(57)【要約】      （修正有）【課題】磁気共鳴イメージングのためのシム設定の効率的な算定を可能にする磁気共鳴イメージング方法および磁気共鳴装置を提供する。【解決手段】磁気共鳴装置１１による検査対象１５の磁気共鳴イメージング方法が次のステップを有する。磁気共鳴装置により検査対象の第１の磁気共鳴画像データを取得するステップ、第１の磁気共鳴画像データを少なくとも２つの物質クラスに分割するステップ、分割された第１の磁気共鳴画像データと少なくとも２つの物質クラスの磁化率値とに基づいてＢ０マップを算定するステップ、算定されたＢ０マップに基づいてシム設定を算定するステップ、磁気共鳴装置により検査対象の第２の磁気共鳴画像データを取得するステップであって、第２の磁気共鳴画像データの取得は、算定されたシム設定を用いて行われるステップ。【選択図】図１
2016002464.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴装置により検査対象の第１の磁気共鳴画像データを取得するステップと、
前記第１の磁気共鳴画像データを少なくとも２つの物質クラスに分割するステップと、
前記分割された第１の磁気共鳴画像データと前記少なくとも２つの物質クラスの磁化率値とに基づいて、Ｂ０マップを算定するステップと、
前記算定されたＢ０マップに基づいて、シム設定を算定するステップと、
前記磁気共鳴装置により検査対象の第２の磁気共鳴画像データを取得するステップであって、前記第２の磁気共鳴画像データの取得は、前記算定されたシム設定を用いて行われるステップと、
を有する磁気共鳴装置による検査対象の磁気共鳴イメージング方法。
【請求項２】
前記少なくとも２つの物質クラスのうち第１の物質クラスが空気であり、前記少なくとも２つの物質クラスのうち第２の物質クラスが検査対象の組織である、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記少なくとも２つの物質クラスが、少なくとも２つの異なる組織クラスを含む、請求項１から２の１つに記載の方法。
【請求項４】
第１の撮像領域からの前記第１の磁気共鳴画像データの取得と、第２の撮像領域からの前記第２の磁気共鳴画像データの取得とが行われ、前記第２の撮像領域が前記第１の撮像領域の一部分である、請求項１から３のいずれか１つに記載の方法。
【請求項５】
前記第１の磁気共鳴画像データの取得が、前記磁気共鳴装置の患者用テーブルの移動中に行われる、請求項１から４のいずれか１つに記載の方法。
【請求項６】
前記第２の磁気共鳴画像データの取得前に、前記磁気共鳴装置とは異なる少なくとも１つの他のセンサにより、第１の測定データが取得され、前記Ｂ０マップの算定が前記第１の測定データの使用を含む、請求項１から５のいずれか１つに記載の方法。
【請求項７】
前記第２の磁気共鳴画像データの取得後に、
第２の測定データが前記他のセンサにより取得され、
適合化されたＢ０マップが、前記第２の測定データおよび前記算定されたＢ０マップに基づいて決定され、
適合化されたシム設定が、前記適合化されたＢ０マップに基づいて算定され、
第３の磁気共鳴画像データが前記磁気共鳴装置により前記検査対象から取得され、前記第３の磁気共鳴画像データの取得が前記適合化されたシム設定を用いて行われる、
請求項６記載の方法。
【請求項８】
前記第１の測定データに基づいて前記検査対象の輪郭を記述するモデルが決定され、前記Ｂ０マップの算定が前記モデルの使用を含む、請求項６又は７記載の方法。
【請求項９】
前記第２の測定データに基づいて前記モデルが適合化され、前記適合化されたＢ０マップの決定が、前記適合化されたモデルの使用を含む、請求項７又は８記載の方法。
【請求項１０】
前記検査対象に依存しない前記磁気共鳴装置の主磁場の不均一性が、前記Ｂ０マップの算定時に考慮される、請求項１から９のいずれか１つに記載の方法。
【請求項１１】
画像データ取得ユニットと、シムユニットと、計算ユニットと、シム制御ユニットとを有し、請求項１から１０のいずれか１つに記載の方法を実施するように構成されている、磁気共鳴装置。
【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方法および磁気共鳴装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴装置（「磁気共鳴トモグラフィシステム」ともいう。）では、一般に被検者の、特に患者の被検体が主磁石の助けにより比較的高い、例えば１．５又は３又は７テスラの主磁場に曝される。さらに、傾斜磁場コイルユニットの助けにより傾斜磁場パルスが印加される。高周波アンテナユニットを介して適切なアンテナ装置により高周波パルス、特に励起パルスが送出され、これによって、これらの高周波パルスによって共鳴励起される特定の原子の核スピンが磁場の磁力線に対して定められたフリップ角だけ傾けられる。核スピンの緩和時に、高周波信号、即ちいわゆる磁気共鳴信号が放射され、放射された信号が適切な高周波アンテナにより受信され、それから後続処理される。そのようにして取得された生データから、最終的に所望の画像データを再構成することができる。
【０００３】
