(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像領域内で主磁場を発生させる主磁石と、
前記撮像領域内で空間依存傾斜磁場を発生させる傾斜磁場システムと、
前記撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにそれぞれ構成されるアンテナ素子のセットを含む無線周波数システムと、
機械実行可能命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリと、
磁気共鳴イメージングシステムを制御するプロセッサと、
を含み、
前記パルスシーケンスコマンドは、前記撮像領域から前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴イメージングシステムを制御し、
前記機械実行可能命令の実行により、前記プロセッサは前記前記磁気共鳴イメージングシステムを制御して、
前記アンテナ素子のセットの各アンテナ素子によって、前記撮像領域から磁気共鳴データを取得し、
結合画像データを再構成し、
再構成された前記結合画像データを使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データをシミュレーシュンし、
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子の取得された前記磁気共鳴データの位相補正係数を決定し、
前記対応するアンテナ素子について決定された前記位相補正係数を使用して、各アンテナ素子が取得した前記磁気共鳴データを補正し、
前記再構成は、前記対応するアンテナ素子の感度を使用して、前記アンテナ素子のセットによって取得された前記磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換し、前記アンテナ素子のセットの結果として得られる画像データを結合することを含み、
前記シミュレーションは、再構成された前記結合画像データを画像空間からｋ空間に変換することを含み、
前記位相補正係数の決定は、前記対応するアンテナ素子が取得した前記磁気共鳴データとシミュレーシュンされた前記磁気共鳴データとの位相差を計算することを含む、
磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項２】
前記結合画像データの再構成、前記磁気共鳴データのシミュレーション、前記位相補正係数の決定及び取得された前記磁気共鳴データの補正は、補正された前記磁気共鳴データを使用して反復して繰り返されて、所定の終了基準が満たされるまで、補正された前記磁気共鳴データが更に補正される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項３】
各アンテナ素子は、前記撮像領域から磁気共鳴データの複数のセットを取得し、前記複数のセットの各セットは、異なる時間に取得され、
前記アンテナ素子のセットによって取得された前記磁気共鳴データのｋ空間から画像空間への変換は、
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子の前記複数のセットによって取得された前記磁気共鳴データを経時的に平均化し、結果として得られる磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換するか、又は、
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子の前記複数のセットによって取得された前記磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換し、結果として得られる磁気共鳴データを経時的に平均化することを含む、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項４】
取得された前記磁気共鳴データに含まれるｋ空間の各点について、個別の位相補正係数が決定されて、対応する点について取得された前記磁気共鳴データの補正に使用され、
前記個別の位相補正係数の決定は、ｋ空間の各点について、対応する点について取得された前記磁気共鳴データと前記対応する点についてシミュレーシュンされた前記磁気共鳴データとの個別の位相差を計算することを含む、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項５】
前記位相補正係数は、取得された前記磁気共鳴データのサブセットについて決定され、且つ、前記サブセットに含まれる前記取得された磁気共鳴データの補正に使用される、平均位相補正係数であり、
前記平均位相補正係数の決定は、前記サブセットに含まれる前記取得された磁気共鳴データと前記シミュレーシュンされた磁気共鳴データとの間で計算された位相差を平均化することにより平均位相差を計算することを含む、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項６】
前記サブセットは、前記平均位相差がｋ空間の読み出し方向にわたって平均化されるように、前記読み出し方向に沿った線上に位置する前記取得された磁気共鳴データの第１のデータ選択を含む、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項７】
前記サブセットは、前記平均位相差がアンテナ素子にわたって平均化されるように、ｋ空間の同じ点について取得された前記アンテナ素子の異なるアンテナ素子の前記取得された磁気共鳴データの第２のデータ選択を含む、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項８】
前記サブセットは、前記平均位相差が所定の時間窓にわたって平均化されるように、前記所定の時間窓内で取得される前記取得された磁気共鳴データの第３のデータ選択を含む、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項９】
重み付け係数が、前記サブセットに含まれる前記取得された磁気共鳴データに割り当てられ、前記平均位相差を計算するために使用される、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１０】
再構成された前記結合画像データの画像空間からｋ空間への変換は、画像空間の各次元について行われる、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１１】
再構成された前記結合画像データの画像空間からｋ空間への変換は、結果として得られる前記シミュレーシュンされた磁気共鳴データが、画像空間の次元のサブセット及び１つ以上のｋ空間次元を含むハイブリッド空間内に位置するように、変換されないままにされる画像空間の次元のサブセットを除き、画像空間の各次元について行われ、
前記位相補正係数の決定及び前記取得された磁気共鳴データの補正について、各アンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データのｋ空間から画像空間への変換は、結果として得られる変換された前記取得された磁気共鳴データが、前記ハイブリッド空間内に位置するように、画像空間の次元のサブセットについて行われ、
前記位相補正係数の決定及び前記取得された磁気共鳴データの補正は、変換された前記取得された磁気共鳴データを使用して前記ハイブリッド空間において行われる、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１２】
前記磁気共鳴データの取得に、ｋ空間におけるインターレースサンプリング方式が使用され、
前記インターレースサンプリング方式によれば、前記取得された磁気共鳴データに含まれるｋ空間における隣接点からの磁気共鳴データは、直接的な連続では取得されない、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１３】
磁気共鳴イメージングシステムを制御するプロセッサによる実行のための、非一時的コンピュータ可読媒体に記憶された機械実行可能命令を含むコンピュータプログラムであって、
前記磁気共鳴イメージングシステムは、
撮像領域内で主磁場を発生させる主磁石と、
前記撮像領域内で空間依存傾斜磁場を発生させる傾斜磁場システムと、
前記撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにそれぞれ構成される複数のアンテナ素子を含む無線周波数システムと、
前記機械実行可能命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリと、
を含み、
前記パルスシーケンスコマンドは、前記撮像領域から前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴イメージングシステムを制御し、
前記機械実行可能命令の実行により、前記プロセッサは前記磁気共鳴イメージングシステムを制御して、
前記複数のアンテナ素子の各アンテナ素子によって、前記撮像領域から磁気共鳴データを取得し、
結合画像データを再構成し、
再構成された前記結合画像データを使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データをシミュレーシュンし、
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データの位相補正係数を決定し、
