(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータの決定方法であって、
初期の撮像パラメータを確定するステップ、
初期の撮像パラメータに基づいて、少なくとも検査対象の一部に存在する組織タイプについて信号強度を算出するステップ、
算出された信号強度に応じて、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータを調整するステップ
を有する撮像パラメータの決定方法。
【請求項２】
算出された信号強度から、検査対象の少なくとも一部を表すシミュレーション画像が作成される請求項１記載の方法。
【請求項３】
信号強度を算出するために考慮すべき組織成分が、磁気共鳴画像が作成されるべき検査対象の範囲内に少なくとも部分的に位置する該検査対象の身体領域から決定される請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
考慮される組織成分の磁気共鳴パラメータが決定される請求項３記載の方法。
【請求項５】
各考慮すべき組織種類についての信号強度がｋ空間において決定される請求項３又は４記載の方法。
【請求項６】
各考慮すべき組織成分の割合がｋ空間において決定され、少なくとも１つのｋ空間点について各考慮される組織種類ごとに、組織種類の信号強度と各考慮される組織の割合が決定されることによって、信号強度が決定される請求項５記載の方法。
【請求項７】
ｋ空間における信号強度がブロッホ方程式に基づいて算出される請求項５又は６記載の方法。
【請求項８】
考慮すべき組織成分が、検査すべき身体領域を概略的に描出する概略画像に基づいて決定される請求項３乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
概略画像がセグメント化された磁気共鳴画像である請求項８記載の方法。
【請求項１０】
各考慮すべき組織成分について、検査すべき身体領域を概略的に描出する概略画像から組織成分画像が作成される請求項３乃至９の１つに記載の方法。
【請求項１１】
組織成分画像が正規化される請求項１０記載の方法。
【請求項１２】
個々の組織成分画像の分解能が、撮影すべき磁気共鳴画像の分解能に一致するように調整される請求項１０または１１記載の方法。
【請求項１３】
組織成分画像がｋ空間へフーリエ変換される請求項１０乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１４】
組織に依存した強度値の発生のために、ｋ空間における各組織種類の信号強度値が、フーリエ変換された組織成分画像と掛算される請求項１３記載の方法。
【請求項１５】
組織に依存した信号強度が加算され、シミュレーション画像が組織に依存した信号強度に基づいて作成される請求項１４記載の方法。
【請求項１６】
検査対象における３つの直交する断面に関してシミュレーション画像が算出される請求項１乃至１５の１つに記載の方法。
【請求項１７】
磁気共鳴画像が撮影されるべき撮像シーケンスの１つの時間部分のみが考慮されることによって、信号強度が算出される請求項１乃至１６の１つに記載の方法。
【請求項１８】
前記時間部分が、シミュレーション画像を算出するために使用される撮像シーケンスにおける最小の反復単位である請求項１７記載の方法。
【請求項１９】
初期の撮像パラメータが使用者によって入力され、撮像パラメータが使用者によってシミュレーション画像の検討に基づいて変更される請求項２乃至１８の１つに記載の方法。
【請求項２０】
初期の撮像パラメータの確定時に使用者が撮像パラメータの範囲ならびにコントラスト特性、画像鮮明度および信号雑音比の如き画質パラメータの範囲を予め定め、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータが反復法により予め決められた基準に基づいて算出される請求項１乃至１９の１つに記載の方法。
【請求項２１】
撮像パラメータが、目標関数を最小化する最小化法を用いた反復法により決定される請求項２０記載の方法。
【請求項２２】
算出された信号強度から画質パラメータが算出され、画質パラメータに基づいて撮像パラメータが調整される請求項１乃至２１の１つに記載の方法。
【請求項２３】
予め決められた撮像パラメータを有する測定プロトコルの選択時に、自動的にこの撮像パラメータについて、シミュレーション画像が算出されて表示される請求項１乃至２２の１つに記載の方法。
【請求項２４】
各指定された測定プロトコルに対してシミュレーション画像が算出されて表示される請求項１乃至２３の１つに記載の方法。
【請求項２５】
検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータを調整する装置であって、
初期の撮像パラメータを確定するための入力ユニットと、
磁気共鳴画像内に表示されるべき身体領域に少なくとも部分的に由来する組織タイプについての信号強度を算出するためのシミュレーションユニットとを備え、
信号強度が、測定された磁気共鳴信号を用いずに算出され、
磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータが、算出された信号強度に応じて調整される