特定の測定のために、特定の磁気共鳴シーケンス（「パルスシーケンス」ともいう。）が送出される。そのシーケンスは、一連の高周波パルス、特に励起パルスおよびリフォーカスパルスと、それに適切に連系して送出される異なる空間方向に沿った異なる傾斜磁場軸上の傾斜磁場パルスとから構成されている。これに対して、時間的に適切に読み出し窓が設定され、磁気共鳴信号が取得される。
【０００４】
磁気共鳴装置による磁気共鳴イメージングでは、検査ボリューム内での主磁場の均一性が非常に重要である。均一性の小さな誤差でさえ、核スピンの周波数分布に大きな誤差をもたらし、それによって、画質の劣った磁気共鳴画像データが取得される。
【０００５】
検査ボリューム内の均一性を改善するために、シム装置が知られている。磁気共鳴装置が指定位置に設置された際に、周辺に存在する磁場が、特に磁気共鳴装置のアイソセンタの周りにおいて、主磁場の与えられた均一性を制限することがある。従って、磁気共鳴装置の設置および試運転の際に、しばしば測定に関連して、できるだけ最適な均一性が生じるようにシム装置が調整される。そのようにして、磁気共鳴装置の設置および試運転の際に基本シム設定が算定される。
【０００６】
しかし、撮像されるべき検査対象自体がさらに別の不均一性の原因になす。例えば、被検者が磁気共鳴装置内へ導入されると、身体物質が、その磁化率の影響で均一性を再び乱すことになる。この問題に対処するために、調整可能なシムユニットを使用することは公知である。このために、被検者が磁気共鳴装置の患者撮像領域内に導入された際に、特に均一性を改善するべく、異なるシム電流により制御されて異なる補償磁場を生成する電気的なシムコイルを使用することが知られている。
【０００７】
検査対象自体によるこのような妨害作用を除去するために、被検者が磁気共鳴装置の患者撮像領域内に導入されたときに、先ずシムユニットを制御する際に、磁気共鳴装置の設置および試運転中に得た基本シム設定により、磁気共鳴装置自体を使用して、磁場分布、いわゆるＢ０マップを測定するのが通常である。その後で、基本シム設定から出発して、シム制御ユニットにより測定された磁場分布を考慮して最適なシム設定が求められる。最適なシム設定を使用して、できるだけ最適な均一性に到達するためシムユニットが制御される。
【０００８】
従来の方法において、シム設定の算定に必要とされるＢ０マップは、一般的には、分離した別個の測定で求められる。この分離した測定では、一般的にＢ０マップの作成のために位相差および／又は周波数差が測定される。従来の方法におけるＢ０マップのこのような分離した測定は、測定時間が長くなるという欠点を有する。その原因は、Ｂ０マップが場合によっては、磁気共鳴装置の患者寝台装置のテーブル位置の変更後に、改めて他の分離した測定において求められなければならないことにもある。さらに、従来の方法に従って分離した測定で求められたＢ０マップは、位相エンコード方向の信号折り返しアーチファクトを有し、従ってＢ０マップに基づいてシム設定を正確に算定する際に問題をもたらす。
【０００９】
磁化率値の分布からＢ０マップを算定することは公知である（例えば、非特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１０】
【非特許文献１】Salomir et al.,“A Fast Calculation Method for Magnetic Field Inhomogeneity due to an Arbitrary Distribution of Bulk Susceptibility”, Concepts in Magnetic Resonance Part B (Magnetic Resonance Engineering), Vol.19B(1) 26-34 (2003)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
本発明の課題は、磁気共鳴イメージングのためのシム設定の効率的な算定を可能にすることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
この課題は、独立請求項の特徴事項によって解決される。有利な実施形態は従属請求項に記載されている。
【００１３】
本発明は、磁気共鳴装置による検査対象の磁気共鳴イメージング法から出発し、次のステップを有する。
磁気共鳴装置により検査対象の第１の磁気共鳴画像データを取得するステップ、
第１の磁気共鳴画像データを少なくとも２つの物質クラスに分割するステップ、
分割された第１の磁気共鳴画像データと少なくとも２つの物質クラスの磁化率値とに基づいてＢ０マップを算定するステップ、
算定されたＢ０マップに基づいてシム設定を算定するステップ、
磁気共鳴装置により検査対象の第２の磁気共鳴画像データを取得するステップであって、第２の磁気共鳴画像データの取得は、算定されたシム設定を用いて行われるステップ。
【００１４】
検査対象は、患者、訓練者又はファントム（phantom）であってよい。第２の磁気共鳴画像データに基づいて、特に磁気共鳴画像が磁気共鳴装置の計算ユニットにより作成される。磁気共鳴画像は磁気共鳴装置の表示ユニットに出力されるか、データベースに格納されるかのいずれか一方又は両方であってよい。
