(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、
前記被検体から発生する核磁気共鳴（NMR）信号をエコー信号として検出する検出部と、
前記検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを、備え、
前記磁場発生部は、前記傾斜磁場の平均値を演算し、当該平均値を用いて、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する、
こと特徴とする磁気共鳴イメージング（MRI）装置。
【請求項２】
請求項１記載のMRI装置であって、
前記磁場発生部は、前記平均値を演算する演算回路と、前記平均値を用いてシム電源を制御するシム制御回路を含む、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項３】
請求項２記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記装置の座標系(X,Y,Z)の２方向に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号GxとGyに基づき、前記平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項４】
請求項３記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の時間平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項５】
請求項３記載のMRI装置であって、
前記演算回路は、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の移動平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項６】
請求項３記載のMRI装置であって、
前記シム制御回路は、前記平均値に基づき、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一である(Gx2 + Gy2)Zを補正するための補正値を前記シム電源に出力する、
ことを特徴とするMRI装置。
【請求項７】
被検体を収容する空間に均一な静磁場と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場と、前記被検体へ照射する高周波磁場を発生する磁場発生部と、前記被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、前記検出されたエコー信号を画像化する画像処理部と、を備えたMRI装置の作動方法であって、
前記磁場発生部は、前記傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、前記傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する、
こと特徴とするMRI装置の作動方法。
【請求項８】
請求項７に記載のMRI装置の作動方法であって、
前記磁場発生部は、前記装置の座標系のX,Y ２方向に印加される前記傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号GxとGyに基づき、前記平均値として(Gx2 + Gy2)の時間平均値又は移動平均値を演算する、
ことを特徴とするMRI装置の作動方法。
【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装置に関し、特に静磁場不均一の補正技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（以下、「MRI」という）装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴（以下、「NMR」という）信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
関連する先行技術文献としては、例えば、特許文献１、非特許文献１などがある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開昭60-209154号公報
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】W. Zhang et al., “An improved Maxwell term compensation method for FSE images”, ISMRM Proceedings 556 (2013)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記の先行技術文献に記載されているように、MRI装置で傾斜磁場を印加した時、位置（x, y, z）において、式1に示すような傾斜磁場の高次のマクスウェル項による静磁場不均一が発生し、画質に影響を与える。
【０００７】
【数１】
0006546837.tif 000002
【０００８】
そのため、これまでこのような高次のマクスウェル項を補正するため、色々な検討がなされて来ている。しかしながら、このような高次のマクスウェル項を補正するためには、複雑な処理を追加する必要があり、また大容量のシム電源を必要とした。
【０００９】
本発明の目的は、上記の課題を解決するため、簡潔な安価な構成を用いて、傾斜磁場印加時に発生する静磁場不均一の補正を行うことが可能なMRＩ装置、及びその作動方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明においては、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを備え、磁場発生部は、傾斜磁場の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する構成のMRI装置を提供する。
【００１１】
また、上記目的を達成するため、本発明においては、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場を発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する検出部と、検出されたエコー信号を画像化する画像処理部とを備えたMRI装置の作動方法であって、磁場発生部は、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正するMRI装置の作動方法を提供する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明 によれば、低容量な電源にて傾斜磁場印加による静磁場不均一を補正可能なMRI装置を提供できる 。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】実施例に係る、MRI装置の全体構成を説明するための図。
【図２】実施例に係る、傾斜磁場発生系の一例を示すブロック図。
【図３Ａ】実施例１に係る、時間平均演算を行う演算回路の一例のブロック図。
【図３Ｂ】実施例１に係る、時間平均演算を行う演算回路の各部の波形図。
【図４Ａ】実施例２に係る、移動平均演算を行う演算回路の一例のブロック図。
【図４Ｂ】実施例２に係る、移動平均演算を行う演算回路の各部の波形図。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。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。
【００１５】
最初に、各実施例に係るMRI装置の一例の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、MRI装置の一実施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、MRI装置は、磁場発生部を構成する静磁場発生系2と傾斜磁場発生系3と送信系5と、検出部である受信系6と、画像処理部である信号処理系7と、制御部を構成するシーケンサ4と中央処理装置（CPU）8とを備えて構成される。
【００１６】
磁場発生部の静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸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、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。
【００１７】
磁場発生部の傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系（静止座標系）であるX，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場を印加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軸方向に傾斜磁場GX，GY，GZを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する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、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの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。
