(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が配置される撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記撮影空間にX軸方向、Y軸方向、Z軸方向から成る傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、
前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、
前記受信手段により受信した核磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像を再構成する信号処理手段と、
前記傾斜磁場発生手段、前記高周波磁場発生手段、前記受信手段及び前記信号処理手段を制御する制御手段と、
前記傾斜磁場の出力誤差を、前記傾斜磁場それぞれの方向について、複数個のパラメータ値の組み合わせを用いて近似する近似手段と、
前記複数個のパラメータ値の組み合わせを、前記近似手段により近似された前記傾斜磁場の出力誤差に基づいて再構成された磁気共鳴画像の画質を基に評価する評価手段と、
前記評価手段による評価結果に基づいて前記複数個のパラメータ値の組み合わせの内所望なものを決定する決定手段と、
を備え、
前記評価手段は、前記複数個のパラメータ値を第1の離散的な間隔で変更した後、前記第1の離散的な間隔よりも狭い第2の離散的な間隔で前記複数個のパラメータ値を変更しながら画像を再構成して、前記複数個のパラメータ値の評価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】
前記近似手段は、等価回路で定義された複数個のパラメータ値に基づいて、前記傾斜磁場の出力誤差を近似することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記等価回路は、RCRL回路又はRCL回路であることを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記評価手段は、ファントムの磁気共鳴画像の平坦度に基づいて、前記複数個のパラメータ値の評価を行うことを特徴とする請求項1乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記複数個のパラメータ値の初期値を設定する手段と、初期値より所定の間隔で前記複数個のパラメータ値を変更する変更手段が備えられていることを特徴とする請求項1乃至4のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記近似手段は、前記等価回路を表す伝達関数を逆ラプラス変換した関数を畳み込み演算することで、傾斜磁場出力の誤差を考慮した傾斜磁場出力を計算することを特徴とする請求項2又は3に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記磁気共鳴画像は、スパイラルスキャンにより得られた画像であることを特徴とする請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記磁気共鳴画像は、エコープラナー法により得られた画像であることを特徴とする請求項1乃至6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記X軸方向、Y軸方向、Z軸方向のいずれかの軸方向の傾斜磁場誤差のパラメータ値の所望値を決定している際には、該軸方向を含む平面の画像を用いてパラメータ値の所望値を求めることを特徴とする請求項1乃至8のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記複数個のパラメータ値の表示と、該複数個のパラメータ値に基づいて再構成された画像の表示と、を連動させて変更する表示手段を備えたことを特徴とする請求項1乃至9のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記複数個のパラメータ値の表示と、該複数個のパラメータ値に基づいて再構成された画像の評価値の表示と、を連動させて変更する表示手段を備えたことを特徴とする請求項1乃至9のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記複数個のパラメータ値の組み毎に、前記連動させた表示の変更を行うことを特徴とする請求項10又は11に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
傾斜磁場出力の誤差に起因して発生するアーチファクトを低減する磁気共鳴イメージング方法において、 
(1)前記傾斜磁場の出力誤差を、前記傾斜磁場それぞれの方向について、複数個のパラメータ値の組み合わせを用いて近似する工程と、
(2)前記複数個のパラメータ値の組み合わせを、前記工程(1)により近似された前記傾斜磁場の出力誤差に基づいて再構成された磁気共鳴画像の画質を基に評価する工程と、
(3)前記工程(2)による評価結果に基づいて前記複数個のパラメータ値の組み合わせの内所望なものを決定する工程と、
を備え、