【００１５】
シム設定は、磁気共鳴装置のシムユニットを制御するための設定を含み得る。例えば、シム設定は、シムユニットのシムコイル電流の、場合によっては時間に依存する電流分布を規定することができる。それゆえ、シム設定の算定はシム電流の算定を含む。シム設定に基づいて、第２の磁気共鳴画像データの取得前に周波数調整を行うこともできる。第２の磁気共鳴画像データの取得前にさまざまのシム設定を算定することができる。
【００１６】
Ｂ０マップは、特に磁気共鳴装置の主磁場の磁場分布である。Ｂ０マップは、特に磁気共鳴装置の主磁場（Ｂ0磁場）に比例する。従って、Ｂ０マップは、特に検査対象が磁気共鳴装置内に位置決めされたときに主磁場内の不均一性を識別するのに役立つ。シム設定の算定は、第２の磁気共鳴画像データの取得中に、適用されたシム設定によって主磁場の不均一性が補償されるように、算定されたＢ０マップに基づいて行われる。
【００１７】
提案された方法によれば、シム設定の算定に使用されるＢ０マップが、第１の磁気共鳴画像データに基づいて算定される。第１の磁気共鳴画像データは、特にＢ０マップの算定前に磁気共鳴装置により検査対象から取得される。第１の磁気共鳴画像データは、例えば、一般に次の診断の撮像を計画するための測定を開始する際に行われる磁気共鳴概観撮像（ロカライザ：localizer）の期間中に取得することができる。既に取得した検査対象の診断画像データから、第１の磁気共鳴画像データを形成することも考えられ得る。例えば画像データの基準化のためのプリスキャン測定中に、第１の磁気共鳴画像データを取得することも可能である。もちろん、第１の磁気共鳴画像データを取得するために、当業者にとって有効と思える他の可能性も考えられ得る。その際に、第１の磁気共鳴画像データは、特にＢ０マップの分離した測定の間には取得されない。提案された本発明による方法によれば、有利なことに、Ｂ０マップの分離した直接的な取得は行われない。このために、できるかぎりなんとしてでも、検査対象の画像データの取得過程中に取得される第１の磁気共鳴画像データをＢ０マップの作成に使用するとよい。
【００１８】
Ｂ０マップの算定のために、第１の磁気共鳴画像データが少なくとも２つの物質クラスに分割される。少なくとも２つの物質クラスは、特に異なる物理的特性、特に異なる磁化率値を持った物質を有する。第１の磁気共鳴画像データを少なくとも２つの物質クラスに分割する場合に、少なくとも２つの物質クラスにそれぞれの磁化率値を割り当てることができる。物質クラスのそれぞれの磁化率値は、例えばデータベースに格納されているとよい。第１の磁気共鳴画像データは、そのようにして、検査対象の磁化率値の空間分解された３次元分布である磁化率マップに変換される。この磁化率マップは、Ｂ０マップの算定の基礎として使用することができる。磁化率マップからＢ０マップを作成する方法は、先に挙げた非特許文献１から公知である。
【００１９】
作成されたＢ０マップに基づいて、当業者に知られている方法を用いてシム設定を算定することができる。シム設定の算定は、例えばシムユニットの個々のシムコイルのためのシム電流の算定を含む。シム設定は、第１の磁気共鳴画像データが取得された検査対象に適合するように行われる。従って、前記検査対象の第２の磁気共鳴画像データの取得のために、主磁場の格別に高いレベルの均一性をもたらし、従って第２の磁気共鳴画像データの高い画質をもたらすようにシム設定が使用される。算定されたシム設定が第２の磁気共鳴画像データの取得中に投入されることは、特に、算定されたシム設定によって規定されるシム電流が、第２の磁気共鳴画像データの取得中に磁気共鳴装置のシムユニットのシムコイルに流れることを意味する。
【００２０】
提案された方法は、第２の磁気共鳴画像データを取得するべくシム設定を算定するのに使用されるＢ０マップを算定するための適切かつ効率的な方法を提供する。従来の方法によるＢ０マップの分離した測定は省略できる。むしろＢ０マップは、既に取得された第１の磁気共鳴画像データから直接的に得ることができる。このようにして、先ず測定時間が節約され、このことが病院における作業進行の効率向上をもたらし、そして高められた患者快適さをもたらし得る。そのようにして得られたＢ０マップは、分離した測定の期間に測定されるＢ０マップよりも少ない画像アーチファクトを有することもできる。シム設定を算定するためのプロシージャ（procedure）全体の複雑さが軽減される。
【００２１】
一実施形態によれば、少なくとも２つの物質クラスのうち第１の物質クラスが空気であり、少なくとも２つの物質クラスのうち第２の物質クラスが検査対象の組織である。磁気共鳴画像データを正確に２つの物質クラスに分割することもできる。ここで、２つの物質クラスのうち第１の物質クラスが空気であり、２つの物質クラスのうち第２の物質クラスが組織であると有利である。その場合に、組織種類のさらなる区別は省略することができる。この方法は、一般的に組織と空気との間に格別に高い磁化率差が存在するという考えを基礎としている。例えば脂肪組織および骨組織のような２つの異なる組織クラスの間における磁化率差は、一般的に空気と組織との間の磁化率差よりも少ない。それゆえ、既に第１の磁気共鳴画像データの空気と組織へのセグメンテーションに基づいて、多くの用途においてシム設定の算定に十分であるＢ０マップを作成することができる。空気と組織へのこのようなセグメンテーションは、有利なことに非常に適切でもあり、計算時間の節約にもなる。