撮像パラメータの調整装置。
【請求項２６】
シミュレーションユニットが信号強度からシミュレーション画像を算出する請求項２５記載の装置。
【請求項２７】
シミュレーション画像を表示するための表示ユニットを備えている請求項２６記載の装置。
【請求項２８】
請求項１乃至２２の１つに記載の方法を実施するように構成されている請求項２５乃至２７の１つに記載の装置。
【請求項２９】
コンピュータシステムでの実行時に請求項１乃至２４の１つに記載の方法を実行するコンピュータプログラムを記録したコンピュータ読取可能な媒体。
【請求項３０】
コンピュータシステムでのデータ媒体の使用時に請求項１乃至２４の１つに記載の方法を実行するように構成されている電子的に読取可能な制御情報を記憶した電子的に読取可能なデータ媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、画像撮影装置により検査対象の画像を撮影するための撮像パラメータの決定方法に関する。本発明は、個々の磁気共鳴（ＭＲ）画像を撮影するために撮像パラメータが設定されなければならない磁気共鳴装置における検査計画時に特に使用されるが、それのみに使用されるわけではない。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲ撮像方法の複雑さが増すにつれて、設定された撮像パラメータが所望のコントラストおよび要求された画質を提供する画像シーケンスを有するプロトコルを作成することが、操作者にとって、ますます難しくなって時間を要するようになってきた。模範的には、例えばターボフラッシュ（ｔｕｒｂｏＦＬＡＳＨ）法の如きグラジエントエコー法による３次元撮影法の変形が挙げられる（ＭＰＲＡＦＥ＝ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ  ｐｒｅｐａｒｅｄ  ｒａｐｉｄｌｙ  ａｃｑｕｉｒｅｄ  ｇｒａｄｉｅｎｔ  ｅｃｈｏｅｓ、磁化準備高速取得形グラジエントエコー法）。撮像パラメータの設定は、この種の撮像シーケンスにおいて、最適化された中央ｋ空間走査法、可変傾斜角および／または種々のプリパレーションパルスが使用される場合に特に難しい。この場合に、例えば１°の励起傾斜角の変化のような撮像パラメータ変化時に測定ＭＲ画像の画質が診療上使用できなくなることが発生し得る。
【０００３】
プロトコル開発、すなわち特定の撮像シーケンスのために適切な撮像パラメータを求めることは、主に実験的方法により行なわれる。実験的方法では、平均的な画質を生じる既存のプロトコルから出発して、撮像パラメータが反復的に測定ファントムまたは自発的な被検者における測定によって最適化される。このプロセスは、特に非常に長い撮影時間を要する撮像シーケンスを考慮する場合に、非常に時間およびコストがかかる。これは、特に小児科の撮像の分野に関して当てはまる。なぜならば、その分野ではＭＲ関連の組織パラメータが明白に成人とは異なり、したがって専用の撮像パラメータが求められなければならず、他方ではしかし当然のことながら小児科では被検者測定は非常に限定的にしか行なうことができない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
したがって、本発明の課題は、撮像パラメータを簡単かつ迅速に最適化することを可能にすることにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
この課題は、本発明によれば、検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータの決定方法であって、初期の撮像パラメータを確定するステップ、
初期の撮像パラメータに基づいて、少なくとも検査対象の一部に存在する組織タイプについて信号強度を算出するステップ、算出された信号強度に応じて、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータを調整するステップを有する撮像パラメータの決定方法によって解決される（請求項１）。
撮像パラメータの決定方法に関する本発明の有利な実施態様は次の通りである。
・算出された信号強度から、検査対象の少なくとも一部を表すシミュレーション画像が作成される（請求項２）。
・信号強度を算出するために考慮すべき組織成分が、磁気共鳴画像が作成されるべき検査対象の範囲内に少なくとも部分的に位置する該検査対象の身体領域から決定される（請求項３）。
・考慮される組織成分の磁気共鳴パラメータが決定される（請求項４）。
・各考慮すべき組織種類についての信号強度がｋ空間において決定される（請求項５）。
・各考慮すべき組織成分の割合がｋ空間において決定され、少なくとも１つのｋ空間点について各考慮される組織種類ごとに、組織種類の信号強度と各考慮される組織の割合が決定されることによって、信号強度が決定される（請求項６）。
・ｋ空間における信号強度がブロッホ方程式に基づいて算出される（請求項７）。
・考慮すべき組織成分が、検査すべき身体領域を概略的に描出する概略画像に基づいて決定される（請求項８）。
・概略画像がセグメント化された磁気共鳴画像である（請求項９）。