前記工程(2)は、前記複数個のパラメータ値を第1の離散的な間隔で変更した後、前記第1の離散的な間隔よりも狭い第2の離散的な間隔で前記複数個のパラメータ値を変更しながら画像を再構成して、前記複数個のパラメータ値の評価を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【請求項１４】
前記工程(1)は、等価回路で定義された複数個のパラメータ値に基づいて、前記傾斜磁場の出力誤差を近似することを特徴とする請求項13に記載の磁気共鳴イメージング方法。
【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(以下、MRIという。)装置及び方法に係り、特に傾斜磁場出力の誤差に起因して発生するアーチファクトを好適に低減する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
MRI装置は、撮影空間に均一な静磁場を発生するための静磁場発生装置と、撮影空間に傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイルと、撮影空間に高周波磁場を発生するための高周波コイルを備え、均一な静磁場空間に配置された被検者の検査部位へ高周波コイルから高周波磁場を印加し、検査部位から生じる核磁気共鳴(以下、NMRという。)信号を検出し、それを画像化することで医用診断に有効な画像を得ている。傾斜磁場コイルは、NMR信号に位置情報を付与するため、直交する3軸方向に磁場強度を変化させた傾斜磁場を撮像空間に印加する。【０００３】
MRI装置では、該傾斜磁場の出力に誤差があると、得られるエコー信号に不均一が生じ、画像等が歪みアーチファクトが生じる。ここで、傾斜磁場出力の誤差とは、シーケンス設計時に設定した傾斜磁場パルスの印加量と、実際に出力される傾斜磁場パルスの量(検査部位のスピン(水素原子核等)に与えられた傾斜磁場の量)の差を言い、これには静磁場不均一や傾斜磁場オフセット、渦電流による傾斜磁場出力の時間的な立ち上がり(又は立ち下がり)のずれ、等の様々な要因が含まれる。【０００４】
これら要因のうち、静磁場不均一や傾斜磁場オフセットは、シーケンスや撮影パラメータ値に対して変化することは少ないため、事前に算出して補正することが可能であり、プリスキャンとしてシミングやオフセット調整などが組み入れられている場合が多い。しかし、渦電流や傾斜磁場出力の時間的なずれは、シーケンスや撮影パラメータ値で変わる場合が多いため、事前に算出して補正することは難しい。【０００５】
特に、MRI装置の非直交サンプリング法の一つであるスパイラル法では、計測空間上での走査方向が特定の方向に並ばないので、傾斜磁場の出力誤差が計測空間上で様々な方向に影響する。非特許文献1では、傾斜磁場の出力誤差を等価回路で近似し、等価回路の各パラメータ値を決めることにより計測空間上に配置されるエコー信号座標をモデル化して補正している。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】S. H. Cho et al, Compensation of eddy current by an R-L-C circuit model of the gradient system, Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 16: 1156 (2008)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、非特許文献1では傾斜磁場出力の誤差は、磁気共鳴イメージング装置において画像生成のために必要なX、Y、Zの傾斜磁場それぞれについて異なることについて考慮されていない。また、前記等価回路の各パラメータ値を効率的に求める方法が開示されていない。【０００８】
本発明の目的は、傾斜磁場出力の誤差に依存して発生するアーチファクトを好適に低減することが可能な磁気共鳴イメージング装置及び方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記目的を達成するために本発明によれば、前記傾斜磁場の出力誤差を、前記傾斜磁場3種類それぞれについて、複数個のパラメータ値の組み合わせを用いて近似し、前記複数個のパラメータ値の組み合わせを、前記近似手段により近似された前記傾斜磁場の出力誤差を考慮に入れて再構成された磁気共鳴画像の画質を基に評価し、その所望の評価結果が得られるように、前記複数個のパラメータ値の所望の組み合わせを、それぞれ評価しながら決定するので、傾斜磁場の誤差を反映した所望なパラメータの組み合わせを決定できる。【００１０】
より具体的にパラメータ値の組み合わせを離散的に変化させながら所望なものを求めるので、所望なパラメータ値の組み合わせの求める工数が好適化される。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、傾斜磁場出力の誤差に依存して発生するアーチファクトを低減することが可能な磁気共鳴イメージング装置及び方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図。
【図２】非直交系サンプリング法の例としてのスパイラル法のパルスシーケンスを示す図。
【図３】図2のパルスシーケンスを用いてサンプリングしたデータを計測空間に配置した結果を示す図。