前記対応するアンテナ素子について決定された前記位相補正係数を使用して、各アンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データを補正し、
前記再構成は、前記対応するアンテナ素子の感度を使用して、前記複数のアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換し、前記複数のアンテナ素子の結果として得られる画像データを結合することを含み、
前記シミュレーションは、再構成された前記結合画像データを画像空間からｋ空間に変換することを含み、
前記位相補正係数の決定は、前記対応するアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データとシミュレーシュンされた前記磁気共鳴データとの位相差を計算することを含む、コンピュータプログラム。
【請求項１４】
磁気共鳴イメージングシステムの作動方法であって、
前記磁気共鳴イメージングシステムは、
撮像領域内で主磁場を発生させる主磁石と、
前記撮像領域内で空間依存傾斜磁場を発生させる傾斜磁場システムと、
前記撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにそれぞれ構成される複数のアンテナ素子を含む無線周波数システムと、
機械実行可能命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリと、
を含み、
前記パルスシーケンスコマンドは、前記撮像領域から前記磁気共鳴データを取得するように前記磁気共鳴イメージングシステムを制御し、
前記方法は、
前記複数のアンテナ素子の各アンテナ素子によって、前記撮像領域から磁気共鳴データを取得するステップと、
結合画像データを再構成するステップと、
再構成された前記結合画像データを使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データをシミュレーシュンするステップと、
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データの位相補正係数を決定するステップと、
前記対応するアンテナ素子について決定された前記位相補正係数を使用して、各アンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データを補正するステップと、
を含み、
前記再構成は、前記対応するアンテナ素子の感度を使用して、前記複数のアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換し、前記複数のアンテナ素子の結果として得られる画像データを結合することを含み、
前記シミュレーションは、再構成された前記結合画像データを画像空間からｋ空間に変換することを含み、
前記位相補正係数の決定は、前記対応するアンテナ素子によって取得された前記磁気共鳴データとシミュレーシュンされた前記磁気共鳴データとの位相差を計算することを含む、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における位相補正に関し、具体的には、複数のアンテナ素子を使用する磁気共鳴イメージングシステムにおける位相補正方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）では、主磁場の時空間的な不均一性に起因する位相変動はよく見られる問題である。これらの変動によって引き起こされる例えばリップル及び強度変調といった画像アーチファクトは、画質を大幅に低下させることがある。
【０００３】
このような不均一性は、例えば被験者の動きによって引き起こされ、これはＭＲＩにおける遍在的な問題である。しかし、たとえ被験者が視野内で完全に静止していたとしても、ドリフト又は変動が、それらが生理的起源（例えば呼吸又は心臓の動き）であろうと技術的起源（例えばスキャナの熱ドリフト）であろうと、画質に大きな影響を与えることがある。
【０００４】
これは例えばＴＥが長いグラジエントエコースキャンの場合に特に問題となり、主磁場、即ち、Ｂ０オフ共鳴磁場のドリフト及び変動がゴーストやその他のアーチファクトをもたらす可能性がある。これらの誤差を補正するために、呼吸ベルトやカメラといった外部センサを介する例えばナビゲータ又はナビゲータエコーである追加の磁気共鳴信号の使用から、所与の画像費用関数を最小化しながら反復再構成を含む遡及的なアプローチまで様々な方法が過去に提案されてきている。
【発明の概要】
【０００５】
本発明は、独立請求項における磁気共鳴イメージングシステム、磁気共鳴イメージングシステムを動作させる方法及びコンピュータプログラムプロダクトを提供する。実施形態は、従属請求項に記載されている。
【０００６】
当業者には理解されるように、本発明の態様は、装置、方法又はコンピュータプログラムプロダクトとして具現化することができる。したがって、本発明の態様は、完全にハードウェアの実施形態、完全にソフトウェアの実施形態（ファームウェア、常駐ソフトウェア、マイクロコード等を含む）又はソフトウェア態様とハードウェア態様とを組み合わせた実施形態の形をとってよい。これらはすべて、本明細書では、概して「回路」、「モジュール」又は「システム」と呼ぶ。更に、本発明の態様は、コンピュータ実行可能コードが具現化された１つ以上のコンピュータ可読媒体に具現化されたコンピュータプログラムプロダクトの形をとることができる。
【０００７】
１つ以上のコンピュータ可読媒体の任意の組み合わせを利用することができる。コンピュータ可読媒体は、コンピュータ可読信号媒体又はコンピュータ可読記憶媒体であってよい。本明細書において使用される「コンピュータ可読記憶媒体」は、コンピューティングデバイスのプロセッサによって実行可能な命令を格納することができる任意の有形の記憶媒体を包含する。コンピュータ可読記憶媒体は、コンピュータ可読非一時的記憶媒体と呼ばれてもよい。コンピュータ可読記憶媒体はまた、有形のコンピュータ可読媒体と呼ばれてもよい。幾つかの実施形態では、コンピュータ可読記憶媒体は、コンピューティングデバイスのプロセッサがアクセスできるデータを格納することができる。コンピュータ可読記憶媒体の例には、フロッピー（登録商標）ディスク、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、光磁気ディスク及びプロセッサのレジスタファイルが含まれるが、これらに限定されない。光ディスクの例には、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ又はＤＶＤ−Ｒディスクであるコンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）が含まれる。コンピュータ可読記憶媒体という用語は、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピュータデバイスによってアクセスできる様々なタイプの記録媒体も指す。例えばモデム、インターネット又はローカルエリアネットワーク経由でデータを取得することができる。コンピュータ可読媒体上で具現化されるコンピュータ実行可能コードは、無線、有線、光ファイバケーブル、ＲＦ等又はこれらの任意の適切な組み合わせを含むがこれらに限定されない任意の適切な媒体を使用して送信することができる。
【０００８】
コンピュータ可読信号媒体は、例えばベースバンドで又は搬送波の一部として、その中にコンピュータ実行可能コードが具現化された伝播データ信号を含んでよい。このような伝搬信号は、電磁気、光学又はこれらの任意の適切な組み合わせを含むがこれらに限定されない様々な形態のいずれかを取ることができる。コンピュータ可読信号媒体は、コンピュータ可読記憶媒体ではなく、命令実行システム、装置又はデバイスによって又はこれらに関連して使用されるプログラムを通信、伝播又は転送できる任意のコンピュータ可読媒体であってよい。
【０００９】
「コンピュータメモリ」又は「メモリ」は、コンピュータ可読記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサに直接アクセスできる任意のメモリである。「コンピュータストレージ」又は「ストレージ」は、コンピュータ可読記憶媒体の別の例である。コンピュータストレージは、任意の不揮発性のコンピュータ可読記憶媒体であってよい。幾つかの実施形態では、コンピュータストレージはまた、コンピュータメモリでもよく、また、その逆でもよい。
【００１０】
本明細書において使用される「プロセッサ」は、プログラム、機械実行可能命令又はコンピュータ実行可能コードを実行することができる電子コンポーネントを包含する。「プロセッサ」を含むコンピューティングデバイスへの参照は、２つ以上のプロセッサ又は処理コアを含む可能性があると解釈されるべきである。プロセッサは、例えばマルチコアプロセッサである。プロセッサは、単一のコンピュータシステム内のプロセッサの集合又は複数のコンピュータシステムに分散されたプロセッサの集合を指す場合もある。コンピューティングデバイスという用語は、それぞれが１つのプロセッサ又は複数のプロセッサを含むコンピューティングデバイスの集合又はネットワークを指す場合もあると解釈されるべきである。コンピュータ実行可能コードは、同じコンピューティングデバイス内にあっても、複数のコンピューティングデバイスに分散されていてもよい複数のプロセッサによって実行されてよい。
【００１１】