・各考慮すべき組織成分について、検査すべき身体領域を概略的に描出する概略画像から組織成分画像が作成される（請求項１０）。
・組織成分画像が正規化される（請求項１１）。
・個々の組織成分画像の分解能が、撮影すべき磁気共鳴画像の分解能に一致するように調整される（請求項１２）。
・組織成分画像がｋ空間へフーリエ変換される（請求項１３）。
・組織に依存した強度値の発生のために、ｋ空間における各組織種類の信号強度値が、フーリエ変換された組織成分画像と掛算される（請求項１４）。
・組織に依存した信号強度が加算され、シミュレーション画像が組織に依存した信号強度に基づいて作成される（請求項１５）。
・検査対象における３つの直交する断面に関してシミュレーション画像が算出される（請求項１６）。
・磁気共鳴画像が撮影されるべき撮像シーケンスの１つの時間部分のみが考慮されることによって、信号強度が算出される（請求項１７）。
・該時間部分が、シミュレーション画像を算出するために使用される撮像シーケンスにおける最小の反復単位である（請求項１８）。
・初期の撮像パラメータが使用者によって入力され、撮像パラメータが使用者によってシミュレーション画像の検討に基づいて変更される（請求項１９）。
・初期の撮像パラメータの確定時に使用者が撮像パラメータの範囲ならびにコントラスト特性、画像鮮明度および信号雑音比の如き画質パラメータの範囲を予め定め、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータが反復法により予め決められた基準に基づいて算出される（請求項２０）。
・撮像パラメータが、目標関数を最小化する最小化法を用いた反復法により決定される（請求項２１）。
・算出された信号強度から画質パラメータが算出され、画質パラメータに基づいて撮像パラメータが調整される（請求項２２）。
・予め決められた撮像パラメータを有する測定プロトコルの選択時に、自動的にこの撮像パラメータについて、シミュレーション画像が算出されて表示される（請求項２３）。
・各指定された測定プロトコルに対してシミュレーション画像が算出されて表示される（請求項２４）。
さらに、前述の課題は、本発明によれば、検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータを調整する装置であって、初期の撮像パラメータを確定するための入力ユニットと、磁気共鳴画像内に表示されるべき身体領域に少なくとも部分的に由来する組織タイプについての信号強度を算出するためのシミュレーションユニットとを備え、信号強度が、測定された磁気共鳴信号を用いずに算出され、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータが、算出された信号強度に応じて調整される撮像パラメータの調整装置によっても解決される（請求項２５）。
撮像パラメータの調整装置に関する本発明の実施態様は次の通りである。
・シミュレーションユニットが信号強度からシミュレーション画像を算出する（請求項２６）。
・シミュレーション画像を表示するための表示ユニットを備えている（請求項２７）。
さらに、コンピュータシステムでの実行時に本発明による方法を実行するコンピュータプログラムを記録したコンピュータ読取可能な媒体が提案される。
さらにまた、コンピュータシステムでのデータ媒体の使用時に本発明による方法を実行するように構成されている電子的に読取可能な制御情報を記憶した電子的に読取可能なデータ媒体が提案される。
【０００６】
本発明の第１の特徴によれば、検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータの決定方法であって、次のステップを有する方法を提供する。第１のステップにおいて、初期の撮像パラメータが一般的には操作者によって確定される。引き続いて、初期の撮像パラメータにより、磁気共鳴（ＭＲ）画像が撮影されるべき検査対象の少なくとも一部に存在する組織タイプについて、信号強度が算出される。最後に、この算出された信号強度により、磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータが調整される。算出された信号強度から、測定を行なうことなしに、予期されるコントラストおよび予期される画質を算出することができる。算出のための時間は一般に数秒以下である。設定された初期の撮像パラメータを用いて測定されたＭＲ画像がどのように見えるかに関する概観を得るために、場合によっては何分も続く測定を実行することは必ずしも必要ではない。本発明はＭＲ画像における適用に限定されない。理論的には、あらゆる他の画像撮影法の画像、例えばコンピュータ断層撮影法における画像にも適用可能である。しかしながら、磁気核共鳴による撮像の場合には、多数の設定可能なパラメータによって正しい撮像パラメータの選定が難しいので、ＭＲ画像は本発明の有利な適用例である。
【０００７】
１つの実施態様によれば、算出された信号強度に基づいて、磁気共鳴画像が撮影されるべき検査対象の少なくとも一部を表すシミュレーション画像が作成される。しかしながら、使用者に表示されるシミュレーション画像の作成が絶対に必要ではないことを理解すべきである。撮像パラメータの最適化もしくは適合化は、算出された信号強度から算出可能である数値だけに基づいて行なうこともできる。