【図４】非直交系サンプリング法の撮影手順を説明する図。
【図５】2つの抵抗R1、R2とコンデンサC及びコイルLを用いた等価回路を示す図。
【図６】第1の読み出し傾斜磁場パルス204の一例を示す図。
【図７】第1及び第2の読み出し傾斜磁場パルス204、205に対してRCRL等価回路を用いて図6のように傾斜磁場パルス波形の誤差の近似を行った後、その傾斜磁場パルス波形を用いて、エコー信号の計測空間上での実際の座標を計算した図。
【図８】等価回路の有無による画質の違いを示す図。
【図９】予備計測で等価回路のパラメータ値を決定するための処理の全体フローを示す図。
【図１０】ステップ903で所望な等価回路のパラメータ値を検索する手順を説明するフローチャートを示す図。
【図１１】等価回路パラメータ値を変更して設定する具体的な例を示す図。
【図１２】図10における1002の処理の詳細。
【図１３】画質の判定基準の例を示す図。
【図１４】決定した等価回路のパラメータ値を本計測に適用するためのフローを説明する図。
【図１５】実施例2のフローを説明する図。
【図１６】実施例1で図9の相当する図を示す図。
【図１７】実施例1で図10に相当する図を示す図。
【図１８】パラメータ値と伴に変化する画像を参照する画面を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、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け、その繰り返しの説明は省略する。
【００１４】
図1は本発明が適用されるMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。
【００１５】
静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００１６】
傾斜磁場発生系3は、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向の傾斜磁場Gs、Gp、Gfを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００１７】
シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。
【００１８】
送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。
【００１９】
受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14ａから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
【００２０】
信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とキーボード又はマウス21を有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。
なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
現在MRI装置の撮影対象スピン種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【００２１】
次に、上記MRI装置において実施される撮影方法を説明する。図2は非直交系サンプリング法の例として、スパイラル法のパルスシーケンスを示す。図2のRF、Gs、G1、G2、A/D、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、第1の方向の読み出し傾斜磁場、第2の方向の読み出し傾斜磁場、AD変換のサンプリング、エコー信号の軸を表し、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスリフェーズ傾斜磁場パルス、204は第1の読み出し傾斜磁場パルス、205は第2の読み出し傾斜磁場パルス、206はサンプリング
ウインド、207はエコー信号、208は繰り返し時間(RFパルス201の間隔)である(スパイラル法に関する公知技術として"High-Speed Spiral-Scan Echo Planar NMR Imaging-I" C.B.AHN et al, IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING.VOL.MI-5, No.1,MARCH 1986  参照)。
【００２２】
スパイラル法では、1回の繰り返し時間208で画像再構成に必要な全てのデータを取得する場合と、複数回の繰り返し時間に分けて繰り返し時間を実行する場合がある。後者の場合、第1及び第2の読み出し傾斜磁場パルス204、205の出力を、繰り返し時間208毎に少しずつ変更し、画像取得時間209で1枚の画像再構成に必要なデータを取得する。なお、渦巻き状にデータを取得するためには、第1と第2(例えば、X軸とY軸)の読み出し傾斜磁場パルスの波形の例は、
0005638393.tif 000002
で表される(ここで、η、ξはそれぞれ定数)。ただし、式(1)において、tは時間である。
【００２３】
