探索範囲（図７の７０２）として設定する（ステップＳ６０２）。ここでは、記憶装置１１に格納する。
【００３７】
次に、ユーザが、ディスプレイ１０の位置決め用スカウト画像上の探索範囲７０２内で、撮影断面７０１の位置および角度を変化させるのを受け付け、各位置および角度における静磁場分布の均一度を示す指標を算出し（ステップＳ６０３）、ディスプレイ１０上に、ユーザが操作している位置決め用スカウト画像とともに表示する。断面の各位置および角度における静磁場分布の均一度を示す指標の算出処理の詳細については、後述する。
【００３８】
ステップＳ６０３の処理の中で、静磁場分布の均一度が最良となる撮影断面（図７の７０３）の位置および角度を特定する（ステップＳ６０４）。そして、特定した位置および角度を有する断面７０３を撮影可能な撮影パラメータを算出し、記憶装置１１に格納する（ステップＳ６０５）。
【００３９】
次に、上記ステップＳ６０３の、断面の各位置および角度における静磁場分布の均一度を示す指標を算出する処理（均一度指標算出処理）の詳細について説明する。図８は、本実施形態の均一度指標算出処理の処理フローである。また、図９は、均一度指標算出処理を説明するための図である。
【００４０】
本実施形態では、まず、少なくとも探索範囲を含む領域の静磁場分布を算出し、この静磁場分布を用い、撮影断面の各位置および角度における静磁場分布の均一度を示す指標を算出する。ここでは、指標として、静磁場分布の標準偏差を用いる。
【００４１】
まず、最良断面決定部は、少なくとも探索範囲を含む領域の静磁場分布を算出する静磁場分布算出処理を行う。図８（ａ）は、本実施形態の最良断面決定部による、静磁場分布算出処理の処理フローである。
【００４２】
具体的には、検索範囲７０２を含む領域を撮影対象として、異なる位相情報を持つ２つの位相画像（図９：９０１、９０２）を取得する（ステップＳ８０１）。ここでは、スピンエコータイムとグラディエントエコータイムを時間Δｔずらした変形スピンエコーシーケンスを用いて撮影し、これらの画像を得る。すなわち、エコータイム（以下、ＴＥ）をＴ０（Δｔ＝０）に設定した計測と、ＴＥをＴ０＋Δｔ（Δｔ≠０）に設定した計測とを行い、異なる位相情報を含む２つの核磁気共鳴画像を取得する。そして、その２つの核磁気共鳴画像から位相画像を求める。なお、異なるエコータイムを設定したグラディエントエコー法等を用いて位相画像を取得してもよい。また、２次元画像だけでなく、３次元画像を取得してもよい。また、２次元マルチスライス画像でもよい。なお、図９の位相画像１（９０１）および位相画像２（９０２）は、３次元ＧＥ法で撮影して得られたもので、それぞれのＴＥは、６ｍｓおよび３ｍｓである。
【００４３】
次に、ステップＳ８０１で算出した、位相画像１（９０１）と位相画像２（９０２）との差分をとり、位相差分画像を算出する（ステップＳ８０２）。ここでは、単純に位相画像の差分をとってもよいし、複素除算によって位相差分画像を算出してもよい。ここで、複素除算によって位相差分画像を算出する方法を説明する。
【００４４】
異なる位相情報を持つ２組のＭＲ画像をそれぞれ、Ｓ１、Ｓ２とし、Ｓ１の実部成分、虚部成分をそれぞれ、Ｒ１、Ｉ１、Ｓ２の実部成分、虚部成分をそれぞれ、Ｒ２、Ｉ２、位相差分画像をΔφとすると、Ｓ１とＳ２には以下の式（１）の関係がある。
【数１】
2010035991.tif 000003
これを、各実部成分、虚部成分を用いて表すと、以下の式（２）のとおりである。
【数２】
2010035991.tif 000004
従って、Δφは以下の式（３）または（４）のように算出される。
【数３】
2010035991.tif 000005
【数４】
2010035991.tif 000006
【００４５】
ステップＳ８０２で算出した位相差分画像から、静磁場分布を算出する（ステップＳ８０３）。ここで、位相差分画像をΔφ（ｘ、ｙ、ｚ）、共鳴周波数をｆ０、エコータイムＴＥからのずれをΔｔとすると、静磁場分布Ｈ（ｘ、ｙ、ｚ）は、以下の式（５）で表される。
【数５】
2010035991.tif 000007