【０００８】
しかしながら、他の実施態様では、シミュレーション画像が算出される場合に、予め決められた撮像パラメータを有する測定プロトコルの選択時に、選択された撮像パラメータについて自動的にシミュレーション画像を算出して表示することもできる。したがって、操作者は、選択された撮像パラメータに関する第１印象を得る。更に、操作者に各指定された画像撮影プロトコルについてシミュレーション画像が表示され、それによって操作者は再び異なる測定プロトコルに関する改善された概観を得ることも可能である。
【０００９】
算出されたシミュレーション画像が操作者に表示される場合、操作者は、いわばオンラインで撮像パラメータを最適化し、更なるステップで、全体として満足な画像コントラストが満足な信号雑音比と共に達成されるように、変更することができる。シミュレーション画像の算出および表示に対する代替として、単に、コントラスト、鮮明度および信号雑音比のような重要な画像パラメータだけを決定して表示することもできる。
【００１０】
好ましくは、シミュレーション画像を算出するために、組織成分が、シミュレーション画像の算出に考慮されるべき検査対象の身体領域から決定される。更に、この身体領域は、磁気共鳴画像が作成されるべき検査対象の範囲内に少なくとも部分的に位置するべきである。これは、検査すべき身体領域が概略的に種々の組織の成分に関して既知であるべきであることを意味する。更に、好ましくは、算出に考慮される組織種類についてのＴ１緩和時間、Ｔ２緩和時間およびプロトン密度のようなＭＲパラメータが決定される。例えば、文献から既知のデータ、または一度測定されて記憶された値を使用することができる。例えば、算出に考慮されるべき組織成分を決定するために、例えばセグメント化された磁気共鳴画像である概略画像が使用されるとよい。ＭＲ画像のセグメント化によって、公知の如く、異なる組織種類を互いに分離することができる。これによって、全信号において１つの組織の成分もしくは全ての組織の成分を決定することができる。代替として、考慮すべき組織タイプの区別を可能にしかつ適切な形でディジタルにて使用可能である例えば解剖学構造マップからの概略画像を使用することができる。
【００１１】
本発明の実施態様によれば、各考慮すべき組織種類についての信号強度がｋ空間において決定される。この信号強度は、１つの実施態様では、ブロッホ方程式に基づいて算出することができる。算出された信号強度は、更になおも後述されているように、各ｋ空間点および各組織成分についての重み付けを表わす。励起およびリフォーカスパルスの時間的経過を考慮したブロッホ方程式の明示的な解が可能である。更に、ブロッホ方程式の近似的な解または信号展開の評価も考えられ得る。信号取得がｋ空間もしくはフーリエ空間において行なわれるので、算出された強度値はｋ空間において算出された信号値を表わす。更に、各考慮される組織成分の割合がｋ空間において決定されるとよい。各考慮される組織種類についての少なくとも１つのｋ空間値に関して、組織種類の信号強度および組織の割合が決定されることによって、シミュレーション画像が決定される。全ての考慮される組織種類の信号強度を有する各組織の量割合は既知であるならば、それから例えばシミュレーション画像を算出することができる。
【００１２】
上述のように、検査すべき身体領域もしくは検査すべき画像平面を概略的に描出する概略画像により、考慮すべき組織成分を算出することができる。本発明の実施態様によれば、各考慮すべき組織成分について概略画像から組織成分画像を作成することができる。これは、セグメント化された磁気共鳴画像から組織タイプごとの部分画像、すなわち組織成分画像が作成されることを意味する。これに対する代替として、異なる組織を有する概略画像の代わりに、各組織成分ごとに既にこの種の組織成分画像が存在することもあり得る。個々の組織成分画像の算出後に、これらは更なるステップにおいて正規化されるとよい。１つの画素に異なる組織成分が存在し得る。例として、灰色脳物質および白色脳物質が挙げられる。個々の組織成分画像の正規化によって、個々の組織成分画像の割合は全合計として１００％になる。これに対する代替としてプロトン密度での正規化も可能であり、それによって、例えばパーシャルボリューム効果（すなわち、有限の大きさの画素が１つよりも多い組織タイプを含んでいるか、または空気を含んでいること）を考慮することができる。
【００１３】
他のステップにおいて、個々の組織成分画像の分解能が、撮影すべきＭＲ画像（すなわち、後で検査対象から撮影されるべきＭＲ画像）の分解能に一致するように調整される。その後、組織成分画像はｋ空間へフーリエ変換され、それによって、各ｋ空間点においてどの組織成分が全信号に対していかなる割合を有するかを確定することができる。組織成分画像の個々のｋ空間データセットは測定領域内の個々の組織タイプの描出を表す。このデータセットは上述の信号強度により重み付けされる。その後、算出されたもしくはシミュレーションされた信号強度により、各組織ごとに信号強度をフーリエ変換された組織成分画像に掛算することによって、各組織種類ごとにｋ空間において組織に依存した信号強度を発生させることができる。組織に依存した信号強度の加算を行ない、かつ画像空間へのフーリエ逆変換を行なうことによって、シミュレーション画像を算出することができる。