図2のパルスシーケンスを用いてサンプリングしたデータを計測空間に配置した結果を図3に示す。MRIでは、読み出し傾斜磁場パルスの出力と、計測空間上でエコー信号が配置される座標には、
0005638393.tif 000003
の関係がある(γは磁気回転比)。式(1)と式(2)から、計測空間上でエコー信号が配置される座標は、
0005638393.tif 000004
となる。なお、計測空間は一般的に縦軸をY、横軸をXと記載するため、式(1)のG1、G2をそれぞれGx、Gyと置き換えた。
【００２４】
MRIでは、画像再構成に高速フーリエ変換を用いているので、計測空間の座標は整数で表される。しかし、式(3)で計算される座標は、必ずしも整数の値とはならない。そこで、グリッディングと呼ばれる補間処理を用いて、非整数の座標から、整数で表される座標にデータを変換する(例えば、グリッディングに関する公知例として、"Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding", John I. Jackson, IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING, VOL.10, NO.3, SEPTEMBER 1991  473-478参照)。
【００２５】
次に図4に示す、非直交系サンプリング法の撮影手順を以下に説明する。  
(ステップ401)
先ず、パルスシーケンスを操作者及び装置が設定する。具体的には、スパイラルスキャンの場合、1エコー信号を収集するためにA/Dコンバータでエコー信号のデータを収集する際のサンプリング数、計測空間を充填するために必要なスパイラルスキャンの回数等のパラメータ値を図1のキーボード又はマウス21等の入力手段により操作者が入力する。そして、式(1)を用い、傾斜磁場パルスの波形を計算し、パルスシーケンスを図2に示すシーケンス図のように装置が設定する。
【００２６】
(ステップ402)
次に装置がステップ401で設定したパルスシーケンスに従い撮像をして、エコー信号を計測する。
【００２７】
(ステップ403)
次に、CPU8は、ステップ401で設定したパルスシーケンスの撮像を行った場合に得られるエコー信号の、計測空間上での座標を、式(3)を用いて計算する。
【００２８】
(ステップ404)
ステップ402で得られたエコー信号をステップ403で得られる計測空間上での座標に配置した後、グリッディング処理により格子状の位置に値が再配置された計測空間データを作成する。
【００２９】
(ステップ405)
ステップ404において作成した計測空間を2次元フーリエ変換して画像を作成する。  
しかしながら、上記背景技術の欄で記載したような傾斜磁場の出力誤差がある場合には、エコー信号が計測空間上で配置されるべき座標が誤差を持つため、傾斜磁場誤差に起因するアーチファクトが発生する。
【００３０】
非特許文献1では、傾斜磁場出力のシステム応答を、等価回路を使って近似して補正している。非特許文献1の方法を次に説明する。図5は2つの抵抗R1、R2とコンデンサC及びコイルLを用いた等価回路(以下、RCRL等価回路と呼ぶ)である。具体的には図5(a)の等価回路は、非特許文献1に示すように抵抗とコンデンサーで傾斜磁場発生システムをモデル化し、リアクトルLで、傾斜磁場コイルとメインコイルの間の相互インダクタンスを含む傾斜磁場コイルのインダクタンスをモデル化している。すなわち、1端が接地された交流電源の他の1端に対して2つの抵抗(R1及びR2)、リアクトルLを直列接続し、リアクトルLの他端を接地するとともに、2つの抵抗の接続点をコンデンサに接続し、コンデンサの他端を接地したようなRCRL等価回路である。
【００３１】
非特許文献1では、傾斜磁場の出力の誤差を、この等価回路で表される伝達関数によって表すことにより近似している。ここで、図5(a)の等価回路の伝達関数は、非特許文献1にも記載されているように、
0005638393.tif 000005
で表される。  
そして、この伝達関数H(s)を逆ラプラス変換した関数h(t)は以下のようになる。
0005638393.tif 000006
ここで、
0005638393.tif 000007
である。この関数h(t)をシーケンサで設定された傾斜磁場出力に畳み込み演算することで、傾斜磁場出力の誤差成分を含む傾斜磁場出力を計算する。また、図5(b)は、等価回路の別の例であり、それぞれ1つの抵抗R、コンデンサC、コイルLで構成された等価回路(以下、RCL等価回路と呼ぶ)である。このような等価回路でも傾斜磁場の誤差成分を含む出力を近似可能である。すなわち、1端が接地された交流電源の他の1端に対して1つの抵抗(R)、リアクトルLを直列接続し、リアクトルLの他端を接地するとともに、1つの抵抗とリアクトルの接続点をコンデンサに接続し、コンデンサの他端を接地したようなRCL等価回路である。
【００３２】
図6(a)は第1の読み出し傾斜磁場パルス204の一例であり、点線がシーケンサから出力される傾斜磁場パルス波形、実線がRCRL等価回路を用いて近似した誤差を含む実際の傾斜磁場パルス波形である。図6(b)は、図6(a)の波形のうち、A-Bで示した領域を拡大して示したものである。等価回路によって、傾斜磁場パルス波形の誤差が近似されていること分かる。
【００３３】