コンピュータ実行可能コードは、機械実行可能命令又はプロセッサに本発明の一態様を行わせるプログラムを含んでよい。本発明の態様の動作を実行するためのコンピュータ実行可能コードは、Ｊａｖａ（登録商標）、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ（登録商標）、Ｃ＋＋等といったオブジェクト指向プログラミング言語、及び、Ｃプログラミング言語又は同様のプログラミング言語等の機械実行可能命令にコンパイルされる従来の手続き型プログラミング言語を含む１つ以上のプログラミング言語の任意の組み合わせで書くことができる。場合によっては、コンピュータ実行可能コードは、高水準言語の形式又は事前にコンパイルされた形式であり、その場で機械実行可能命令を生成するインタープリタと併せて使用されてよい。
【００１２】
コンピュータ実行可能コードは、完全にユーザのコンピュータ上で、部分的にユーザのコンピュータ上で、スタンドアロンソフトウェアパッケージとして、一部はユーザのコンピュータ上で、一部はリモートコンピュータ上で又は完全にリモートコンピュータ若しくはサーバ上で実行することができる。後者のシナリオでは、リモートコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を含む任意のタイプのネットワークを介してユーザのコンピュータに接続されてよい。又は、外部コンピュータ（例えばインターネットサービスプロバイダを使用したインターネット経由）と接続されてもよい。
【００１３】
本発明の態様は、本発明の実施形態による方法、装置（システム）及びコンピュータプログラムプロダクトのフローチャート図及び／又はブロック図を参照して説明される。フローチャート、図及び／又はブロック図の各ブロック又はブロックの一部は、適用できる場合、コンピュータ実行可能コードの形のコンピュータプログラム命令によって実装できることが理解される。更に、相互に排他的でない場合、異なるフローチャート、図及び／又はブロック図のブロックの組み合わせを組み合わせてもよいことが理解される。これらのコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータ、専用コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサに提供されて、コンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサを介して実行される命令が、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実装する手段を作成するようにマシンを生成することができる。
【００１４】
これらのコンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ、他のプログラム可能なデータ処理装置又は他のデバイスを特定の方法で機能させることができるコンピュータ可読媒体に格納されてもよく、この結果、コンピュータ可読媒体に格納された命令は、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実装する命令を含む製品を生成する。
【００１５】
コンピュータプログラム命令はまた、コンピュータ、他のプログラム可能なデータ処理装置又は他のデバイスにロードされて、一連の動作ステップをコンピュータ、他のプログラム可能な装置又は他のデバイス上で実行させて、コンピュータ又は他のプログラム可能な装置で実行される命令は、フローチャート及び／又はブロック図の１つ以上のブロックで指定される機能／動作を実装するプロセスを提供するようにコンピュータ実施プロセスを生成する。
【００１６】
本明細書において使用される「ユーザインターフェース」は、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムとインタラクトすることを可能にするインターフェースである。「ユーザインターフェース」は、「ヒューマンインターフェースデバイス」と呼ばれてもよい。ユーザインターフェースは、オペレータに情報又はデータを提供する、及び／又は、オペレータから情報又はデータを受信する。ユーザインターフェースは、オペレータからの入力をコンピュータが受信できるようにし、また、コンピュータからユーザに出力を提供することができる。つまり、ユーザインターフェースは、オペレータがコンピュータを制御又は操作することを可能にし、また、インターフェースはコンピュータがオペレータの制御又は操作の効果を示すことを可能にする。ディスプレイ又はグラフィカルユーザーインターフェイスでのデータ又は情報の表示は、オペレータへの情報提供の例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカメラ、ヘッドセット、ペダル、有線グローブ、リモートコントロール及び加速度計を介したデータの受信はすべて、オペレータからの情報又はデータの受信を可能にするユーザインターフェースコンポーネントの例である。
【００１７】
本明細書において使用される「ハードウェアインターフェース」は、コンピュータシステムのプロセッサが外部コンピューティングデバイス及び／又は装置とインタラクトする及び／又は制御することを可能にするインターフェースを包含する。ハードウェアインターフェースは、プロセッサが制御信号又は命令を外部コンピューティングデバイス及び／又は装置に送信することを可能にする。ハードウェアインターフェースはまた、プロセッサが外部コンピューティングデバイス及び／又は装置とデータを交換することを可能にする。ハードウェアインターフェースの例には、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、シリアルポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース（登録商標）接続、ワイヤレスローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インターフェース、ＭＩＤＩインターフェース、アナログ入力インターフェース及びデジタル入力インターフェースが含まれるが、これらに限定されない。
【００１８】
本明細書において使用される「ディスプレイ」又は「ディスプレイデバイス」は、画像又はデータを表示する出力デバイス又はユーザインターフェースを包含する。ディスプレイは、視覚、音声及び／又は触覚データを出力することができる。ディスプレイの例には、コンピュータモニタ、テレビ画面、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、陰極線管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定ディスプレイ、電子ペーパー、ベクトルディスプレイ、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、エレクトロルミネセントディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオードディスプレイ（ＯＬＥＤ）、プロジェクタ及びヘッドマウントディスプレイが含まれるが、これらに限定されない。
【００１９】
本明細書では、磁気共鳴（ＭＲ）データは、磁気共鳴イメージングスキャン中に磁気共鳴装置のアンテナを使用して記録された核スピンによって放出される無線周波数信号の測定値として定義される。ＭＲＦ磁気共鳴データは、磁気共鳴データである。磁気共鳴データは、医用画像データの一例である。本明細書では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）画像又はＭＲ画像は、磁気共鳴イメージングデータに含まれる解剖学的データの再構成された２次元又は３次元の視覚化として定義される。この視覚化は、コンピュータを使用して行われてよい。
【００２０】
一態様では、本発明は、磁気共鳴イメージングシステムを提供する。ＭＲＩシステムは、撮像領域内に主磁場、即ち、Ｂ０オフ共鳴磁場を発生させる主磁石と、撮像領域内に空間依存傾斜磁場を発生させる傾斜磁場システムとを含む。ＭＲＩシステムは、撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにそれぞれ構成されるアンテナ素子のセットを有する無線周波数システムを含む。アンテナ素子のセットは、例えば複数のアンテナ素子を含む磁気共鳴イメージングコイル、即ち、多素子磁気共鳴イメージングコイルの形で提供される。コイルは、磁気共鳴イメージングを行う受信コイルとして機能する。つまり、アンテナ素子は受信コイル素子として機能することができる。
【００２１】
ＭＲＩシステムのメモリには、機械実行可能命令及びパルスシーケンスコマンドが格納される。パルスシーケンスコマンドは、撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにＭＲＩシステムを制御する。例えばパルスシーケンスコマンドは、パラレルイメージングプロトコルに従って磁気共鳴データを取得するように磁気共鳴イメージングシステムを制御する。パルスシーケンスデータは、例えばプロセッサによって実行可能なコマンドの形で提供されるか、又は、プログラムによって磁気共鳴画像システムを制御するコマンドに変換されるタイミング図又はタイミング情報の形で提供されてよい。更に、磁気共鳴イメージングシステムを制御するプロセッサが提供される。機械実行可能命令の実行により、プロセッサは、ＭＲＩシステムを制御して以下を行う。
【００２２】
各アンテナ素子によって撮像領域から磁気共鳴データが取得される。取得された磁気共鳴データを使用して、結合画像データが再構成される。再構成は、アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データを、例えば逆フーリエ変換を使用してｋ空間から画像空間に変換することを含む。次に、アンテナ素子の結果として得られる画像データが結合される。