【００１４】
計算労力を最少化するために、１つのスライス面についてシミュレーション画像が作成されるか、または異なる断層について幾つかの代表的なシミュレーション画像が算出されるとよい。更に、アキシャル面、サジタル面、コロナル面の如き３つの直交する断層画像についてそれぞれ１つのシミュレーション画像を算出することも可能である。
【００１５】
更に、信号強度の算出時に撮像シーケンス全体を考慮すること、すなわちグラジエントパルスおよび高周波パルスの全ての経過を考慮することは非常に労力を要する。撮像シーケンスの１つの時間部分にシミュレーションを限定することもできる。この時間部分は例えば撮像シーケンスにおける最小の反復単位であるとよい。励起パルスおよびグラジエント投入の反復を有する測定経過の周期性に基づいて、撮像シーケンスから最小の反復単位のシミュレーションを行なうことで十分である。測定シーケンスによって予め定められ、したがって既知のｋ空間走査計画と併せて、この時間部分のシミュレーションから、ｋ空間全体についての信号強度を求めることができる。
【００１６】
実施態様によれば、初期の撮像パラメータが使用者によって入力され、撮像パラメータが使用者によってシミュレーション画像を見ることにより変更され、最適化され得る。しかしながら、同様に、使用者が個々の撮像パラメータのための限界条件ならびに例えばコントラスト特性を予め定めることも可能であり、撮像パラメータは反復法により予め決められた基準に基づいて算出される。このための模範的な基準は、信号雑音比、コントラスト特性およびいわゆる点像分布関数（ＰＳＦ＝Ｐｏｉｎｔ−Ｓｐｒｅａｄ−Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）である。模範的に反復法において最適化されるべき目標関数が動作させられるとよい。この種の最適化法では、例えば目標関数を最小化することが可能である。
【００１７】
更に、本発明は、検査対象の磁気共鳴画像を撮影するための撮像パラメータを調整する装置であって、初期の撮像パラメータを確定するための入力ユニットと、信号強度を算出するためのシミュレーションユニットとを備えた撮像パラメータの調整装置に関する。好ましくはこの装置は上述のように動作する。本発明は、同様に、コンピュータシステムでの実行時に上述の方法を実行するコンピュータプログラムを記録したコンピュータ読取可能な媒体に関する。本発明は、同様に、この種のコンピュータプログラムを有する電子的に読取可能なデータ媒体に関する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
以下において、添付の図面を参照しながら本発明を更に詳細に説明する。
図１は磁気共鳴（ＭＲ）画像のシミュレーション装置を有するＭＲ装置を概略的に示し、
図２は撮像パラメータを最適化するための経過を概略的に示す流れ図を示し、
図３は概略画像、シミュレーション画像および実際に撮影されたＭＲ画像を模範的に示す。
【００１９】
図１は、撮像パラメータを効果的に最適化することを可能にする磁気共鳴装置を概略的に示す。この種の磁気共鳴装置は分極磁場Ｂ０を発生するための主磁場１０を有する。被検者１１が身体領域１２の検査のために寝台１３上にてＭＲ装置内に運ばれる。ＭＲ画像を作成するために、ＭＲ装置は、分極磁場内に生じる磁化を励起するための高周波パルスを出射する高周波パルスシステム１４を有する。ＭＲ信号の空間分解のために傾斜磁場コイル１５が設けられている。高周波パルスの出射制御のために高周波ユニット１６が設けられ、傾斜磁場の投入のために傾斜磁場ユニット１７が設けられている。更に、測定および測定経過を制御するための中央制御ユニット１８が設けられ、これを図示されていない操作者が入力ユニット１９を介して操作することができる。ＭＲ画像は表示ユニット２０に表示される。ＭＲ装置の一般的な動作様式は専門家に十分に知られているので、ＭＲ画像を作成するための詳細をこの明細書においては更に詳しくは説明しない。ＭＲ画像を作成するために、操作者は撮像パラメータを入力ユニットを介して入力することができる。この種の撮像パラメータは、例えば繰り返し時間、エコー時間、撮像視野（ＦＯＶ）、励起傾斜角等である。撮像パラメータの変化時に測定されたＭＲ画像が満足な画質を持つことを保証するために、予期されるコントラストおよび予期される画質を有する画像を算出するシミュレーションユニット２１が設けられ、算出された画像は表示ユニット２０に表示される。
【００２０】
図２および図３を参照して、シミュレーションユニット２１において、設定された撮像パラメータによりＭＲ画像がどのようにシミュレーションされるかを説明する。
【００２１】