【００１８】
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。
【００１９】
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、被検体１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（送信コイル）14aとから成る。高周波発振器11から出力されたＲＦ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ＲＦ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、RFパルスが被検体1に照射される。
【００２０】
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（受信コイル） 14bと信号増幅器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た被検体1の応答の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、信号増幅器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。
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、液晶パネル等からなるディスプレイ20とを有する。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。
【００２１】
操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
【００２２】
なお、図１において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル９は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
【００２３】
現在MRI装置の撮像対象核種は、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水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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次元的に撮像する。
【実施例１】
【００２４】
実施例１は、被検体を収容する空間に均一な静磁場と、静磁場に重畳する傾斜磁場と、被検体へ照射する高周波磁場とを発生する磁場発生部と、被検体から発生するNMR信号をエコー信号として検出する受信系である検出部と、検出されたエコー信号を画像化する信号処理系である画像処理部とを備え、磁場発生部は、傾斜磁場制御信号の平均値を演算し、当該平均値を用いて、傾斜磁場に基づく静磁場不均一を補正する構成のMRI装置、及び方法の実施例である。
【００２５】
図2および図3A、図3Bを用いて、実施例１のMRI装置の構成、動作について説明する。図2に示すように、本実施例の磁場発生部の傾斜磁場発生系3は、傾斜磁場制御回路22、傾斜磁場電源10、平均演算値回路23、高次シム制御回路24、シム電源18と、傾斜磁場コイル9で構成される。なお、同図に示すように、シーケンサ4からは、高次シム制御回路24を制御するための制御信号が入力される。
【００２６】
次に、本実施例の平均値演算回路23が追加されたMRI装置の動作について説明すると、シーケンサ4にて生成された傾斜磁場制御信号(GX, GY, GZ)は、傾斜磁場制御回路22、傾斜磁場電源10を介して、傾斜磁場コイル9へ供給され、傾斜磁場GX，GY，GZが発生する。このとき、傾斜磁場制御信号のうちGXとGYは平均値演算回路23に入力される。平均値演算回路23は、上述した式１の高次のマクスウェル項による静磁場不均一の、(Gx2 + Gy2) Z2を補正するための平均値を演算する。
【００２７】
図3Aに平均値演算回路23の回路構成の一実施例を、図3Bに平均値演算回路23の各部の波形の一例を示した。図3Bにおいて、上から順に、傾斜磁場制御信号GX、GY、それらに基づき算出される（GX2＋GY2）、及び平均値演算回路23の出力である時間平均値 Σ（GX2＋GY2）／ｔを示している。ここでｔは平均値演算区間である。このように、本実施例の平均演算回路23では、時間平均値演算回路25で、（GX2＋GY2）の単位時間毎の時間平均値の演算を行う。
【００２８】
なお、ここで平均値演算区間の単位時間、すなわち平均値演算を行う窓(Window)の幅は、パルスシーケンスの種類や、その撮影条件毎の単位時間を予め磁気ディスク等の記憶装置に記憶しておき、その値を読み出して使用しても良いし、入力制御装置21等を用いてユーザが可変できる構成としても良い。単位時間の好適な範囲は、一つの傾斜磁場パルスの時間幅／２より長く、繰り返し時間（TR）より短い。例えば、数msecから数十msecとする。
【００２９】
図3A、図3Bに示した本実施例の傾斜磁場発生系の構成により、傾斜磁場制御信号に基づく演算により得られた時間平均値に基づき、高次シム制御回路24にてシム電源18に入力する補正値を決定し、この補正値が入力されたシム電源18から、シムコイルに補正電流を供給することにより、傾斜磁場GXとGYによって発生した静磁場不均一の補正を行う。
【００３０】
本実施例の構成によれば、図3Bに示すように、（GX2＋GY2）の補正量最大値を、各平均値演算区間ｔでの平均化により、Σ（GX2＋GY2）／ｔとして、補正量最大値の半分以下の値とすることができるので、低容量で安価なシム電源18を用いて、高次の傾斜磁場によって発生する静磁場不均一の補正を行うことが可能となる。
【実施例２】
【００３１】
本実施例のMRI装置においては、図2の平均値演算回路23において、時間平均値演算に代え、移動平均値演算を行う点が実施例1と異なり、他の構成は同じであるので、以下、この差異点について説明する。
【００３２】
図4A、図4Bに、本実施例のMRI装置における、移動平均にて平均値を算出する平均値演算回路23の一構成例と、各部の波形を示す。実施例1の傾斜磁場制御信号に基づき、単位時間毎の平均値を算出する時間平均値演算回路25を、一定時間の移動平均値を算出する移動平均値演算回路26としたものである。図4Bに示すように、本実施例における移動平均値演算回路26の出力は、平均値演算区間ｔの移動につれて順次移動するが、実施例１と同様に、平均値演算区間ｔでの平均化により、Σ（GX2＋GY2）／ｔをその半分以下の値とすることができる。そのため、実施例１と同様低容量で安価なシム電源を用いて、高次の傾斜磁場によって発生した静磁場不均一の補正を行うことが可能となる。更に、本実施例においては移動平均値を用いるため、より追従性良く静磁場不均一性を補正することが可能となる。
【００３３】
本実施例における平均値演算区間ｔ、すなわち、単位時間の好適な範囲は、一つの傾斜磁場パルスの時間幅／２より長く、繰り返し時間（TR）より短くし、好適には傾斜磁場パルスの１〜数個分の時間とする。例えば、数msecから数十msecである。
【００３４】
なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることが可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
【００３５】
更に、上述した各構成、傾斜磁場発生系等は、それらの一部又は全部を回路で実現するハードウェア構成の例を説明したが、それらの一部又は全部を例えばプログラムで設計する等によりソフトウェアで実現しても良いことは言うまでもない。
【符号の説明】
【００３６】
１  被検体
２  静磁場発生系
３  傾斜磁場発生系
４  シーケンサ
５  送信系
６  受信系
７  信号処理系
８  中央処理装置（CPU）
９  傾斜磁場コイル
１０  傾斜磁場電源
１１  高周波発信器
１２  変調器
１３  高周波増幅器
１４ａ  高周波コイル（送信コイル）
１４b  高周波コイル（受信コイル）
１５  信号増幅器
１６  直交位相検波器
１７  A/D変換器
１８  シム電源
１９  ディスプレイ
２０  記憶装置
２１  入力制御装置
２２  傾斜磁場制御回路
２３  平均値演算回路
２４  高次シム制御回路
２５  時間平均値演算回路
２６  移動平均値演算回路
【図１】
0006546837.tif 000003
【図２】
0006546837.tif 000004
【図３Ａ】
0006546837.tif 000005
【図３Ｂ】
0006546837.tif 000006
【図４Ａ】
0006546837.tif 000007
【図４Ｂ】
0006546837.tif 000008