【００２２】
同時に空気と組織へのセグメンテーションのために多数の第１の磁気共鳴画像データが使用されるとよい。その際に、例えば検査対象の輪郭を第１の磁気共鳴画像データから求めることができる。代替又は追加として、第１の磁気共鳴画像データにおいて検査対象の体内の空気の満ちた領域を求めることも同様に考えられ得る。このような空気の満ちた領域は、例えば、検査対象の肺領域内、頸部−咽頭領域内、又は副鼻腔領域内に存在し得る。組織および空気へのセグメンテーションは、一般的には、相対的に少ない費用で適切に行うことができる。
【００２３】
一実施形態によれば、少なくとも２つの物質クラスが少なくとも２つの異なる組織クラスを含む。異なる組織クラスは、例えば水、脂肪、骨等を含み得る。少なくとも２つの異なる組織クラスのうち１つの組織クラスが、検査対象内の人工インプラントおよび／又は異物によって形成されていてもよい。異なる組織クラスへの検査対象の再分割によって、より正確な磁化率マップを算定することができ、従ってより正確に検査対象に合わせたシム設定を算定することができる。その際に少なくとも２つの物質クラスは、特に少なくとも２つの異なる組織クラスに追加して、物質クラスとして空気を含む。
【００２４】
一実施形態によれば、第１の撮像領域からの第１の磁気共鳴画像データの取得と、第２の撮像領域からの第２の磁気共鳴画像データの取得とが行われ、第２の撮像領域が第１の撮像領域の部分領域である。従って、第１の撮像領域は第２の撮像領域よりも大きい。それゆえ、第２の磁気共鳴画像データ用のシム設定を作成するための基礎として使用される第１の磁気共鳴画像データが、好ましくは第２の磁気共鳴画像データよりも大きい検査対象領域を表示する。これは、主磁場の磁場歪みが、離れた個所にも影響を及ぼし得ることから有利である。検査対象の肩部位の磁化率の不均一性は、主磁場に影響し、それゆえ心臓検査中の画質に影響する。第２の磁気共鳴画像データに対して、第１の磁気共鳴画像データの撮像領域を大きくすることは、その事実を考慮している。というのは、そのようにして、第２の磁気共鳴画像データの外側に存在する磁化率も、第２の磁気共鳴画像データのためのシム設定の算定時に考慮することができるからである。従って、算定されたＢ０マップの質を改善することができ、第２の磁気共鳴画像データの画質を高めることができる。代替又は追加として、検査対象のモデルも第１の磁気共鳴画像データに基づいて作成し、Ｂ０マップを算定するために、そのモデルに基づいて第１の磁気共鳴画像データの境界を越えて、検査対象の解剖学的構造を外挿するとよい。ここでの関心は、検査対象の輪郭である。従って、Ｂ０マップの作成は、さらに大きい視野に基づいて行われるとよい。
【００２５】
一実施形態によれば、第１の磁気共鳴画像データの取得が磁気共鳴装置の患者用テーブルの移動中に行われる。このような撮像技術は「ｍｏｖｅ−ｄｕｒｉｎｇ−ｓｃａｎ」撮像又は「ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ−ｔａｂｌｅ−ｍｏｔｉｏｎ」撮像として知られている。このようにして第１の磁気共鳴画像データを格別に時間節約して取得することができる。患者用テーブルの移動により、検査対象の非常に大きな部分をできるだけ短い時間で撮像することができる。これは、第１の磁気共鳴画像データが第２の磁気共鳴画像データよりも明らかに大きい撮像領域を有することに寄与する。
【００２６】
一実施形態によれば、第２の磁気共鳴画像データの取得前に、磁気共鳴装置とは異なる少なくとも１つの他のセンサにより、第１の測定データが取得され、Ｂ０マップの算定がその第１の測定データの使用を含む。このような他のセンサは、光学的カメラ（例えば３Ｄカメラ）、レーザセンサ、超音波センサ、心電図装置等であってよい。もちろん、当業者にとって有効と思われる他の異なるセンサも考えられ得る。他のセンサにより取得された第１の測定データは、検査対象の外部および内部のうち少なくとも一方の輪郭の解析か、検査対象のボリュームの解析かのいずれか一方又は両方に使用すると有利である。従って、例えば第１の磁気共鳴画像データが検査対象のボリューム全体を包囲していない場合に、第１の測定データに基づいて、第１の磁気共鳴画像データの空気および組織へのセグメンテーションを支援することができる。それにより、算定されたＢ０マップの質をさらに改善することができる。
【００２７】