上記各式を用いて実際に算出した静磁場分布を図９の９０３に示す。
【００４６】
次に、最良断面決定部は、以上の手順で算出した静磁場分布Ｈを用い、ユーザに位置決め用スカウト画像上で指定された位置および角度の撮影断面内の静磁場分布の均一度を示す指標を算出する指標算出処理を行う。図８（ｂ）は、本実施形態の最良断面決定部による、指標算出手順の処理フローである。
【００４７】
具体的には、ユーザが指定した断面を、ステップＳ８０３で算出した静磁場分布９０３から、均一度を計算する均一度計算領域９０４として抽出する（ステップＳ８１１）。ステップＳ８１１で抽出した均一度計算領域９０４の静磁場分布のヒストグラム９０５を作成し（ステップＳ８１２）、そのヒストグラムから静磁場分布の標準偏差を求める（ステップＳ８１３）。そして、得られた標準偏差を静磁場分布の均一度を示す指標とし、ディスプレイ１０に表示する（ステップＳ８１４）。以上のステップＳ８１１からＳ８１３の処理を、ユーザが位置決め用スカウト画像上で、撮影断面を移動させる毎に行い、各位置および角度における標準偏差をディスプレイ１０に表示させる。
【００４８】
ユーザは、ディスプレイ１０に表示される指標を見て、その値が最良となる断面の位置および角度を選択することができる。なお、ここで、静磁場分布の均一度が最良となるものは、指標である標準偏差の値が最も小さいものである。
【００４９】
以上説明したように、本実施形態では、通常のシミングの後、撮影対象部位において、撮影断面を含むボリュームの静磁場強度分布を算出する。静磁場強度分布を算出したボリューム内で、撮影断面より大きな領域で撮影を許容する領域を撮影可能領域と設定し、撮影可能領域内で、静磁場強度分布の均一度が最良となる断面を撮影断面と決定する。本撮影では、決定した撮影断面を撮影する。
【００５０】
本実施形態によれば、撮影を許容する範囲内で、最も静磁場強度分布が均一な断面が選択されて撮影断面として設定される。もし、撮影部位の解剖学的構造などに起因する、シミングでは補正できない静磁場不均一がある場合でも、所望する領域内で最適な均一度となる撮影断面が設定される。従って、所望の領域内で最も静磁場分布の均一度の高い領域で計測を行うことができ、良好な画像を得る可能性が高まり、容易に高精度なＭＲＩ検査が可能となる。
【００５１】
なお、上記実施形態では、ユーザが、ディスプレイ１０に表示される指標を見て、最良の指標を示す位置および角度を選択するよう構成しているが、最良断面決定処理部が決定するよう構成してもよい。すなわち、ユーザが探索範囲７０２内で撮影断面７０１の位置および角度を変更する毎に、当該位置および角度を特定可能な情報と、上記算出した指標とを対応づけて記憶装置１１に格納する。そして、ユーザから最良断面を決定するよう指示を受け取った際、最良断面決定処理部は、指標の中で最良の指標に対応づけて記憶装置１１に格納されている位置および角度を特定可能な情報を抽出し、静磁場分布の均一度が最良となる撮影断面７０３とする。このように構成することで、自動的に最良の均一度を有する領域が設定され、より容易に高い精度のＭＲＩ画像を得ることができる。
【００５２】
また、上記実施形態では、静磁場分布の均一度を検討する断面の位置および角度を、ユーザがディスプレイ１０を介して入力したものに限っているが、可能な全ての位置および角度について、均一度を算出し、最良のものを選択するよう構成してもよい。すなわち、探索範囲７０２の入力を受け付けた後、探索範囲７０２内で、撮影断面７０１と同じサイズであって、位置および角度が異なる、撮影可能な全ての断面の位置および角度を特定する情報を算出する。そして、算出した各位置および角度の断面について、上記指標を算出し、最良の位置および角度を決定する。
【００５３】
なお、上記実施形態では、撮影断面７０１が、予め設定した探索範囲７０２内であることを、予め定められた探索条件としている。すなわち、探索範囲７０２内を隈なく走査し、その範囲内で静磁場分布の均一度が最良となる断面を撮影断面７０３としている、しかし、最良の静磁場分布を有する断面を探索する条件はこれに限られない。図１０（ａ）〜（ｃ）は、他の探索条件を説明するための図であり、それぞれ、背景は、位置決めスカウト画像の、トランス面である。