図7は、第1及び第2の読み出し傾斜磁場パルス204、205に対してRCRL等価回路を用いて図6のように傾斜磁場パルス波形の誤差の近似を行った後、その傾斜磁場パルス波形を用いて、エコー信号の計測空間上での実際の座標を計算したものである。図の白丸が等価回路による修正前の座標、黒丸が修正後の座標である。このような計測空間の座標のずれは、画像の結像性の低下になる。そこで、非特許文献1ではこの計測空間上での座標のずれをRCRL等価回路で近似して補正している。具体的には図7において黒丸で示された座標上にエコー信号を配置した後、2次元フーリエ変換をして画像を得ている。
【００３４】
図8は等価回路の有無による画質の違いである。図8(a)の補正無しでは、画像の結像性が大きく低下し、リング状の構造となっている。図8(b)の等価回路を用いた場合では、結像性が大幅に改善し、細かな構造も確認できる。このように、スパイラル法では、傾斜磁場出力の誤差があると、画質が大幅に低下するため、等価回路を用いた補正は効果がある。
【実施例１】
【００３５】
以上の、スパイラル法の画質改善手法を踏まえて、本発明のMRI装置の第1の実施例を説明する。本実施例では、等価回路のパラメータ値を予備計測で求めておき、そのパラメータ値を用いて本計測でデータ補正する。【００３６】
図9は、予備計測で等価回路のパラメータ値を決定するための処理の全体フローである。  
(ステップ901)
基準となるパルスシーケンスを設定する。基本的には、本ステップにおけるパラメータ値の設定等は、図4のステップ401と同じである。【００３７】
(ステップ902)
ステップ901で設定したパルスシーケンスを実行してファントムからのエコー信号を計測する。【００３８】
(ステップ903)
所望な等価回路パラメータ値を検索する。即ち、ステップ902において計測したエコー信号を、上記等価回路におけるパラメータ値によって得られる計測空間上での座標に配置して、画像を生成し、パラメータ値を変えてファントムの良いプロファイルが画像上で得られるパラメータ値を検索する。【００３９】
(ステップ904)
ステップ903で検索した等価回路のパラメータ値を、メモリ又はストレージデバイス905に格納する。  
ステップ903で所望な等価回路のパラメータ値を検索する手順を、図10のフローチャートを用い説明する。【００４０】
(ステップ1001)
等価回路パラメータ値を設定する。検索開始時点は各パラメータ値の初期値を設定し、検索中は所定のピッチで等価回路パラメータ値を変更して設定する。検索の具体的な例を図11の表に示す。この例では、R1は1Ω、Cを1μF、Lを175μHに固定したまま、R2を0.75Ωから0.05Ωピッチで10回(0.75Ω、0.80Ω、...、1.20Ω)設定を実行して、後述する評価値が良い値となるような所望なパラメータ値を求める。次にR1を1Ω、R2を求めた所望なパラメータ値、Lを175μHとして固定したまま、Cを1μFから1μFピッチで10回(1μF、2
、μF、...、10μF)設定を実行して、所望なパラメータ値を求める。最後にR1を1Ω、R2、Cを求めた所望なパラメータ値として固定したまま、Lを175μHから1μHピッチで10回(175μH、176μH、...、184μH)設定を実行して、所望なパラメータ値を求める。ただし、本ステップにおけるパラメータ値の設定は、MRI装置において必要な傾斜磁場X軸方向、Y軸方向、Z軸方向それぞれについてのパラメータ値について順次行うようにする。【００４１】
(ステップ1002)
ステップ1001で設定した各々の等価回路のパラメータ値を用いて近似された実際の誤差を含む傾斜磁場パルス波形(図9のステップ901で作成)を基にエコー信号の計測空間上での座標を計算する。この処理の詳細は図12を用い後述する。【００４２】
(ステップ1003)
ステップ902で取得したエコー信号と、ステップ1002で計算したその計測空間上での座標を用いて、グリッディング処理により格子上の位置に値の再配置された計測空間データを作成する。【００４３】
(ステップ1004)
グリッディング後の計測空間データをフーリエ変換して、画像を作成する。【００４４】
(ステップ1005)
作成した画像を基に等価回路による画質の向上を評価する。画質の判定基準の例を、図13に示す。図13(a)は等価回路のパラメータ値のある組み合わせの場合、図13(b)は他の組み合わせの場合である。図の左は画像、右は画像のA-A'ラインの信号強度プロファイルを示す。この画像は、内容物が均一なファントムなので、理想的には信号強度プロファイルは、ファントムの存在する領域では信号値が一定となる。しかし、図13(a)ではファントム縁部で信号の持ち上がりが確認できる。また、ファントム部の中心部の信号が高く、外側へ向うにつれて低くなっている。この時、前者の縁部での信号の持ち上がりをOvershoo
t、ファントム内部の信号の均一さをUniformityと定義して、等価回路のパラメータ値毎に値を算出する。例えば、Overshootは縁部に設定したROI内の信号の平均値や最大値を、Uniformityはファントム内に設定したROI内の信号の標準偏差を用いても良い。すなわち、本ステップではファントムの磁気共鳴画像の平坦度等に基づいて、前記複数個のパラメータ値の評価を行っている。【００４５】
(ステップ1006)