【００２３】
アンテナ素子の画像データは、例えば二乗和、ＳＥＮＳＥ等の選択されたサンプリング方式に適した任意の適切な方法によって結合されてよい。
【００２４】
再構成された結合画像データを使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データがシミュレートされる。このシミュレーションは、各アンテナ素子について、再構成された結合画像データを、例えばフーリエ変換を使用して画像空間からｋ空間に変換することを含む。
【００２５】
画像空間からｋ空間への変換は、フーリエ変換を使用して行われる一方で、ｋ空間から画像空間への変換は、逆フーリエ変換を使用して行うことができる。
【００２６】
各アンテナ素子について、取得された磁気共鳴データとシミュレートされた磁気共鳴データとを使用して、それぞれのアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データの位相補正係数が決定される。このために、それぞれのアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データ又は当該磁気共鳴データの適切な組み合わせ（例えば動態での平均）と、シミュレートされた磁気共鳴データとの位相差が計算される。
【００２７】
各素子によって取得された磁気共鳴データは、各アンテナ素子に対して決定された位相補正係数を使用して補正される。
【００２８】
本発明は、例えば光学カメラ、呼吸ベルト又はＭＲナビゲータ等からの任意の追加の情報なしで、生の複素データ、即ち、ｋ空間において取得されたＭＲＩデータから、ＭＲＩスキャン中のＢ０オフ共鳴磁場のドリフト及び変動を補正することができる磁気共鳴イメージングシステムを提供する。主磁場の変動は、生のＭＲＩのｋ空間データから推定される。つまり、データ駆動型アプローチが使用される。このような磁場変動のデータ駆動型の推定により、追加のセンサ、追加のＭＲデータ取得（ナビゲータ）及び複雑な最小化問題の解決策が不要になる。
【００２９】
この補正を支えるメカニズムは、画像領域内の様々なチャネル、即ち、アンテナ素子からの磁気共鳴データの組み合わせと、この組み合わせたデータを、隣接するｋ空間点からの情報で効果的に混合されたｋ空間にマッピングして戻すことであり、これは、例えば平均化をもたらす。結果として得られる平均化されたデータ（本明細書ではシミュレートされた磁気共鳴データとも呼ぶ）は、すべての隣接するｋ空間点がデータ取得中に同じ位相誤差を経験したわけではないため、位相誤差が低くなる。したがって、平均化は、取得した磁気共鳴データに含まれる位相誤差を少なくとも部分的に相殺することができる。
【００３０】
これにより、Ｔ２＊マッピング、磁化率強調イメージング又は定量的磁化率マッピングといった、ＴＥが長いグラジエントエコースキャンの場合に特に問題になるＢ０オフ共鳴磁場の変動によって生じる画像アーチファクトを補正することができる。
【００３１】
主磁場の時間的な磁場変動は、例えばスキャン中の、例えば加熱に起因する主磁石の主磁場ドリフトによって引き起こされる。更なる原因は、例えば撮像領域内の被験者の呼吸運動又は心臓の動きである。心臓の動きは、例えば心臓が関心領域に近いダイナミックコントラストエンハンスト（ＤＣＥ）乳房イメージングの場合に特に問題になる。また、イメージング視野外での患者の全体的動作による磁場の変化に対しても、提案されるデータ駆動型補正アプローチが有用である。
【００３２】
実施形態は、例えば３Ｄデカルトグラジエントエコースキャンのアーチファクト低減に使用することができるが、例えばマルチスライス２Ｄスキャンにも適用することができる。この技術の他の応用は、例えば動的スキャンである。位相補正係数は、単一フレーム又はすべての動的フレームの時間平均を使用して計算することができる。後者にはＳＮ比が向上されるという利点がある。
【００３３】
実施形態によれば、同じｋ空間線の磁気共鳴データの取得が複数回実行される。最終的な磁気共鳴画像のＳＮ比は、一部又はすべてのｋ空間線を複数回取得し、それらを平均化することで向上される。位相補正は、例えば反復にわたる平均化の前に、取得された磁気共鳴データに適用されてＢ０変動の影響が除去される。
【００３４】
エコープラナーイメージングは、非常に高速なイメージングを可能にする技術であるが、ｋ空間は、異なるエコー時間で取得された複数のグラジエントエコーから生成される。したがって、オフ共鳴効果がエコートレイン中に蓄積する可能性がある。ここで、提案される磁気共鳴イメージングシステムによって提供される補正は、各ｋ空間線の実際のエコー時間も考慮して適用することができる。
【００３５】
補正はまた、時間平均が共通基準とされる場合、動的なシングルショットＥＰＩスキャンにも適用される。これは例えばシングルショットＥＰＩが標準シーケンスであり、Ｔ２＊強調画像の信頼できる信号強度がＢＯＬＤ効果の定量化における重要な要素である機能的ＭＲＩに重要である。
【００３６】
実施形態によれば、例えば受信コイルの形で実現される各アンテナ素子について、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データを使用して単一コイル磁気共鳴画像が再構成される。単一コイル画像から、結合された磁気共鳴画像が、例えば単一コイル画像の重み付けされた組み合わせとして形成されてよい。各単一コイル画像は、単一コイル画像を再構成するために使用された磁気共鳴データを取得した受信コイルのコイル感度で重み付けされてよい。各受信コイルについて、受信コイルのコイル感度で重み付けされた結合磁気共鳴画像を逆変換することにより、シミュレートされた磁気共鳴データを計算することができる。取得されたＭＲＩデータとシミュレートされたＭＲＩデータとの位相差は、例えば取得された（即ち、測定された）磁気共鳴ｋ空間磁気共鳴データと逆変換されたｋ空間磁気共鳴データとを比較する、例えばそれらの比率を取ることにより導出することができる。
【００３７】
したがって、主磁場の位相変動が、個々の受信コイルによって測定された磁気共鳴信号から計算される。そこで、受信コイルによって測定されたデータから再構成された幾つかの画像の重み付けされた重ね合わせとして形成された結合画像から、各受信コイルの合成された（即ち、シミュレートされた）ｋ空間データが逆変換される。結合画像は、ガウス分布のノイズを想定した撮像領域内の検査被験者の実際の磁化分布の優れた近似を提供する。
【００３８】
実施形態は、パラレルイメージング方法に有益に組み込むことができる。本明細書において使用される場合、パラレルイメージング方法は、磁気共鳴イメージングに複数のアンテナ素子（例えば受信コイル）を使用する方法を包含する。データを並列にサンプリングするアンテナ素子のアレイから取得した空間情報を使用して、通常は傾斜磁場（典型的には位相エンコーディンググラジエント）によって行われる空間エンコーディングの一部を行うことができる。したがって、より高速なスイッチンググラジエントや追加のＲＦ電力を必要とせずにＭＲＩ取得時間を高速化することができる。更に、パラレルイメージングは、様々な空間位置からくる磁気共鳴信号のもつれを解く（disentangle）ために使用されてよい。パラレルイメージング法の例としては、空間高調波のｋ空間同時取得（ＳＭＡＳＨ）、一般化自動較正部分並列取得（ＧＲＡＰＰＡ）、画像領域感度エンコーディング（ＳＥＮＳＥ）が挙げられる。
【００３９】
ＳＥＮＳＥ再構成技術は、Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ他による雑誌記事「ＳＥＮＳＥ：ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  ｆａｓｔ  ＭＲＩ」（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、４２：９５２−９６２（１９９９））によって紹介された。ＳＥＮＳＥ再構成を説明するための用語はよく知られており、多くの評論記事の主題にもなっており、また、磁気共鳴イメージングの標準教科書に記載されている。例えばＥｌｓｅｖｉｅｒ  Ａｃａｄｅｍｉｃ  Ｐｒｅｓｓが２００４年に発行したＢｅｒｎｓｔｅｉｎ他による「Ｈａｎｄｂｏｏｋ  ｏｆ  ＭＲＩ  Ｐｕｌｓｅ  Ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ」の５２７〜５３１ページにＳＥＮＳＥ再構成技術の評価が掲載されている。
【００４０】
実施形態によれば、結合画像データの再構成、磁気共鳴データのシミュレーション、位相補正係数の決定及び取得された磁気共鳴データの補正は、補正された磁気共鳴データを使用して反復して繰り返され、所定の終了基準が満たされるまで、補正された磁気共鳴データが更に補正される。所定の終了基準は、例えば計算された位相差が所定の閾値より小さくなったとき、又は、所定の最大反復ステップ数に達したときに満たされる。
【００４１】
実施形態は、磁気共鳴イメージングシステムにおける主磁場の空間的不均一性を完全にマッピングする正確かつ高速な方法、即ち、Ｂ０マッピングが提供されるという有益な効果を有する。反復によって、他の原因による位相変動が除去され、主磁場の空間的変動による位相変動が分離される。したがって、Ｂ０オフ共鳴周波数のドリフトを、反復プロセスにおいて生の磁気共鳴信号自体から推定することができ、これは、データセットの自己整合性を向上させる。例えば３回から１０回（例えば４回、５回、６回又は７回）の少数の反復ステップが、時間的不均一性、つまり、時間的変動の影響によるアーチファクトを完全に除去するのに十分でありうる。