一実施形態によれば、第２の磁気共鳴画像データの取得後に、第２の測定データが前述の他のセンサにより取得され、適合化されたＢ０マップが第２の測定データおよび算定されたＢ０マップに基づいて決定され、適合化されたシム設定が適合化されたＢ０マップに基づいて算定され、第３の磁気共鳴画像データが磁気共鳴装置により検査対象から取得され、第３の磁気共鳴画像データの取得が適合化されたシム設定を用いて行われる。このような方法は、有利なことに第２の磁気共鳴画像データの取得と第３の磁気共鳴画像データの取得との間における、検査対象の運動を考慮することを可能にする。その際に、検査対象の運動は、他のセンサにより取得された第２の測定データにより検出することができる。従って、例えば、第２の磁気共鳴画像データの取得と第３の磁気共鳴画像データの取得との間における検査対象の呼吸運動を、Ｂ０マップの算定時に考慮することができる。検査対象の手足の任意の運動を考慮することができる。心電図装置により、検査対象の心臓位相も検出することができ、このことは検査対象の心臓運動を考慮することを可能にする。第２の磁気共鳴画像データおよび第３の磁気共鳴画像データは、磁気共鳴測定中に、例えば１つの磁気共鳴シーケンスの異なる部分において取得される。第２の磁気共鳴画像データおよび第３の磁気共鳴画像データを、異なる磁気共鳴シーケンスにより取得することも可能である。検査対象の運動へのＢ０マップの適合化は、検査対象の運動へのシム設定の適合化を可能にする。従って、検査対象の検査中に動的にシム設定を変更することができる。
【００２８】
一実施形態によれば、第１の測定データに基づいて検査対象の輪郭を記述するモデルが決定され、Ｂ０マップの算定が該モデルの使用を含む。Ｂ０マップの算定時にモデルを使用することは、特に、モデルが入力パラメータとしてＢ０マップの算定に入り込むことを意味する。モデルは、Ｂ０マップの算定のための初期パラメータを規定する。モデルは、例えば、どの空間点が検査対象の内部および外部にあるかを記述することができる。例えば、検査対象内で組織および空気の満ちた領域の境界を定めることを可能にする検査対象の内部輪郭も、モデルによって記述することができる。それゆえモデルに基づいて、空気および組織への検査対象のセグメンテーションを支援することができる。
【００２９】
一実施形態によれば、第２の測定データに基づいてモデルが適合化され、適合化されたＢ０マップの決定が適合化されたモデルの使用を含む。その際に、モデルは運動モデルとして使用されると有利である。従って、検査対象の輪郭の元のモデルを第２の測定データに基づいて変形することができる。このようにして、適合化されたＢ０マップにおいて、空気および組織への変更されたセグメンテーションが、検査対象の適合化されたモデルに基づいて行われる。それゆえ、格別に簡単に検査対象の運動をＢ０マップの作成時に考慮することができる。
【００３０】
一実施形態によれば、検査対象に依存しない磁気共鳴装置の主磁場の不均一性がＢ０マップの算定時に考慮される。主磁場のこのような不均一性は、特に主磁場の周縁領域に存在する。というのは、この周縁領域において主磁場の均一性が、一般的に相対的に速く減少するからである。主磁場の不均一性は、磁気共鳴装置の主磁石の固有の特性であり得る。代替又は追加として、このような不均一性は、例えば患者用テーブルのような磁気共鳴装置の構成部分によっても引き起こされ得る。シム設定の質を改善するためには、磁気共鳴装置により検査されている検査対象に依存しない主磁場の不均一性を考慮することが格別に有利である。主磁場のこのような不均一性を、第１の磁気共鳴画像データにより確定することは困難である。従って、Ｂ０マップ算定時に検査対象に依存しない主磁場の不均一性に関する付加的な情報を使用することが有意義である。そのために、第２の磁気共鳴画像データの取得前に磁気共鳴装置により較正測定を行い、その較正測定中に較正磁気共鳴画像データを検出するとよい。検査対象に依存しない磁気共鳴装置の主磁場の不均一性は、較正磁気共鳴画像データに基づいて決定することができる。これらのいわゆる機器に基づく不均一性は、検査対象の組織分布により発生する不均一性に加算重畳される。主磁場の不均一性に関する基本的な前提は既にＢ０マップの算定時に考慮することができることから、Ｂ０マップの算定をさらに加速することもできる。特定の用途においては、シム設定の算定前に、検査対象に依存しない磁気共鳴装置の主磁場の不均一性を考慮して、算定されたＢ０マップを修正し、その修正されたＢ０マップに基づいてシム設定の算定を行うことも考えられ得る。
【００３１】
さらに、本発明は、画像データ取得ユニットと、シムユニットと、計算ユニットと、シム制御ユニットとを有する磁気共鳴装置から出発し、その磁気共鳴装置は本発明による方法を実施するように構成されている。
【００３２】
それゆえ、磁気共鳴装置は検査対象の磁気共鳴イメージング方法を実施するように構成されている。画像データ取得ユニットは、検査対象の第１の磁気共鳴画像データを取得するように構成されている。計算ユニット、特に計算ユニットのセグメンテーションユニットは、第１の実施形態画像データを少なくとも２つの物質クラスに分割するように構成されている。計算ユニット、特に計算ユニットのセグメンテーションユニットは、分割された第１の磁気共鳴画像データと少なくとも２つの物質クラスの磁化率値とに基づいてＢ０マップを算定するように構成されている。シム制御ユニットは、算定されたＢ０マップに基づいて、シム設定を算定するように構成されている。画像データ取得ユニットは、磁気共鳴装置により検査対象の磁気共鳴画像データを取得するように構成されており、算定されたシム設定を用いて第２の磁気共鳴画像データの取得が行われる。その際に、シムユニットがシム制御ユニットによって制御される。