【００５４】
例えば、図１０（ａ）に示すように、探索範囲７０２の代わりに、少なくとも１つ以上の、撮影を所望する領域（以下、所望領域１２０２）を設定し、所望領域１２０２を必ず含むように撮影断面１２０１を走査することを条件としてもよい。所望領域１２０２を含み、設定可能な撮影断面１２０１の中から、静磁場分布の均一度が最良となるものを選択する。
【００５５】
また、図１０（ｂ）に示すように、所望領域１２０４に加え、１つ以上の、撮影を除外する領域（以下、除外領域１２０５）を設定し、所望領域１２０４を含み、かつ除外領域１２０５を含まないよう、撮影断面１２０３を走査することを条件としてもよい。この条件を満たし、設定可能な撮影断面１２０３の中から、静磁場分布の均一度が最良となるものを選択する。このとき、図１０（ｃ）に示すように、除外領域１２０５として脂肪信号１２０８を指定することもできる。本図では、１２０７が所望領域で、１２０６が撮影断面である。
【００５６】
また、均一度指標算出処理も上記手法に限られない。図１１を用いて、他の均一度指標の算出手順を簡単に説明する。ここでは、ユーザが位置決め用スカウト画像上で指定した断面それぞれについて以下の処理を行う。ユーザが指定した断面（撮影領域）の磁気共鳴スペクトルを計測する（ステップＳ１３０１）。そして、ステップＳ１３０１で計測した磁気共鳴スペクトルから、半値幅を算出する（ステップＳ１３０２）。そして、得られた半値幅を、当該断面の静磁場分布の均一度を示す指標として、ディスプレイ１０に表示する（ステップＳ１３０３）。
【００５７】
なお、このとき、静磁場分布の均一度を示す指標は、スペクトルの半値幅でなく、最大値の１０％幅など、任意の値のスペクトル幅、または、その組み合わせでもよい。また、スペクトルの形状を静磁場分布の均一度を示す指標として用いてもよい。このとき、最良断面決定処理の処理フローのステップＳ６０４で、最良の位置および角度の組として選択するものは、ステップＳ１３０２で算出したスペクトル半値幅が、最も小さくなるものである。
【００５８】
上記均一度指標算出処理の別の例においても、上記実施形態で説明した均一度指標算出処理同様、各断面を特定する情報毎に算出された指標を記憶装置１１に格納し、最終的に最良の指標に対応づけて格納された断面の位置および角度を最良断面決定処理部が決定するよう構成してもよい。また、均一度を検討する対象の断面も、設定可能な全ての断面の位置および角度を特定する情報を算出して、その中から決定するよう構成してもよい。
【００５９】
また、本実施形態では、シミング後、静磁場分布の均一度が最良の断面を探索するよう構成しているが、シミングは行わなくてもよい。
【００６０】
＜＜実施例＞＞
本発明の効果を、ヒト頭部の撮影実験で比較する。その結果を図１２及び図１３にそれぞれ示す。
【００６１】
ここでは、ＹＺ平面上のＸ軸周りの回転と、ＺＸ平面上のＹ軸周りの回転とにより撮影断面を変化させ、探索範囲を走査して、最良の均一度を有する断面の探索を行った。図１２（ａ）および（ｂ）は、オペレータから最初に入力を受け付けた撮影断面の位置を説明するための３Ｄ静磁場マップの、それぞれ、ＹＺ平面およびＺＸ平面である。また、図１２（ｃ）および（ｄ）は、上記実施形態の手法で探索された撮影断面の位置を説明するための３Ｄ静磁場マップの、それぞれ、ＹＺ平面およびＺＸ平面である。図１２において、１００１は、探索範囲である。また、図１２（ａ）および（ｂ）の１００２はオペレータから最初に入力を受け付けた撮影断面である。上記実施形態の手法で、探索範囲１００１内で静磁場分布の均一度が最良の断面を探索することにより、撮影断面は、図１２（ｃ）および（ｄ）の１００３に示す位置および角度で特定される断面となった。
【００６２】