最適化方法のためには、測定プロトコルに基づいて、コントラストおよび画質が実際の測定に一致する画像を算出することが必要である。このためには、いわゆる概略画像３０が必要であり、この概略画像３０は、検査すべき身体領域を概略的に描出しかつ観察すべき各組織タイプにおいて個別的な値、例えばグレー値が割り当てられるセグメンテーション画像（セグメント化された画像）である。概略画像３０の代わりに、それぞれがまさしく１つの組織タイプを表す複数の部分画像を使用することもできる。各部分画像のピクセル値において、例えば割り当てられる組織タイプの成分がコード化されているとよい。高速グラジエントエコーシーケンスによる頭部の３次元撮影法、いわゆるＭＰＲＡＧＥ撮像法の場合、例えば、磁化の準備様式（インバージョンリカバリ法、ダブルインバージョンリカバリ法、Ｔ２プリパレーション法およびサチュレーションリカバリ法）、反転時間および飽和時間のような準備パラメータ、ターボファクタ、可変フリップ角算出のためのフリップ角パラメータ、ピクセル幅等のような非常に多くの撮像パラメータが変更される。これらの３次元画像を最適な信号特性を用いて撮影するために、ここで信号特性のシミュレーションが行なわれるとよい。この際に概略画像３０に基づいて組織成分が算出される。図３において、画像４１に、例えばこの種の概略画像が示され、この概略画像は脳のセグメント化されたＭＲ画像である。概略画像に基づいて、画像内に存在する各組織タイプについて、もしくは算出時に考慮されるべき各組織タイプについて、組織成分画像３１を作成することができる。頭部への適用時には、最も重要な臨床上のコントラストを算出することができるように、３つの異なる組織タイプ、すなわち灰色脳物質、白色脳物質ならびに液体を考慮することで十分である。この適用例では、これは３つの組織成分画像３１が作成されることを意味し、各組織成分画像において１つの組織の部分領域のみが考慮されている。ステップ３２において個々の部分画像の正規化が行なわれる。１つの画素に異なる組織が存在し得るために、個々の部分画像は全強度が１００％に等しくなるように正規化される。組織と空気との間の移行部において、または局所的な組織密度変動の場合に、個々の画素は１００％よりも小さい全強度を有することもあり得る。その後、ステップ３３において、部分画像が測定プロトコルに設定された分解能に補間される。図示の実施例では図示の個所において補間が行なわれる。しかしながら、補間は、後で説明するｋ空間への変換後または部分撮像前に行なうこともできる。ステップ３４において、各部分画像がフーリエ変換によってｋ空間へ変換される。これは各組織成分画像のｋ空間データ３５を生じる。これらのデータ３５は、どの組織タイプがどのｋ空間座標において信号成分を有するかを示している。次のステップ３６においては、各ｋ空間座標において各組織タイプの信号がどの信号強度を有するかが決定されなければならない。すなわち、信号強度によるｋ空間データの重み付けが行なわれる。これは各変換された部分画像の各ｋ空間座標と付属の信号強度値との掛算によって行なわれる。算出された信号強度値は、設定された撮像パラメータによるＭＲ画像の撮影時のＭＲ信号にできるだけ良好に一致すべきである。この強度値は、例えばブロッホシミュレーションにより算出可能である。このために、原理的に励起パルスおよびリフォーカスパルス、磁化準備およびグラジエント投入からなる測定経過の数値シミュレーションが、個別の組織タイプごとに既知のＭＲパラメータを用いて行なわれる。これは例えば組織ごとのシミュレーション経過を意味する。各データ取得時点でこのシミュレーションから必要な信号強度が得られる。したがって、割り当てられたｋ空間座標も測定シーケンスの経過から既知である。なぜならば、これはグラジエント投入から生じるからである。計算労力を少なく保つためには、ブロッホシミュレーションにおける測定シーケンスの完全な経過を把握しないことが必要であり得る。しかし、周期性に基づいてこれは必ずしも必要でない。なぜならば撮像シーケンスの代表部分のシミュレーションを行なうことで十分であるからである。上述のＭＰＲＡＧＥシーケンスを用いる場合、測定経過は、後に続く読み出し列をともなう準備位相からなる。典型的には１〜１０秒の期間を有するこの対は数分にわたって絶え間なく繰り返される。繰り返しにおいて相次いでｋ空間の異なる列が埋められるが、しかしながらｋ空間列の選択はブロッホシミュレーションに全く影響を及ぼさない。この理由から、繰り返しのためのブロッホシミュレーションを実行し、そのようにして求められた信号強度を他の（シミュレーションが行なわれない）繰り返しにおける信号強度に割当てることは撮像シーケンスによって予め与えられる割当計画を介して行なうことで十分である。バランス状態を取り入れたい場合、シミュレーションが若干の、例えば５つの繰り返しにわたって行なわれるとよい。シミュレーションの繰り返し数Ｎを自動的に定めさせることも可能である。繰り返しＮと繰り返しＮ−１とにおける開始値の磁化を比較すると、偏差から必要な繰り返し数を推定することができる。例えば偏差が予め定められたパーセント率よりも小さい場合には、繰り返しが停止される。他のシーケンス様式についても、同様に信号強度を算出することができる。例えば高速スピンエコー撮像法（ＴＳＥ＝Ｔｕｒｂｏ  Ｓｐｉｎ−Ｅｃｈｏ、ターボスピンエコー法）のための算出は、シーケンスの代表部分が同様に準備および読み出し列からなるＭＰＲＡＧＥシーケンスのための算出と同様であることが判明した。グラジエントエコーシーケンスについては代表部分が唯一の励起と後続の検出とからなる。しかしながら、この例では、バランス状態を考慮し幾つかの（例えば２０から３０の）繰り返しをシミュレーションすることが必要である。グラジエントエコーシーケンスが、例えば脂肪抑制、局所的飽和等のようなコントラストに影響を及ぼす付加的なシーケンス部分によって中断される場合に、繰り返えされる最小のシーケンスブロックが、シミュレーションすべき代表部分である。