【００４２】
測定されたＭＲ信号が、時間と共に変化する寄与によって摂動を受けると、フーリエ空間データに不整合が生じる。画像空間において結合画像データを再構成するためにｋ空間において取得された磁気共鳴データから一周して生データに戻ると、不整合は、ｋ空間における残留位相誤差につながる。この誤差は、Ｂ０オフ共鳴磁場の変動によって生じる実際の位相誤差に比例するが、より小さい可能性がある。完全な実際の位相誤差は、計算を繰り返すことで取得することができる。使用される画像再構成法の詳細に依存する反復は、例えば次のとおりに行うことができる。
【００４３】
１．αでインデックス付けされた多数のアンテナ素子について、ｋ空間において測定された複素磁気共鳴信号ρ（α）を所与とすると、各アンテナ素子の画像は、
【数１】
0006925512.tif 000002
のとおり、ｋ空間ｋから画像空間ｒにデータを変換する逆フーリエ変換を使用して再構成することができる。
【００４４】
２．続いて、個々のアンテナ素子の画像は、例えばそれぞれのアンテナ素子、即ち、受信コイルの感度ｓ（α）を使用して、
【数２】
0006925512.tif 000003
のとおり、結合される。
【００４５】
個々の受信コイル、即ち、アンテナ素子のコイル感度は、例えば基準スキャン又は自動較正から知ることができる。
【００４６】
結果として得られる結合画像Ｉは、通常、再構成の終点になる。
【００４７】
３．しかし、本明細書では、結合画像Ｉを使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データをシミュレートする。画像Ｉは、
【数３】
0006925512.tif 000004
のとおり、例えばその磁気共鳴データがシミュレートされるアンテナ素子のコイル感度が乗算され、また、画像空間からｋ空間に戻すフーリエ変換により、アンテナ素子αのシミュレートされたｋ空間データρ’αが得られる。
【００４８】
４．位相誤差φ０（α）は、ρ’（α）とρ（α）との複素比の位相によって与えられる。データは、ｋ空間がスキャンされた時間に従ってソートされ、ローパスフィルタリングされて、ＳＮ比が向上される。次に、位相補正係数φ０（α）が生データρ（α）に適用され、次の反復が開始される。数回の反復後、プロセスは収束し、総位相補正が得られる。
【００４９】
ρ（α）及びρ’（α）に差があるという事実は、画像空間におけるコイル感度での乗算がｋ空間におけるフーリエ変換での畳み込みに対応することを考慮することで理解することができる。これは、変化するＢ０オフ共鳴磁場によって引き起こされる不整合を混合し、不整合の平均化につながる。上記手順は、不整合がなくなるまで繰り返すことができる。例えば３回、４回、５回、６回又は７回の反復を繰り返すことができる。
【００５０】
コイルの組み合わせの影響により、元のｋ空間データとシミュレートされたｋ空間データとに差が生じるという洞察により、データ駆動ベースでＢ０変動を検出することを可能にする。
【００５１】
上記ステップ１及び２では、例えば完全にサンプリングされたデカルトデータセットについてのマルチチャネル再構成が説明されている。より一般的には、上記ステップ１及び２では、マルチチャネルｋ空間データから単一再構成画像（例えば２Ｄ、３Ｄ又は２Ｄ＋時間等）への道筋が説明されている。つまり、画像再構成アルゴリズムが説明されている。データ取得の詳細（例えばｋ空間のアンダーサンプリング又はハーフスキャン）に応じて、画像再構成の実際の形式は、上記１及び２の例示的な式と異なってよい。
【００５２】
ステップ３では、画像からｋ空間におけるシミュレーションデータ、即ち、画像空間におけるデータが説明されている。ここでも、このステップの数学的詳細は、取得の詳細に依存する。
【００５３】
画像空間における結合画像データの再構成の詳細とは無関係に、位相補正は、例えば次のとおりに反復して計算される。ρ０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）を、ｋ空間におけるアンテナ素子αによって取得された磁気共鳴データとし、ρ’０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）を、ρ０からシミュレートされたｋ空間における磁気共鳴データとする。ここで、ｋｘ，ｙ，ｚは、ｋ空間における位置であり、αは、アンテナ素子（即ち、チャネル）のインデックスである。
【００５４】
ρ０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）及びρ’０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）を使用して、最初の位相補正係数φ０（α）が、
【数４】
0006925512.tif 000005
のとおり、計算される。
【００５５】
この位相補正係数φ０（α）を使用して、取得された磁気共鳴データρ０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）を補正し、
【数５】
0006925512.tif 000006
のとおり、補正された磁気共鳴データρ１（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）が得られる。
【００５６】
次に、元の取得磁気共鳴データρ０（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）ではなく、補正済み磁気共鳴データρ１（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）から開始して、更なるデータρ’１（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）がシミュレートされる。次に、データρ１（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）及びρ’１（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）を使用して、更なる位相補正φ１が計算され、所定の終了基準が満たされるまで同様に続けられる。所定の終了基準は、例えば所定の閾値φｔよりも小さい位相補正φｎに到達したとき、又は、所定の最大反復ステップ数ｎに到達したときに満たされる。
【００５７】
上記反復は、数回のステップ後に収束することができる。総位相補正は、すべてのφｉ（ｋｘ，ｋｙ，ｋｚ，α）の合計、つまり、
【数６】
0006925512.tif 000007
であり、式中、ｎｃｏｎは、その後で反復が収束する（つまり、位相補正φｎが所定閾値φｔよりも小さくなる）ステップ回数である。
【００５８】
なお、上で使用されているρｉとρ’ｉとの比率の代わりに、ρｉとρ’＊ｉとの積を使用して位相補正係数を計算してもよい。ここでρ’＊ｉは、ρ’ｉの複合共役である。
【００５９】
実施形態によれば、各アンテナ素子は、撮像領域から磁気共鳴データの複数のセットを取得する。セットのそれぞれは、異なる時間に取得される。つまり、各アンテナ素子は、第１の時間に第１セットの磁気共鳴データを取得し、第２の時間に第２セットの磁気共鳴データを取得し、以下同様に続けられる。アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データのｋ空間から画像空間への変換は、各アンテナ素子について、アンテナ素子のセットによって取得された磁気共鳴データを経時的に平均し、結果として得られた磁気共鳴データをｋ空間から画像空間に変換することを含む。又は、各アンテナ素子について、アンテナ素子のセットの磁気共鳴データが変換され、結果として得られた磁気共鳴データが経時的に平均化されてもよい。
【００６０】
実施形態は、磁気共鳴データの複数のセットが複数回で取得される時系列測定の場合に変動の補償が可能になるという有益な効果を有する。これは、データが２Ｄ＋時間で測定されるＤＣＥ−ＭＲＩ又はｆＭＲＩ／ＥＰＩに有益である。
【００６１】
実施形態によれば、取得磁気共鳴データに含まれるｋ空間の各点について、個別の位相補正係数が決定され、それぞれの点について取得された磁気共鳴データの補正に使用される。個別の位相補正係数の決定は、ｋ空間の各点について、それぞれの点について取得された磁気共鳴データとそれぞれの点についてシミュレートされた磁気共鳴データとの間の個別の位相差を計算することを含む。
【００６２】
実施形態は、ｋ空間の各点について、個別の位相補正係数が決定されることで、個々の周波数の正確な位相補正が可能になるという有益な効果を有する。
【００６３】
実施形態によれば、位相補正係数は、取得磁気共鳴データのサブセットに対して決定され、サブセットに含まれる取得磁気共鳴データの補正に使用される平均位相補正係数である。平均位相補正係数の決定は、サブセットに含まれる取得磁気共鳴データとシミュレートされた磁気共鳴データとの間で計算された位相差を平均化することにより平均位相差を計算することを含む。
【００６４】
実施形態は、サブセットの選択及び使用される平均化手順の詳細に応じて、空間分解能と補正のＳＮ比とのバランスをとる様々な方法を実施することができるという有益な効果を有する。例えば高信号を有する点は、低信号を有する点よりも最終平均に大きく寄与し、この結果、ＳＮ比加重平均がもたらされる。
【００６５】
実施形態によれば、サブセットは、ｋ空間の読み出し方向に平均位相差が平均化されるように、ｋ空間の読み出し方向に沿った線上に位置する取得磁気共鳴データの第１のデータ選択を含む。読み出し方向を、方向ｋｘに沿って配置することができ、位相補正係数は、