等価回路のパラメータ値の組み合わせが全て計算されたかを判断する。例えば、図5(a)で示したRCRL等価回路の場合は等価回路を構成する要素、R1、R2、C、Lについてそれぞれ所定回数分変更することで、所望値を検索する。【００４６】
本ステップの判断で全てのパラメータ値の組み合わせが計算されていない場合は、再度ステップ1001〜1005を繰り返す。全ての組み合わせで計算されている場合は、ステップ1007へ進む。【００４７】
(ステップ1007)
等価回路のパラメータ値を検索する傾斜磁場の軸が全て終了したかを判断する。軸の検索順序としては、例えばX、Y、Z軸の傾斜磁場の順で実行する。しかし、軸の検索順序はこの限りではなく、装置のハードウエア構成に応じて、所望な順序を決めることができる。この判断で結果がNoの場合は、再度ステップ1001〜1006を繰り返す。Yesの場合は、ステップ1008へ進む。なお、3軸の傾斜磁場軸に対応した等価回路のパラメータ値を検索するには、図9の傾斜磁場パルス波形計算のステップ901及び信号計測のステップ902により、少なくとも2つの計測を実行する必要がある。例えば、第1の計測では、傾斜磁場のZ軸をスライス選択傾斜磁場軸、残りのX、Y軸をそれぞれスライス面内の傾斜磁場軸に割り当て、第2の計測では、傾斜磁場のY軸をスライス選択傾斜磁場軸、残りのX、Z軸をそれぞれスライス面内の傾斜磁場軸にする。これにより、第1の計測からX軸とY軸に対する等価回路のパラメータ値が分かり、第2の計測から、Z軸に対する等価回路のパラメータ値が分かる。すなわち、3種類の傾斜磁場のいずれかの軸のパラメータ値の所望値を検索する際には、該軸方向を含む平面の画像を用いる。【００４８】
(ステップ1008)  
ステップ1005で算出された評価値(上述の例では、OvershootあるいはUniformity)が所望であるパラメータ値の組み合わせを検索し、そのときの傾斜磁場のX、Y、Zの3軸それぞれについての等価回路のパラメータ値を結果として出力する。
図10における1002の処理を図12を用い詳述する。
【００４９】
(ステップ1201)
等価回路のパラメータ値を図9ステップ901で入力した傾斜磁場パルス波形に対して適用し修正し、修正後の傾斜磁場パルス波形を得る。すなわち、等価回路を表す伝達関数を逆ラプラス変換した関数をシーケンサで設定された傾斜磁場出力に畳み込み演算することで、傾斜磁場出力の誤差成分を含む傾斜磁場出力を計算する。【００５０】
(ステップ1202)
ステップ1201で修正した誤差成分を含む傾斜磁場パルス波形から、式(2)によりエコー信号の計測空間上での座標を計算する。【００５１】
これらステップ1201〜1202は軸(X、Y、Z)毎に独立して実行する。図12では、X軸、Y軸、Z軸の順に計算した例を示したが、計算の順序はこの限りではない。
以上までが、予備計測における等価回路のパラメータ値決定の説明である。すなわち、本発明に係るMRI装置には、傾斜磁場の出力誤差を、傾斜磁場3種類について、複数個のパラメータ値を用いて近似する近似手段が備えられており、具体的には等価回路パラメータ値をステップ1001に記載のように設定して、ステップ1002で傾斜磁場パルス波形を近似し修正できるようになっている。より具体的には前記近似手段は、ステップ1001に記載のように、等価回路で定義された複数個のパラメータ値に基づいて、前記傾斜磁場の出力誤差を近似している。ただし、ここで等価回路はRCRL回路を用いているが、RCL回路でも良い。
また、前記近似手段による近似のために、複数個のパラメータ値を、X、Y、Zそれぞれの傾斜磁場の軸について設定する設定手段を備え、前記設定手段はステップ1001に記載のように、複数個のパラメータ値を離散的に変更しながら画像を再構成して、前記複数個のパラメータ値の評価を評価手段でステップ1005に記載の方法により評価する。また、前記評価手段による評価結果に基づいて、前記複数個のパラメータ値の組み合わせの内所望なものを決定する決定手段を備える。【００５２】
次に、決定した等価回路のパラメータ値を本計測に適用するためのフローを、図14を用いて説明する。図4との違いは、メモリ又はストレージデバイス105に格納された等価回路のパラメータ値を用いて計測空間座標を計算するステップ1401があることである。【００５３】
ステップ1401は、メモリ又はストレージデバイスから等価回路のパラメータ値を読み出し、計測空間の座標を計算する。ステップ1401の内部処理は、前述した図10、1002と同じである。【００５４】
以上説明したように、本実施例によれば、予備計測で傾斜磁場のそれぞれの軸の等価回路のパラメータ値を求めておき、それを本計測の計測空間データに反映することで、スパイラルスキャンにおいて、撮像条件が変更された場合にもアーチファクトの少ない画像を得ることができる。また、本実施例による方法は、撮影断面が変更された場合や、オブリーク撮影を行う場合にも画質改善効果がある。
【実施例２】
【００５５】
本発明の実施例2を図15に示す。図9との違いは、2つの等価回路パラメータ値検索ステップ1501、1502があることであり、前記複数個のパラメータ値を第1の離散的な間隔で変更した後、前記第1の離散的な間隔よりも狭い第2の離散的な間隔で前記複数個のパラメータ値を変更しながら画像を再構成して、前記複数個のパラメータ値の評価を行うことが実施例1と異なっている。【００５６】