【００３３】
磁気共鳴装置は、本発明による方法を実施するために必要な、および／又は有利な他の制御構成要素を有することができる。計算ユニットおよび／又は制御ユニットの記憶ユニットには、コンピュータプログラムおよび他のソフトウェアが、本発明による方法のシーケンスを自動的に制御および／又は実行する計算ユニットおよび／又は制御ユニットのプロセッサによって、記憶されているとよい。
【００３４】
本発明による磁気共鳴装置の利点は、既に詳しく説明した本発明による方法の利点に殆ど対応する。そこで述べた、特徴、利点又は代替実施例は、同様に他の請求対象にも転用することができ、その逆の転用も可能である。換言するならば、方法に関連して記載又は請求された特徴事項を有する具体的な請求項も作成できる。方法のそれぞれの機能的な特徴事項は、対応した具体的なモジュール、特にハードウェアモジュールによって構成される。
【００３５】
以下において図示の実施例に基づいて本発明をさらに詳細に説明する。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】図１は本発明による磁気共鳴装置を示す概略図である。
【図２】図２は本発明による方法の第１の実施形態を示すフローチャートである。
【図３】図３は本発明による方法の第２の実施形態を示すフローチャートである。
【図４】図４は本発明による方法の第３の実施形態を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
図１は、本発明による磁気共鳴装置１１を概略的に示す。磁気共鳴装置１１は、磁石ユニット１３によって構成された検出ユニットを含み、この検出ユニットは強い一定の主磁場１８を生成するための主磁石１２を有する。さらに磁気共鳴装置１１は、検査対象１５（図示の場合は患者１５）を撮像するための円筒状の患者撮像領域１４を有し、患者撮像領域１４の周囲方向は磁石ユニット１３によって円筒状に包囲されている。患者１５は、磁気共鳴装置１１の患者寝台装置１６により患者撮像領域１４内に送り込まれる。患者寝台装置１６は、このために、磁気共鳴装置１１内に移動可能に配置されている患者用テーブルを有する。磁石ユニット１３は、磁気共鳴装置のハウジング外装３１により、外側に対して遮られている。
【００３８】
磁気共鳴ユニット１３は、さらに、傾斜磁場を生成するための傾斜磁場コイルユニット１９を有し、傾斜磁場はイメージング中に空間エンコーディングのために使用される。傾斜磁場コイルユニット１９は、傾斜磁場制御ユニット２８により制御される。さらに磁石ユニット１３は、図示の場合には磁気共鳴装置１１内に固定して組み込んだボディコイルとして構成された高周波アンテナユニット２０と、主磁石１２によって生成される主磁場１８において生じる分極を励起するための高周波アンテナ制御ユニット２９とを有する。高周波アンテナユニット２０は高周波アンテナ制御ユニット２９によって制御され、高周波の磁気共鳴シーケンスを、殆ど患者撮像領域１４によって形成されている検査空間内に照射する。高周波アンテナユニット２０は、さらに、特に患者１５からの磁気共鳴信号を受信するように構成されている。
【００３９】
主磁石１２、傾斜磁場制御ユニット２８および高周波アンテナユニット２９の制御のために磁気共鳴ユニット１１は計算ユニット２４を有する。計算ユニット２４は、例えば画像化を行う予め定められたグラジエントエコーシーケンスの実行のように、磁気共鳴装置１１を重要な制御を行う。例えばイメージングパラメータのような制御情報ならびに再構成された磁気共鳴画像は、使用者のために、磁気共鳴装置１１の表示ユニット２５、例えば少なくとも１つのモニタに表示されるとよい。さらに、磁気共鳴装置１１は入力ユニット２６を有し、使用者は、その入力ユニットを用いて測定過程中に情報および／又はパラメータを入力することができる。計算ユニット２４は、傾斜磁場制御ユニット２８および／又は高周波アンテナ制御ユニット２９および／又は表示ユニット２５および／又は入力ユニット２６を含んでいてもよい。
【００４０】
磁気共鳴装置１１は、さらに画像データ取得ユニット３４を含む。画像データ取得ユニット３４は、この例では、高周波アンテナ制御ユニット２９および傾斜磁場制御ユニット２８と磁石ユニット１３によって構成されている。磁気共鳴装置１１は、さらにシムユニット３２と、シムユニット３２を制御するためのシム制御ユニット３３とを含む。シム制御ユニット３３は、データ交換を行うため計算ユニット２４と接続されている。シム制御ユニット３３は、計算ユニット２４の一部であってもよい。シムユニット３２は、典型的にはシムコイルを含む。シムコイルは、磁石ユニット１３内に配置されている全体シムコイル、および／又は患者撮像領域１４内に配置されている局所シムコイルによって構成されている。シムユニット３２のシムコイルに流れる電流は、シム制御ユニット３３によってシム設定に基づいて調整することができる。従って、磁気共鳴装置１１は、計算ユニット２４とシムユニット３２と画像データ取得ユニット３４とシム制御ユニット３３と一緒に、本発明による方法を実施するべく構成されている。