【数７】
0006925512.tif 000008
又は
【数８】
0006925512.tif 000009
のとおりに計算することができる。
【００６６】
実施形態によれば、サブセットは、平均位相差がアンテナ素子にわたって平均化されるように、ｋ空間の同じ点について取得されたアンテナ素子のうちの異なるアンテナ素子の取得磁気共鳴データの第２のデータ選択を含む。位相補正係数は、
【数９】
0006925512.tif 000010
又は
【数１０】
0006925512.tif 000011
のとおりに計算することができる。
【００６７】
実施形態によれば、サブセットは、平均位相差が所定の時間窓にわたって平均されるように、所定の時間窓内で取得された取得磁気共鳴データの第３のデータ選択を含む。位相補正係数は、
【数１１】
0006925512.tif 000012
又は
【数１２】
0006925512.tif 000013
のとおりに計算することができる。
【００６８】
平均化演算には、ｋｘ，ｙ，ｚの取得時間の前後の特定の時間枠内に取得されたすべてのｋ空間点ｋ’ｘ，ｙ，ｚが含まれる。
【００６９】
実施形態によれば、重み付け係数が、サブセットに含まれる取得磁気共鳴データに割り当てられ、平均位相差を計算するために使用される。例えば０又は１のハードウェイトを使用することができる。このようなハードウェイトは、サブセットに含まれるすべての磁気共鳴データが等しく重み付けされるが、すべての磁気共鳴データは平均化について無視される上記サブセットの選択に対応する。或いは、複数の異なる個別の重み付け係数が導入されてもよい。これらは例えば区間［０；１］で均一に分布していても、又は、連続関数（例えばガウス分布）に従っていてもよい。したがって、磁気共鳴データの様々なデータ点が、例えばｋ空間におけるそれらの位置、それらの取得時間、磁気共鳴データをしたアンテナ素子等に応じて異なって重み付けされてよい。
【００７０】
実施形態によれば、再構成された結合画像データの画像空間からｋ空間への変換は、画像空間の各次元について行われる。
【００７１】
実施形態は、上記位相誤差平均化効果がすべてのｋ空間次元について実施されるという有益な効果を有する。
【００７２】
実施形態によれば、再構成された結合画像データの画像空間からｋ空間への変換は、変換されないままにされた画像空間の次元のサブセットを除き、結果として得られるシミュレートされた磁気共鳴データが、画像空間の次元のサブセットと１つ以上のｋ空間次元とを含むハイブリッド空間に位置するように、画像空間の各次元について行われる。位相補正係数の決定及び取得磁気共鳴データの補正のために、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データのｋ空間から画像空間への変換は、結果として得られる変換された取得磁気共鳴データがハイブリッド空間内に位置するように、次元のサブセットに含まれる画像空間の次元について行われる。位相補正係数の決定及び取得磁気共鳴データの補正は、変換された取得磁気共鳴データを使用してハイブリッド空間において行われる。例えば画像空間の次元のサブセットは、画像空間の１つの次元を含み、それぞれの次元は、例えば読み出し方向と一致する。別の例によれば、画像空間の次元のサブセットは、画像空間の複数の次元を含む。
【００７３】
実施形態は、純粋なｋ空間において位相補正係数を計算するのではなく、逆フーリエ変換が例えば読み出し方向において実行されたハイブリッド空間ｘ、ｋｙ、ｋｚにおいて位相補正係数が計算されるという有益な効果を有する。これには、ｘ方向の空間情報を、位相補正の計算に直接使用することができるという利点がある。Ｂ０変動が空間的に変化すると考えられる理由がある場合、読み出し方向を最も変動の大きい方向に沿って配置し、補正計算をハイブリッド空間において実行することができる。ｘに沿った空間平滑化を使用して、上記ｋｘにわたる平均化と同様に、ＳＮ比を向上させることができる。ハイブリッド空間を、例えばデカルト磁気共鳴データ取得に使用することができる。
【００７４】
実施形態によれば、磁気共鳴データの取得に、ｋ空間におけるインターレースサンプリング方式が使用される。インターレースサンプリング方式によれば、取得磁気共鳴データに含まれるｋ空間の隣接点からの磁気共鳴データは、直接的な連続では取得されない。
【００７５】
実施形態は、上記フーリエ変換での畳み込みの「平均化」効果を最大化するために、ｋ空間のサンプリングが最適化されるという有益な効果を有する。したがって、誤差をより効果的に低減することができる。隣接するｋ空間点から時間的に近くで取得された磁気共鳴データは、ほぼ同じ位相誤差を経験する。したがって、時間的に近い隣接するｋ空間点から磁気共鳴データを取得しないようにすることによって、画像領域における様々なアンテナ素子からの磁気共鳴データを結合し、結合されたデータをｋ空間にマッピングして戻すことによる上記平均化効果がより効果的になる。これは、ほぼ同じ時間に取得されるデータはほぼ同じ位相誤差を経験するので、取得中にｋ空間点が経験する異なる位相誤差に基づく平均化効果を低減するからである。
【００７６】
実施形態によれば、直接的な連続で磁気共鳴データが取得されたｋ空間の点と点との間の距離は、少なくとも、ｋ空間における有効アンテナ素子フットプリントと同じ大きさである。
【００７７】
実施形態は、効率的な誤差低減を確実にすることができるという有益な効果を有する。ｋ空間における有効アンテナ素子フットプリントは、使用されるコイルアレイのパラレルイメージング能力に依存するので、考慮に入れられる。
【００７８】
別の態様では、本発明は、磁気共鳴イメージングシステムを制御するプロセッサによる実行のための機械実行可能命令を含むコンピュータプログラムプロダクトを提供する。磁気共鳴イメージングシステムは、撮像領域内に主磁場を発生させる主磁石と、撮像領域内に空間依存傾斜磁場を発生させる傾斜磁場システムと、撮像領域から磁気共鳴データを取得するようにそれぞれ構成される複数のアンテナ素子を含む無線周波数システムとを含む。磁気共鳴イメージングシステムは更に、機械実行可能命令及びパルスシーケンスコマンドを格納するメモリを含んでよい。パルスシーケンスコマンドは、撮像領域から磁気共鳴データを取得するように磁気共鳴イメージングシステムを制御する。
【００７９】
機械実行可能命令の実行により、プロセッサは、磁気共鳴イメージングシステムを制御して、各アンテナ素子によって撮像領域から磁気共鳴データを取得する。ＭＲＩシステムは、結合画像データを再構成する。再構成は、アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データを、例えば逆フーリエ変換を使用してｋ空間から画像空間に変換して、アンテナ素子の結果として得られる画像データを結合することを含む。各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データは、再構成された結合画像データを使用してシミュレートされる。シミュレーションは、再構成された結合画像データを、例えばフーリエ変換を使用して画像空間からｋ空間に変換することを含む。
【００８０】
ＭＲＩシステムは、各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データの位相補正係数を決定する。決定は、対応するアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データとシミュレートされた磁気共鳴データとの位相差を計算することを含む。次いで、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データは、対応するアンテナ素子について決定された位相補正係数を使用して補正される。
【００８１】
別の態様では、本発明は、上記磁気共鳴イメージングシステムを動作させる方法を提供する。この方法は、各アンテナ素子によって撮像領域から磁気共鳴データを取得するステップを含む。結合画像データが再構成される。再構成は、アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データを、例えば逆フーリエ変換を使用してｋ空間から画像空間に変換して、アンテナ素子の結果として得られる画像データを組み合わせることを含む。
【００８２】
各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データは、再構成された結合画像データを使用してシミュレートされる。シミュレーションは、再構成された結合画像データを、例えばフーリエ変換を使用して画像空間からｋ空間に変換することを含む。
【００８３】
各アンテナ素子について、対応するアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データについて位相補正係数が決定される。決定は、対応するアンテナ素子によって取得された磁気共鳴データとシミュレートされた磁気共鳴データとの位相差を計算することを含む。最後に、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データは、対応するアンテナ素子について決定された位相補正係数を使用して補正される。
【００８４】
本発明の上記実施形態の１つ以上を、組み合わされた実施形態が相互に排他的でない限り、組み合わせてもよいことが理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【００８５】