(ステップ1501)
ステップ901で作成したパルスシーケンスの傾斜磁場パルス波形と、ステップ902で計測した計測信号を用いて、第1の実施例と同様に所望な等価回路のパラメータ値を検索する(即ち、図9で示した処理を行う)。これを等価回路パラメータ値1とする。【００５７】
(ステップ1502)
ステップ1501で検索した等価回路パラメータ値1を基準として、ステップ1501よりも細かなステップで等価回路のパラメータ値を検索する。これを等価回路パラメータ値2とする。この際の処理も図9で示した処理と同じである。【００５８】
最後に、検索した等価回路パラメータ値2を、ステップ904でメモリ又はストレージデバイス905に記録する。【００５９】
なお、等価回路のパラメータ値検索に用いるピッチは、例えば2回目の検索ステップ1502は1回目の検索ステップ1501で用いるピッチの1/10に設定する。
以上説明したように、本実施例によれば、2回に分けてそれぞれ異なるピッチでパラメータ値を検索することにより、最初から細かなピッチで検索するよりも効率良く、精度を低下させずに所望なパラメータ値を検索できる。
【実施例３】
【００６０】
本発明の第3の実施例を図16〜18に示す。本実施例と実施例1あるいは実施例2との違いは、実施例1あるいは実施例2では、離散的にパラメータ値を変えながら評価値を計算して評価値が所望になるような所望パラメータ値を求めていたが、本実施例の場合は、離散的にパラメータ値を変えるのに従って、その都度、その際得られる画像、プロファイル、評価値を記憶した点である。そのことにより、後にパラメータ値の内、所望のものを求めるのに従って、画像がどのように良くなったかを参照できるようにしている。本実施例では、実施例1で図9の相当する図を図16に、実施例1で図10に相当する図を図17に示し、パラメータ値と伴に変化する画像を参照する画面を図18に示す。ただし、図16では図9におけるステップ903、図17では図10における1001と1004と1005のみが異なるので、その箇所のみ説明する。【００６１】
(ステップ1601)
図16において、ステップ1601は、図9においてステップ903に相当するものである。  
本ステップでは、ステップ902において計測したエコー信号を、いろいろな上記等価回路におけるパラメータ値によって得られる計測空間上での座標に配置しながら、画像を生成し、ファントムの良いプロファイルが画像上で得られるものを、所望な等価回路パラメータ値として検索する。ただし、本ステップでは、パラメータ値を変化させながら、そのパラメータ値を、該パラメータ値を用いて再構成した場合に得られる画像、プロファイル、評価値と関連付けて、メモリ又はストレージデバイス905へ記憶する。【００６２】
(ステップ1602)
図16において、ステップ1602は、図9においてステップ904に相当するものである。【００６３】
本ステップでは、ステップ1601で検索した等価回路のパラメータ値の内所望なものを、メモリ又はストレージデバイス905に格納する。
(ステップ1701)
図17において、ステップ1701は、図10において1001に相当するものである。具体的に本ステップでは、等価回路パラメータ値を設定する。検索開始時点は初期値を設定し、検索中は所定のピッチで等価回路パラメータ値を変更して設定する。検索の具体的な例を図11の表に示す。この例では、R1は1Ω、μを1μF、Lを175μHに固定したまま、R2を0.75Ωから0.05Ωピッチで10回(0.75Ω、0.80Ω、...、1.20Ω)設定を実行して、所望なパラメータ値を求める。次にR1を1Ω、R2を求めた所望なパラメータ値、Lを175μHとして固定したまま、Cを1μFから1μFピッチで10回(1μF、2μF、...、10μF)設定を実行し
て、所望なパラメータ値を求める。最後にR1を1Ω、R2、Cを求めた所望なパラメータ値として固定したまま、Lを175μHから1μHピッチで10回(175μH、176μH、...、184μH)設定を実行して、所望なパラメータ値を求める。ただし、本ステップにおけるパラメータ値の設定は、MRI装置において必要な傾斜磁場X軸方向、Y軸方向、Z軸方向それぞれについてのパラメータ値について順次行うようにする。ただし、本ステップで設定したパラメータ値は、後述するステップ1702、1703で得られる画像等と関連付けて、メモリ又はストレージデバイス905へ記憶される。【００６４】
(ステップ1702)
図17において、ステップ1702は、図10において1004に相当するものである。  
より具体的には、グリッディング後のデータをフーリエ変換して、画像を作成する。ただし、本ステップで得られた画像は、前述あるいは後述するステップ1701、1703で得られるパラメータ値等と関連付けて、メモリ又はストレージデバイス905へ記憶される。【００６５】
(ステップ1703)
図17において、ステップ1702は、図10において1005に相当するものである。  
より具体的には、作成した画像を基に等価回路による画質の向上を評価する。画質の判定基準の例を、図13に示す。図13(a)は等価回路のパラメータ値のある組み合わせの場合