【００４１】
図示の磁気共鳴装置１１は、磁気共鳴装置１１が普通に有する他の構成要素を含み得ることは言うまでもない。さらに磁気共鳴装置１１の一般的な動作態様は当業者にとって周知であるので、他の構成要素の詳細な説明は省略する。
【００４２】
図２は、磁気共鳴装置１１により検査対象１５の磁気共鳴イメージングのための本発明による方法の第１の実施形態のフローチャートを示す。
【００４３】
第１のステップ４０において、検査対象１５の第１の磁気共鳴画像データが磁気共鳴装置１１の画像データ取得ユニット３４により取得される。これは、例えば３次元概観データ取得中に検査対象１５の検査開始時に行われるとよい。他のステップ４１において、第１の磁気共鳴画像データが、計算ユニット２４の図示されていないセグメンテーションユニットにより、少なくとも２つの物質クラスに分割される。他のステップ４２において、計算ユニット２４の図示されていない算定ユニットが、分割された第１の磁気共鳴画像データと少なくとも２つの物質クラスの磁化率値とに基づいてＢ０マップを算定する。他のステップ４３において、算定されたＢ０マップに基づいてシム制御ユニット３３によってシム設定が算定される。他のステップ４４において、画像データ取得ユニット３４により検査対象の第２の磁気共鳴画像データの取得が行われ、第２の磁気共鳴画像データの取得中に、算定されたシム設定を用いてシム制御ユニット３３によってシムユニット３２が制御される。しかる後に、第２の磁気共鳴画像データを磁気共鳴装置１１の表示ユニット２５に表示し、又はデータベースに格納し、あるいはその両方を行うとよい。
【００４４】
図３は、本発明による方法の第２の実施形態のフローチャートを示す。
【００４５】
この後に続く説明は、主として図２の実施例に対する相違点に限定し、同一のステップに関しては図２の実施例の説明を参照されたい。実質的に同一のステップには、基本的に同じ参照符号が付されている。
【００４６】
図３に示された本発明による方法の第２の実施形態は、主として、図２による本発明による方法の第１の実施形態のステップ４０，４１，４２，４３，４４を含む。さらに、図３に示された本発明による方法の第２実施形態は、追加のステップおよび下位ステップを含む。図２に示された付加的なステップおよび／又は下位ステップの一部のみ有する代替的なシーケンスも考えられ得る。もちろん、図３に対して代替的なシーケンスも、付加的なステップおよび／又は下位ステップを有することができる。
【００４７】
第１のステップ４０における第１の磁気共鳴画像データの取得は、磁気共鳴装置１１の患者寝台装置１６の患者用テーブルの１つの、特に連続的な移動の期間中に、第１のステップ４０の下位ステップ４０ａにおいて行われる。従って、検査対象の大きなボリュームを格別に迅速に取得することができる。その結果として、第１の磁気共鳴画像データの取得が第１のステップ４０において第１の撮像領域から行われ、第２の磁気共鳴画像データの取得が他のステップ４４において第２の撮像領域から行われ、第２の撮像領域は第１の撮像領域の一部分である。
【００４８】
他のステップ４１において、計算ユニット２４のセグメンテーションユニットが、第１の磁気共鳴画像データを２つの物質クラス４１ａ，４１ｂに分割する。それらのうち第１の物質クラス４１ａは空気であり、第２の物質クラス４１ｂは組織である。他のステップ４２におけるＢ０マップの算定のために、他のステップ４７において、物質クラス４１ａ，４１ｂの各磁化率値４７ａ，４７ｂがデータベースから取り込まれる。他のステップ４２におけるＢ０マップの算定は、それぞれの磁化率値４７ａ，４７ｂが割り当てられている分割された第１の磁気共鳴画像データに基づいて行われる。
【００４９】
他のステップ４５において、第２の磁気共鳴画像データの取得前に少なくとも１つの図示されていない他の（前記磁気共鳴装置とは異なる）センサにより第１の測定データが取得される。第１の測定データに基づいて、他のステップ４６において、計算ユニット２４により検査対象１５の輪郭を記述するモデルが決定される。このモデルは、他のステップ４１における第１の磁気共鳴画像データのセグメンテーションの際に使用される。例えば、そのモデルに基づいて第１の磁気共鳴画像データの外側にある患者輪郭を決定することができる。従って、他のステップ４２において、第１の測定データを用いて、即ち第１の測定データから生成されたモデルを用いて、Ｂ０マップの算定が行われる。
【００５０】
さらに、図示の例では、算定されたＢ０マップの運動補正が行われる。そのために、他のステップ４８において、第２の測定データが第２の磁気共鳴画像データの取得後に前記他のセンサにより取得される。第２の測定データに基づいて、他のステップ４６において算定されたモデルが、他のステップ４９において計算ユニットにより適合化される。例えば、検査対象の輪郭が第２の測定データに応じて適合化される。他のステップ４２において算定されたＢ０マップから、適合化されたモデルの使用により、適合化されたＢ０マップが他のステップ５０において決定される。それから、ステップ５１において、シム制御ユニット３３が、適合化されたＢ０マップに基づいて、適合化されたシム設定を算定することができる。それから、画像データ取得ユニット３４により第３の磁気共鳴画像データ５２を取得するために、シム制御ユニット３３により適合化されたシム設定を用いてシムユニット３２が制御される。