【００２２】
ステップ３６において、各組織成分について、どの強さにてこの組織成分が全信号に関与するかが算出される。この情報は信号強度値の中に含まれ、ステップ３６では各フーリエ変換された組織成分画像の各ｋ空間座標が付属の信号強度値と掛算される。ステップ３７において、変換された信号成分画像が加算される。これはステップ３８においてフーリエ逆変換後に画像空間においてシミュレーション画像を得るためである。フーリエ変換の線形性に基づいて、ステップ３６の後におけるｋ空間データの加算をステップ３９の前における画像空間への逆変換後に行なうこともできる。ステップ３８の後に算出されたシミュレーション画像は操作者のために表示可能である。この種のシミュレーション画像の一例が図３の画像４２において認識することができる。デモンストレーション目的から、画像４３において、シミュレーション画像の撮像パラメータに対応する撮像パラメータにより測定されたＭＲ画像が示されている。画像４２と画像４３との比較によって認識することができるように、コントラスト特性が比較的良好にシミュレーションされている。ステップ３９において、算出された画像に基づいて撮像パラメータの最適化が行なわれる。これは、操作者が撮像パラメータ自体を変化させ、新たなシミュレーションが開始されるか、または満足なコントラストの場合には画像パラメータが測定シーケンスのために引き継がれることを意味する。しかし、他の実施例においては、操作者が撮像パラメータのために限界条件のみを予め定め、かつ所望のコントラスト、すなわちＴ１強調、Ｔ２強調またはプロトン密度強調を規定することも可能である。上述した算出方法を用いて今や反復画像が算出され、コントラスト品質および画像品質（画質）に関して自動的に評価される。評価結果に応じて撮像パラメータが自動変更可能であり、そして次の反復が実行可能である。自動評価は、既に求められた強度／強調データに基づいてかつ組織種類の空間分布の知識なしに（すなわち概略画像なしに）行なうこともでき、それゆえ最適なパラメータの反復法による決定は反復画像の明示的な算出なしにも行なうこともでき、このことは計算労力のかなりの低減を意味し、したがって個々の反復ステップの加速を意味する。
【００２３】
ブロッホシミュレーションから、組織タイプごとに個別的に各読み出しインターバルについての信号強度が生じる。シミュレーションによって、例えばＭＰＲＡＧＥシーケンスのエコー列のＩエコーが検出され、エコー番号ｉおよび組織タイプＧｊの信号強度Ｉ（Ｇｊ，ｉ）が得られる。
【００２４】
シーケンスの既知の割当計画Ｚが各ｋ空間座標（ｋｘ，ｋｙ）にエコー番号を割り当てる。すなわち、Ｚ（ｋｘ，ｋｙ）＝ｉである。この情報により、各組織タイプについての各ｋ空間座標に信号強度Ｉ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）が割り当てられる。
Ｉ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）＝Ｉ（Ｇｊ，Ｚ（ｋｘ，ｋｙ））
【００２５】
この情報は、信号、コントラストまたは点像分布関数（下記参照）のような主要な画質パラメータを決定するのに既に十分であり、ここでは組織タイプの空間分布に関する情報（概略画像、組織成分画像）がなおも必須というわけではない。
信号：        Ｓ（Ｇｊ）＝Ｉ（Ｇｊ，ｋｘ＝０，ｋｙ＝０）
コントラスト：Ｋ（Ｇ１，Ｇ２）＝Ｓ（Ｇ１）／Ｓ（Ｇ２）
ＰＳＦ：      ＰＳＦ（Ｇｊ）＝ｓｕｍ ｛ｋｘ｝
（（Ｉ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ＝Ｋｙ／２）−Ｓ（Ｇｊ））／Ｓ（Ｇｊ））＾２
（この場合に、Ｋｙはｋｙ座標の数値を表し、すなわち総計（ｓｕｍ）が中央のｋ空間列にわたって行なわれる。代替として総計が中央のｋ空間行にわたって行なわれてもよい。ＰＳＦの複合総計ならびに類似の評価が考えられ得る。）
【００２６】
シミュレーション画像を算出するために次のような動作を前提とする。場合によっては正規化された組織成分画像Ｂ（Ｇｊ，ｘ，ｙ）から出発して、ｋ空間データＢ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）＝ＦＴ（Ｂ（Ｇｊ，ｘ，ｙ））が算出される。なお、ＦＴはフーリエ変換を意味する。ｋ空間データは前もって求められた信号強度によって重み付けられる。
Ｗ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）＝Ｂ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）×Ｉ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ）
総計および逆変換によって、シミュレーション画像ＳＢが得られる。
ＳＢ（ｘ，ｙ）＝ＦＴ＾｛−１｝（Ｓｕｍ ｊ  Ｗ（Ｇｊ，ｋｘ，ｋｙ））
【００２７】