、図13(b)は他の組み合わせの場合である。図の左は画像、右は画像のA-A'ラインの信号強度プロファイルを示す。この画像は、内容物が均一なファントムなので、理想的には信号強度プロファイルは、ファントムの存在する領域では信号値が一定となる。しかし、図13(a)ではファントム縁部で信号の持ち上がりが確認できる。また、ファントム部の中心部の信号が高く、外側へ向うにつれて低くなっている。この時、前者の縁部での信号の持ち上がりをOvershoot、ファントム内部の信号の均一さをUniformityと定義して、等価回路のパラメータ値毎に値を算出する。例えば、Overshootは縁部に設定したROI内の信号の平均値や最大値を、Uniformityはファントム内に設定したROI内の信号の標準偏差を用いても良い。すなわち、本ステップではファントムの磁気共鳴画像の平坦度等に基づいて、前記複数個のパラメータ値の評価を行っている。【００６６】
上記図16あるいは図17で示したフローチャートに基づいてパラメータ値の内所望なものを求めると、メモリ又はストレージデバイス905には、いろいろなパラメータ値に応じて、それにより再構成して得られる画像等が関連して記憶される。【００６７】
(ステップ1704)
図17において、ステップ1704は、図10においてステップ1008に相当するものである。
ステップ1703で算出された評価値(上述の例では、OvershootあるいはUniformity)が所望のものを検索し、そのときの等価回路の傾斜磁場のX、Y、Zの3軸それぞれについてパラメータ値を結果として出力する。【００６８】
図18は、パラメータ値に応じて、それにより再構成された画像等がどのように変化するかを示した一例である。図18において、1801は結果を表示するウインドであり、ウインド1801内には、再構成後の画像を表示する領域1802と、画像から評価値を算出する際の指標となるデータを表示する領域1803がある。この例では、1804に表示しているのは、画像1802に赤線で示したラインの信号強度プロファイルである。更にウインド1801には、等価回路のパラメータ値R1、R2、C、Lの値を表示する領域1805〜1808と、実施例1のステップ1005で説明した画質の評価値として算出した値を表示する領域1809、1810がある。ここで、1805〜1808に記載のパラメータ値は、X軸方向傾斜磁場と、Y軸方向傾斜磁場と、Z軸方向傾斜磁場の3種類があるので、1811に記載のタブを用いて、切り替えられるようになっている。また、1812に記載されたものは、それぞれのパラメータ値組み合わせの番号を示し、ステップ1813で組み合わせを除々に変えるのに従って、表示画面を除々に切り替えることができるようにするものである。【００６９】
本実施例によれば、等価回路のパラメータ値の所望値が選出された後で、選出過程の画像と評価値を確認することができ、パラメータ値の調整が妥当かを判断できる。例えば、パラメータ値を順次変えながら画像を評価する過程において、比較的早い段階で再構成画像が良い状態へ収束したのか、比較的早い段階で再構成画像が良い状態へ収束しなかったのかが、判断できる。また、その収束具合を観察すれば、パラメータ値の初期値の決め方、離散的に変えるパラメータ値の変え方に更に良い方法がないか等を探索する手がかりを求めることができる。【００７０】
以上までが、本発明を具体的に示した実施例である。しかし、本発明は、以上の実施例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各種形態を取り得る。本実施例ではグラディエントエコー型のスパイラル法について記載したが、スパイラル法はパルスシーケンスの種類には依存せず、スピンエコー型にも適用できる。【００７１】
また、本発明の実施例では、計測空間の中心から外側向ってサンプリングするスパイラル法の例を示したが、計測空間の外側から中心に向ってサンプリングするスパイラル法にも同様に適用できる。さらに、計測空間の不特定方向にサンプリングするようなスパイラル法、例えば3次元空間でのスパイラル法や、計測空間の中心から外側にサンプリングした後に、再度中心に戻るようなサンプリングをするスパイラル法なども同様である。【００７２】
また、傾斜磁場出力のシステム応答を近似する等価回路として、RCL等価回路、RCRL等価回路の例を示したが、等価回路の例としてはこの限りではない。システムの構成に応じて様々な形態の等価回路を適用できる。【００７３】
さらに、傾斜磁場出力のシステム応答は、スパイラル法の場合のみでなく、MRI装置で実行できる全てのパルスシーケンスについても同様に考えることができる。特に、ラディアル法や、1回のRF照射で複数のエコー信号を取得する、エコープラナー法やファーストスピンエコー法などの、傾斜磁場出力の誤差が画質に与える影響の大きいシーケンスに対しては、本発明を適用することでの画質改善効果が大きい。
【符号の説明】
【００７４】
901  パルスシーケンスの設定、902  エコー信号の計測、903  所望な等価回路パラメータの検索、904  所望な等価回路パラメータを保存、905  メモリ又はストレージデバイス
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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