【００５１】
図４は、本発明による方法の第３の実施形態のフローチャートを示す。
【００５２】
この後に続く説明は主として図２の実施例に対する相違点に限定する。同一のステップは、図２の実施例の説明を参照されたい。実質的に同一のステップには基本的に同じ参照符号が付されている。
【００５３】
図４に示された本発明による方法の第３の実施形態は、主として、図２による本発明による方法の第１の実施形態のステップ４０，４１，４２，４３，４４を含む。さらに、図４に示されたシーケンスは、図３の方法の第２の実施形態の他のステップ４７を含む。さらに、図４に示された本発明による方法の第３の実施形態は、追加のステップおよび下位ステップを含む。図２に示された付加的なステップおよび／又は下位ステップの一部分だけを有する、図４に対して代替的なシーケンスも考えられ得る。もちろん、図４に対して代替的なシーケンスも、付加的なステップおよび／又は下位ステップを有することができる。
【００５４】
他のステップ４１において、計算ユニット２４のセグメンテーションユニットが第１の磁気共鳴画像データを４つの物質クラス４１ａ，４１ｂ，４１ｃ，４１ｄに分割し、そのうち第１の物質クラス４１ａは空気であり、第２の物質クラス４１ｂは脂肪組織であり、第３の物質クラス４１ｃは水組織であり、第４の物質クラス４１ｄは骨組織である。従って、４つの物質クラス４１ａ，４１ｂ，４１ｃ，４１ｄは、３つの異なる組織クラス４１ｂ，４１ｃ，４１ｄを含む。他のステップ４２におけるＢ０マップの算定のために、他のステップ４７において、物質クラス４１ａ，４１ｂ，４１ｃ，４１ｄのそれぞれの磁化率値４７ａ，４７ｂ，４７ｃ，４７ｄがデータベースからから取り込まれる。他のステップ４２におけるＢ０マップの算定は、それぞれの磁化率値４７ａ，４７ｂ，４７ｃ，４７ｄが割り当てられている分割された第１の磁気共鳴画像データに基づいて行われる。もちろん、図３および図４に示された物質クラスへの第１の磁気共鳴画像データのセグメンテーションとは相違するセグメンテーションも考えられ得る。
【００５５】
図４に示された実施例において、磁気共鳴装置１１の主磁場１８の検査対象１５に依存しない不均一性がシム設定の算定時に考慮される。これは、図３に示されたＢ０マップの運動補正に追加して行うこともできる。
【００５６】
先ず、他のステップ５３において第２の磁気共鳴画像データの取得前に磁気共鳴装置１１の画像データ取得ユニット３４により較正測定が行われる。較正測定中に較正磁気共鳴画像データが取得される。較正磁気共鳴画像データに基づいて、検査対象１５に依存しない磁気共鳴装置１１の主磁場１８の不均一性が決定される。代替又は追加として、これらの不均一性は主磁石１２の構成に関する既知情報に基づいて設定することもできる。不均一性をシミュレーションによって求めることも考えられ得る。
【００５７】
検査対象１５に依存しない主磁場の不均一性は、他のステップ５４において、他のステップ４２におけるＢ０マップの算定時に計算ユニット２４の算定ユニットによって考慮される。
【００５８】
図２、図３および図４に示された本発明による方法のステップは、磁気共鳴装置によって実施される。このために、磁気共鳴装置は、磁気共鳴装置の計算ユニットおよび／又は制御ユニットの記憶ユニットに記憶されている必要なソフトウェアおよび／又はコンピュータプログラムを含む。ソフトウェアおよび／又はコンピュータプログラムは、計算ユニットおよび／又は制御ユニットにおいて、計算ユニットおよび／又は制御ユニットのプロセッサユニットにより、コンピュータプログラムおよび／又はソフトウェアが実行される際に本発明による方法を実施するように構成されているプログラム手段を含む。
【００５９】
本発明の細部を好ましい実施例によって詳しく図解して説明したが、本発明はそれらの開示された例によって限定されることはなく、その他の変形例を当業者によって本発明の保護範囲を逸脱することなく導き出すことができる。
【符号の説明】
【００６０】
１１        磁気共鳴装置
１２        主磁石
１３        磁石ユニット
１４        患者撮像領域
１５        検査対象
１６        患者寝台装置
１８        主磁場
１９        傾斜磁場コイルユニット
２０        高周波アンテナユニット
２４        計算ユニット
２５        表示ユニット
２６        入力ユニット
２８        傾斜磁場制御ユニット
２９        高周波アンテナ制御ユニット
３１        ハウジング外装
３２        シムユニット
３３        シム制御ユニット
３４        画像データ取得ユニット
４０〜５４  ステップ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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