自動最適化のためには、最適化すべき目標関数を指定し、かつ目標関数が例えば最大または最小にされるように最適化パラメータを反復的に変更する方法を使用することが必要である。有利な実施形態においては目標関数の最小化が行なわれ、この場合に原理的にはあらゆる公知の最小化法を使用することができる。しかしながら、シンプレックス最小化法が特に適していることが分かった。なぜならば、この方法は、最適化パラメータに基づく目標関数の数学的導出に関する情報を必要とせず、マルチパラメータ空間においても、絶対的な最小値を見つけ出すために局所的な最小値から脱出することができるからである。例えば、次の最適化パラメータが使用されるとよい。個々の組織種類の点像分布関数（ＰＳＦ＝Ｐｏｉｎｔ−Ｓｐｒｅａｄ−Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）、信号雑音比ならびにコントラスト、すなわち個々の組織種類の信号振幅比である。目標関数において、点像分布関数（ＰＳＦ）、信号雑音比（ＳＮＲ）ならびにコントラスト（Ｋ）の評価パラメータを検出することが肝要であり、最初の両者は組織タイプ依存性（Ｇ）が付加される。
ｉ）  Ｚ＝ＰＳＦ（Ｇ１）×ＰＳＦ（Ｇ２）×…×ＰＳＦ（Ｇｎ）×ＳＮＲ（Ｇ１）×…          
×ＳＮＲ（Ｇｎ）×Ｋ
ｉｉ）  Ｚ＝ａ１×ＰＳＦ（Ｇ１）＋…＋ａｎ×ＰＳＦ（Ｇｎ）＋ｂ１×ＳＮＲ（Ｇ１）            
＋…＋ｂｎ×ＳＮＲ（Ｇｎ）＋ｃ×Ｋ
【００２８】
コントラストの評価は、例えば個々の組織タイプの中央のｋ空間データの振幅比、すなわち算出された信号強度（上記参照）の比によって行なわれる。例えば灰色脳物質（ＧＭ）と白色脳物質（ＷＭ）との間の良好なコントラストが要求される場合にはコントラスト関数Ｋ＝Ｉ（ＧＭ，ｋｘ＝０，ｋｙ＝０）／Ｉ（ＷＭ，ｋｘ＝０，ｋｙ＝０）が最小化されるとよい。この場合に、Ｉ（ＧＭ，ｋｘ＝０，ｋｙ＝０）＝０なる解は、場合によってはＳＮＲの評価によって排除される。ＳＮＲの評価は、同様に中央のｋ空間データの振幅を介して行なわれる。ＧＭおよびＷＭの高いＳＮＲを目指す要求は、例えばＳＮＲ（ＧＭ）＝１／Ｓ（ＧＭ）およびＳＮＲ（ＷＭ）＝１／Ｓ（ＷＭ）の最小化を必要とする。ピクセルバンド幅へのＳＮＲの依存性は、例えばバンド幅の平方根との掛算によって考慮されるとよい。
【００２９】
点像分布関数の評価は若干複雑である。理想的な場合（画像空間におけるデルタピーク）はｋ空間における信号強度の一定振幅によって表わされる。この一定の関数からの偏差は画像空間において点像分布関数の広がりの形で現れる（画像が不鮮明になる）。点像分布関数の評価が、例えば定数からの実際のｋ空間振幅の差の２乗の和として検出される。ＰＳＦ（ＧＭ）＝Ｓｕｍ ｛ｋｘ｝（（Ｉ（ＧＭ，ｋｘ，ｋｙ＝Ｋｙ／２）−Ｓ（ＧＭ））Ａ（ＧＭ））＾２，Ａ（ＧＭ）＝１／Ｎ  Ｓｕｍ ｛ｋｘ｝（ＧＭ，ｋｘ，ｋｙ＝Ｋｙ／２））またはＡ（ＧＭ）＝Ｓ（ＧＭ）。ＰＳＦの算出のために必要となる信号強度Ｉはブロッホシミュレーションの結果により既に存在する。
【００３０】
最後に言及しておくに、説明した方法は特殊な測定シーケンスに限定されず、上述の限界条件のもとで原理的にあらゆる撮像方法に適用可能である。
【００３１】
図３に示された画像から分かるように、概略画像、シミュレーション画像および本来の測定がシミュレーションデータと測定データとの大いなる一致を示す。したがって、パラメータ最適化が、図３に示された例において、３０分以上続く時間のかかる被検者測定なしに行なうことができる。
【００３２】
以上のとおり、本発明は時間を節約する簡単な撮像パラメータ最適化を可能にする。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】ＭＲ画像のシミュレーション装置を有するＭＲ装置を示す概略図
【図２】撮像パラメータを最適化するための経過を概略的に示す流れ図
【図３】概略画像、シミュレーション画像および実際に撮影されたＭＲ画像を模範的に示す図
【符号の説明】
【００３４】
１０        静磁場
１１        被検査者
１２        身体領域
１３        寝台
１４        高周波コイルシステム
１５        傾斜磁場コイル
１６        高周波ユニット
１７        傾斜磁場ユニット
１８        制御ユニット
１９        入力ユニット
２０        表示ユニット
２１        シミュレーションユニット
３０        概略画像
３１        組織成分画像
３２        ステップ（正規化）
３３        ステップ（補間）
３４        ステップ（フーリエ変換）
３５        ｋ空間データ
３６        ステップ（掛算）
３７        ステップ（加算）
３８        ステップ（フーリエ逆変換）
３９        ステップ（最適化）
４１        概略画像
４２        シミュレーション画像
４３        ＭＲ画像
【図１】
0005420206.tif 000002
【図２】
0005420206.tif 000003
【図３】
0005420206.tif 000004