以下では、本発明の好適な実施形態を、ほんの一例として図面を参照しながら説明する。
【００８６】
【図１】図１は、磁気共鳴イメージングシステムの一例を示す。
【図２】図２は、図１の磁気共鳴イメージングシステムを動作させる方法の一例を示す。
【図３】図３は、図２に示す方法の反復変形を更に示す。
【図４】図４は、呼吸運動によるＢ０変動に関する位相補正を示す。
【図５Ａ】図５Ａは、Ｂ０変動によって誘発されるアーチファクトを示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、Ｂ０変動によって誘発されるアーチファクトを示す。
【発明を実施するための形態】
【００８７】
これらの図において、同様の参照符号が付けられた要素は、同等の要素であるか又は同じ機能を果たす。機能が同じであるならば、それまでに説明された要素は、後の図において必ずしも説明しない。
【００８８】
図１は、磁気共鳴イメージングシステム１００の一例を示す。磁気共鳴イメージングシステム１００は、主磁石１０４を含む。磁石１０４は、中にボア１０６を有する円筒型の超電導磁石１０４である。異なるタイプの磁石の使用も可能である。例えばスプリット円筒磁石といわゆるオープン磁石との両方を使用することも可能である。スプリット円筒磁石は、クライオスタットが二分されて、磁石のイソプレーン（iso-plane）へのアクセスが可能にされている点を除いて標準的な円筒磁石と同様であり、このような磁石は、例えば荷電粒子線療法と併用されてよい。オープン磁石は、被検者を受容するのに十分大きい空間を間に有して上下にある２つの磁石部を有する。これらの２つの磁石部の配置は、ヘルムホルツ（Helmholtz）コイルのそれに似ている。オープン磁石は、被検者の閉塞性がより少ないため、人気がある。円筒磁石のクライオスタット内に、超電導コイルの集合がある。円筒磁石１０４のボア１０６内には、磁気共鳴イメージングを行うのに磁場が十分に強力でかつ均一な撮像領域１０８がある。
【００８９】
磁石のボア１０６内には更に、磁石１０４の撮像領域１０８内の磁気スピンを空間的にエンコードするための磁気共鳴データの取得に使用される傾斜磁場コイル１１０のセットがある。傾斜磁場コイル１１０は、傾斜磁場コイル電源１１２に接続される。傾斜磁場コイル１１０は代表的なものであることを意図している。通常、傾斜磁場コイル１１０は、３つの直交する空間方向における空間的エンコーディングのための３つの別々のコイルセットを含む。傾斜磁場電源は、傾斜磁場コイルに電流を供給する。傾斜磁場コイル１１０に供給される電流は、時間の関数として制御され、ランプ（傾斜付け）され又はパルス状にされる。
【００９０】
磁石１０４のボア１０６内にはボディコイル１１４がある。ボディコイル１１４は、例えば直交ボディコイル（ＱＢＣ）又は全身コイルである。ボディコイル１１４は、トランシーバ１１６に接続されているものとして示されている。幾つかの実施形態では、ボディコイル１１４は、全身コイルで、全身コイル無線周波数増幅器及び／又は受信器に接続されていてよいが、これはこの例では示されていない。送信器及び受信器１１６の両方が全身コイル１１４に接続されている場合、送信モードと受信モードとを切り替える手段が設けられる。例えばピンダイオードを有する回路を使用して、送信モード又は受信モードを選択することができる。被験者支持体１２０が、撮像領域内で被験者１１８を支持する。
【００９１】
トランシーバ１２２が、磁気共鳴イメージングコイル１２４を含む無線周波数システムに接続されているものとして示されている。この例では、磁気共鳴イメージングコイル１２４は、複数のアンテナ素子１２６を含む表面コイルである。トランシーバ１２２は、個々のＲＦ信号を個々のアンテナ素子１２６に送受信するように動作可能である。この例では、トランシーバ１１６及びトランシーバ１２２は別々のユニットとして示されているが、他の例では、ユニット１１６及び１２２は組み合わされてもよい。
【００９２】
トランシーバ１１６、トランシーバ１２２及び傾斜磁場コイル電源１１２は、コンピュータ１３０のハードウェアインターフェース１３２に接続されているものとして示されている。コンピュータ１３０は更に、機械可読命令を実行するように動作可能なプロセッサ１３３を含むものとして示されている。コンピュータ１３０は更に、すべてプロセッサ１３３によってアクセス可能であり、また、プロセッサ１３３に接続されているユーザインターフェース１３４、コンピュータストレージ１３６及びコンピュータメモリ１３８を含むものとして示されている。
【００９３】
コンピュータストレージ１３６は、１つ以上のパルスシーケンス１４０を含むものとして示されている。パルスシーケンス１４０は、プロセッサ１３３が磁気共鳴イメージングシステム１００を使用して磁気共鳴データを取得することを可能にする命令か又は命令に変換可能であるデータである。
【００９４】
コンピュータストレージは更に、アンテナ素子１２６によって取得された磁気共鳴データ１４２を含むものとして示されている。コンピュータストレージは更に、再構成された結合画像データ１４４を含むものとして示されている。再構成された結合画像データ１４４は、取得された磁気共鳴データ１４２を使用して計算される。これは、幾つかの異なる技術を使用して行われてよい。例えばＳＥＮＳＥプロトコルを使用して行われてよい。
【００９５】
コンピュータストレージ１３６は更に、再構成された結合画像データ１４４を使用してシミュレートされたシミュレート磁気共鳴データ１４６を含むものとして示されている。画像空間においてデータ１４４を再構成し、データ１４６をシミュレートするために使用される技術に応じて、アンテナ素子１２６のセットのコイル感度のセットもコンピュータストレージ１３６によって提供されてよい。
【００９６】
コンピュータストレージは更に、取得磁気共鳴データ１４２及びシミュレート磁気共鳴データ１４６を平均化するための点として使用されるフーリエ空間における点のセットの定義を含んでよい。
【００９７】
コンピュータストレージ１３６は更に、取得磁気共鳴データ１４２の位相補正係数を決定するために、シミュレート磁気共鳴データ１４６を使用して取得磁気共鳴データ１４２から計算される補正済み磁気共鳴データ１４８を含むものとして示される。最後に、コンピュータストレージ１３６は、補正済み磁気共鳴データ１４８を使用して再構成された診断用磁気共鳴画像１５０を含むものとして示されている。診断用磁気共鳴画像１５０は、例えば補正済み磁気共鳴データ１４８を使用するパラレルイメージング磁気共鳴技術に基づいて再構成される。診断用磁気共鳴画像１５０を再構成するために使用されたパラレルイメージング磁気共鳴技法に応じて、例えばアンテナ素子１２６のコイル感度のセットが使用されてよい。
【００９８】
幾つかの例では、ボディコイル１１４がない。他の例では、ボディコイル１１４は磁気共鳴データ１４２の一部を取得するために使用される。
【００９９】
コンピュータメモリ１３８は、制御モジュール１６０として示されている。制御モジュール１６０は、プロセッサ１３３が磁気共鳴イメージングシステムの動作及び機能を制御することを可能にするコンピュータ実行可能コード又は命令を含む。例えば制御モジュール１６０は、パルスシーケンス１４０と連動して様々な磁気共鳴データを取得する。コンピュータメモリ１３８は、イメージング再構成フーリエ変換モジュール１６２及び位相補正モジュール１６４を更に含むものとして示されている。これらの２つのモジュール１６２、１６４は、プロセッサ１３３が、図２及び図３に示す方法の１つ以上を行うことができるようにするコンピュータ実行可能コードを含む。更に、使用される方法に応じて、位相補正モジュール１６４はまた、磁気共鳴データ１４２、１４６の平均化を行うこともできる。
【０１００】
図２は、図１に示す磁気共鳴イメージングシステム１００を動作させる方法を説明するフローチャートを示す。ステップ２００において、各アンテナ素子１２６によって、撮像領域１０８から磁気共鳴データ１４２が取得される。例えば制御モジュール１６０が、パルスシーケンス１４０と連動して磁気共鳴データ１４２を取得する。ボディコイル１１４に応じて、磁気共鳴データはボディコイルによって取得されてもよい。即ち、ボディコイルは、アンテナ素子の機能を提供する場合がある。ステップ２０２において、磁気共鳴データ１４２から結合画像データ１４４が再構成される。アンテナ素子１２６によって取得された磁気共鳴データ１４２は、逆フーリエ変換を使用してｋ空間から画像空間に変換される。変換は、変換モジュール１６２を使用して実行される。画像空間における２つ以上のアンテナ素子１２６の結果として得られる画像データは、結合画像データ１４６において結合される。実施形態によれば、すべてのアンテナ素子１２６の結果として得られる画像データが結合される。例えば３Ｄ画像が再構成される。更なる例によれば、１つ以上の２Ｄ画像、例えば２Ｄ画像のスタックが再構成される。再構成及び／又は結合には、例えばＳＥＮＳＥプロトコルであるパラレルイメージングプロトコルを使用してよい。実施形態によれば、各アンテナ素子１２６によって、磁気共鳴データ１４２の複数のセットが取得される。所与のアンテナ素子１２６の各セットは、別の時間に取得される。変換は、例えば各アンテナ素子１２６によって取得された磁気共鳴データ１４２を経時的に平均化して（例えばそれぞれのアンテナ素子１２６の磁気共鳴データ１４２のセットにわたって平均化して）、結果をｋ空間から画像空間に変換するか、又は、最初に画像空間に変換して、続いて経時的に平均化することを含んでよい。
【０１０１】