図１３（ａ）及び（ｂ）に、上記実施形態の手法による探索前後の撮影断面内における静磁場分布をグレースケールでそれぞれ示す。図１３（ａ）は、探索前の撮影断面１００２、図１３（ｂ）は、探索後の撮影断面１００３の静磁場分布である。併せて、ヒストグラムの標準偏差、最大値、および最小値も示す。上記実施形態の手法で、静磁場分布の均一度が最良となる断面を選択することにより、静磁場分布の不均一性が改善していることがわかる。また、ヒストグラムの標準偏差及び、最大値、および最小値も改善していることがわかる。
【００６３】
本実施例では、撮影断面１００２の位置および角度を、ＹＺ平面上のＸ軸周りの回転とＺＸ平面上のＹ軸周りの回転とにより変化させ、最良の均一度を有する断面を探索したが、探索範囲１００１の設定の範囲内であれば、ＸＹ平面上のＺ軸周りの回転や、平行移動を組み合わせて変化させて探索してもよい。また、各軸の回転のみ、平行移動のみで変化させ、探索してもよい。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１】（ａ）は、本発明の実施形態のＭＲＩ装置であって水平磁場方式のＭＲＩ装置の外観図であり、（ｂ）は同垂直磁場方式のＭＲＩ装置の外観図であり、（ｃ）は、同開放感を高めたＭＲＩ装置の外観図である。
【図２】本発明の実施形態のＭＲＩ装置の機能構成図である。
【図３】本発明の実施形態のパルスシーケンス図である。
【図４】本発明の実施形態のパルスシーケンスにより励起される領域の一例を示す図であり、（ａ）は位置決めようスカウト画像のトランス像、（ｂ）は、同サジタル像、（ｃ）は同コロナル像である。
【図５】本発明の実施形態のＭＲＩ画像取得処理の処理フローである。
【図６】本発明の実施形態の最良断面決定処理の処理フローである。
【図７】本発明の実施形態の最良断面決定処理により決定される撮影断面を説明するための図であり、（ａ）〜（ｃ）は、最良断面決定処理実行前のそれぞれ位置決め用スカウト画像の、トランス面、サジタル面、コロナル面である。また、（ｄ）〜（ｆ）は、最良断面決定処理後の位置決め用スカウト画像のトランス面、サジタル面、コロナル面である。
【図８】本発明の実施形態の均一度指標算出処理の処理フローであり、（ａ）は、静磁場分布算出処理の処理フローであり、（ｂ）は、指標算出手順の処理フローである。
【図９】本発明の実施形態の均一度指標算出処理を説明するための図である。
【図１０】（ａ）〜（ｃ）は、それぞれ、本発明の実施形態の他の探索条件を説明するための図である。
【図１１】本発明の実施形態の均一度指標算出処理の処理フローの他の例である。
【図１２】本発明の実施形態の手法で最良の断面を決定する実施例における撮影断面の位置および角度をを示す図であり、（ａ）、（ｂ）は、最初に入力を受け付けた撮影断面の位置を説明するための図であり、（ｃ）、（ｄ）は、探索後の撮影断面の位置を説明するための図である。
【図１３】本発明の実施形態の手法で最良の断面を決定する実施例における撮影断面の静磁場均一度を説明するための図であり、（ａ）は、探索前の撮影断面の、（ｂ）は、探索後の撮影断面の、それぞれ静磁場分布である。
【符号の説明】
【００６５】
１：被検体、２：静磁場コイル、３：傾斜磁場コイル、４：シムコイル、５：送信コイル、６：受信コイル、７：送信機、８：受信機、９：計算機、１０：ディスプレイ、１１：記憶装置、１２：傾斜磁場用電源部、１３：シム用電源部、１４：シーケンス制御装置、１５：入力装置、１００：ＭＲＩ装置、２００：ＭＲＩ装置、３００：ＭＲＩ装置
【図１】
2010035991.tif 000008
【図２】
2010035991.tif 000009
【図３】
2010035991.tif 000010
【図４】
2010035991.tif 000011
【図５】
2010035991.tif 000012
【図６】
2010035991.tif 000013
【図７】
2010035991.tif 000014
【図８】
2010035991.tif 000015
【図９】
2010035991.tif 000016
【図１０】
2010035991.tif 000017
【図１１】
2010035991.tif 000018
【図１２】
2010035991.tif 000019
【図１３】
2010035991.tif 000020