ステップ２０４において、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データは、再構成された結合画像データ１４４を使用してシミュレートされる。再構成された結合画像データ１４４は、変換モジュール１６２によって、フーリエ変換を使用して画像空間からｋ空間に変換される。実施形態によれば、画像空間のすべての次元がｋ空間次元に変換される。即ち、ｋ空間のすべての座標を変換するフルベース変化が行われる。他の実施形態では、ｋ空間の座標のサブセットのみが変換される一方で、ｋ空間の残りの座標は変換されないままである。したがって、再構成された結合画像データ１４４は、ハイブリッド空間、即ち、例えば少なくとも１つの画像空間次元と１つ以上のｋ空間次元とを含む空間に変換される。シミュレートされた磁気共鳴データ１４６は、上記変換のうちの１つの結果であってよい。
【０１０２】
ステップ２０６において、位相補正モジュール１６４によって、各アンテナ素子について位相補正係数が決定される。決定は、対応するアンテナ素子の取得磁気共鳴データ１４２とシミュレート磁気共鳴データ１４６との位相差を計算することを含む。実施形態によれば、位相差は、例えばｋ空間又はハイブリッド空間の各データ点について、取得磁気共鳴データ１４２とシミュレート磁気共鳴データ１４６との比率を計算することによって計算することができる。他の実施形態によれば、例えばｋ空間又はハイブリッド空間の各データ点について、取得磁気共鳴データ１４２とシミュレート磁気共鳴データ１４６の複素共役との積が計算される。更なる実施形態によれば、比率又は積が平均化される。例えば取得磁気共鳴データ１４２及びシミュレート磁気共鳴データ１４６は、読み出し方向にわたって、即ち、完全なｋ空間の場合にはｋｘにわたって又はハイブリッド空間の場合にはｘにわたって平均される。他の例によれば、比率又は積は、チャネルにわたって平均化される。即ち、様々なアンテナ素子１２６についてシミュレートされた磁気共鳴データ１４６及び様々なアンテナ素子１２６によって取得された磁気共鳴データ１４２は、アンテナ素子にわたって平均化される。更なる実施形態によれば、比率又は積は、経時的に平均化される。磁気共鳴データ１４２が取得されたｋ空間点の磁気共鳴データ１４２、１４６が、所定の時間窓内で平均化される。実施形態によれば、平均化されたすべての取得磁気共鳴データ１４２及びシミュレート磁気共鳴データ１４６に均等に重みが付けられるか、又は、データ点に異なる重み付け係数が割り当てられてよい。例えば平均化する時に、重み付け係数のガウス分布がデータ点に割り当てられてよい。取得磁気共鳴データ１４２に含まれる各データ点に対して位相補正係数を決定することができる。しかし、平均化は、取得磁気共鳴データ１４２に含まれる１つ以上のデータ点について、同一の位相補正係数をもたらす可能性がある。
【０１０３】
ステップ２０８において、位相補正モジュール１６４が、ステップ２０６で計算された位相補正係数を使用して、各アンテナ素子によって取得された磁気共鳴データ１４２を補正する。取得磁気共鳴データ１４２に含まれる各データ点は、対応するデータ点について計算された位相補正係数を使用して補正され、補正済み磁気共鳴データ１４８が得られる。
【０１０４】
図３は、図２の方法の反復実施態様のフローチャートを示す。取得磁気共鳴データ１４２の補正後、即ち、補正済み磁気共鳴データ１４８の計算後、ステップ２１０において、所定の終了基準が満たされるかどうかが確認される。終了基準は、例えばステップ２０６において決定された位相補正係数が所定の閾値より小さいこと、又は、所定の最大反復ステップ数に達したことを必要とする。位相補正係数が所定の閾値より小さくなく、したがって終了基準を満たさない場合、方法はステップ２１２から続けられる。ステップ２１２において、取得磁気共鳴データ１４２は、更なる手順のために補正済み磁気共鳴データ１４６に置き換えられる。つまり、方法のステップ２０１から２０８が、取得磁気共鳴データ１４２ではなく、補正済み磁気共鳴データ１４６で繰り返される。新しい補正済み磁気共鳴データをもたらす反復の後、ステップ２１０において、その新しい補正済み磁気共鳴データについて終了基準が満たされているかどうか、例えばステップ２０１から２０８を繰り返すことにより決定された位相補正係数が所定の閾値より小さいかどうかが確認される。したがって、ステップ２０２から２０８は、所定の閾値よりも小さい補正係数が決定されるまで反復して繰り返される。各位相補正係数が取得磁気共鳴データ１４２に含まれるデータ点のうちの１つについて計算されて複数の位相補正係数がある場合、ステップ２０２から２０８は、各位相補正係数が閾値より小さくなるまで繰り返されてよい。
【０１０５】
ステップ２１０において、終了基準が満たされていると決定された場合、方法は、ステップ２１４から続けられる。ステップ２１４において、最後に計算された補正済み磁気共鳴データを使用して、診断用磁気共鳴画像１５０が再構成される。診断用磁気共鳴画像１５０は、例えばＳＥＮＳＥプロトコルといったパラレルイメージングプロトコルを使用して、最後に計算された補正済み磁気共鳴データから再構成されてよい。
【０１０６】
図４は、推定位相補正５０２と、呼吸ふいご（respiratory bellows）、即ち、被験者の呼吸運動の信号５０４との相関を示す図表５００を示す。例えば呼吸運動といった生理学的起源が、主磁場、即ち、Ｂ０オフ共鳴磁場のドリフト又は変動を導入し、これらは画質に大きな影響を与える可能性がある。ドリフト又は変動は、例えばゴーストやその他のアーチファクトをもたらす可能性がある。図表５００に示すように、被験者の呼吸運動によって引き起こされる不均一性を含む主磁場の場合、図２及び図３の方法によって決定される位相補正係数５０２は各呼吸運動５０４に対応する。したがって、呼吸運動によって引き起こされる位相アーチファクトは、例えば図２及び図３に関して説明したデータ駆動型補正方法を使用して効率的に補正することができる。
【０１０７】
図５Ａ及び５Ｂは、Ｔ２＊強調グラジエントエコー脳画像への推定位相補正の影響を示す。図５Ａは、ＴＥ＝２６．６ｍｓでの未補正マグニチュード脳画像６００を示し、図５Ｂは、ＴＥ＝２６．６ｍｓでの補正済みマグニチュード脳画像６０２を示す。つまり、図５Ａは、アンテナ素子によって取得された未補正磁気共鳴データを使用して再構成された診断用磁気共鳴画像を示し、図５Ｂは、上記実施形態の１つ以上に従って計算された補正済み磁気共鳴データを使用して再構成された診断用磁気共鳴画像を示す。図５Ａには、中程度のリップルや強度変調であるＢ０変動によるアーチファクトがあり、その一部を矢印６０４で示す。これらのアーチファクトは、前述のとおり、位相依存アーチファクトを補正するデータ駆動型アプローチを使用して効率的に補正することができる。このことは、未補正画像６００に示されるアーチファクト６０４がない図５Ｂに示す補正済み画像６０２から見て取ることができる。
【０１０８】
本発明は、図面及び上記説明において詳細に例示及び説明されたが、このような例示及び説明は、例示的であって、限定と考えられるべきではない。本発明は、開示された実施形態に限定されない。
【０１０９】
開示された実施形態の他の変形態様は、図面、開示内容及び添付の請求項の検討から、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解され、実施される。請求項において、「含む」との用語は、他の要素又はステップを排除するものではなく、また、単数形も、複数形を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載される幾つかのアイテムの機能を果たしてもよい。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されることだけで、これらの手段の組み合わせを有利に使用することができないことを示すものではない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として供給される光学記憶媒体又は固体媒体といった適切な媒体上に記憶及び／又は分散されてもよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介するといった他の形式で分配されてもよい。請求項における任意の参照符号は、範囲を限定するものと解釈されるべきではない。
【符号の説明】
【０１１０】
１００  磁気共鳴イメージングシステム
１０４  主磁石
１０６  磁石のボア
１０８  撮像領域
１１０  傾斜磁場コイル
１１２  傾斜磁場コイル電源
１１４  ボディコイル
１１６  トランシーバ
１１８  被験者
１２０  被験者支持体
１２２  トランシーバ
１２４  磁気共鳴イメージングコイル
１２６  アンテナ素子
１３０  コンピュータ
１３２  ハードウェアインターフェース
１３４  ユーザインターフェース
１３６  コンピュータストレージ
１３８  コンピュータメモリ
１４０  パルスシーケンス
１４２  取得された磁気共鳴データ
１４４  再構成された結合画像データ
１４６  シミュレートされた磁気共鳴データ
１４８  補正された磁気共鳴データ
１５０  診断用磁気共鳴画像
１６０  制御モジュール
１６２  画像再構成及びフーリエ変換モジュール
１６４  位相補正モジュール
５００  図表
５０２  位相補正
５０４  呼吸信号
６００  未補正の脳画像
６０２  補正済み脳画像
６０４  アーチファクト
【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５Ａ−５Ｂ】
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