JP2016067895A - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置における磁場の時間変化を正確に測定する方法を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、実行部と測定部と格納部として機能するＭＲＩシステム制御部２２を備える。実行部は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、当該スライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、当該傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間、及び、当該傾斜磁場パルスが印加された後の期間の少なくとも一方において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行する。測定部は、前記サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する。格納部は、前記磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。撮像に用いられる磁場は、種々の環境条件や装置の設定条件等により影響を受けることが知られている。

米国特許第６０２５７１５号明細書

Vannesjo et al., "Gradient System Characterization by Impulse Response Measurements with a Dynamic Field Camera," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 69, pp. 583-593, 2013 Addy et al., "Simple Method for MR Gradient System Characterization and k-Space Trajectory Estimation," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 68, pp. 120-129, 2012 Atkinson et al., "Characterization of System Delays and Eddy Currents for MR Imaging with Ultrashort Echo-Time and Time-Varying Gradients," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 62, pp. 532-537, 2009 Beaumont et al., "Improved k-Space Trajectory Measurement with Signal Shifting," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 58, pp. 200-205, 2007 Zhang et al., "A Novel k-Space Trajectory Measurement Technique," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 39, pp. 999-1004, 1998

本発明が解決しようとする課題は、磁場の時間変化を正確に測定することができる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法を提供することである。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、実行部と、測定部と、格納部とを備える。実行部は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、当該スライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、当該傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間、及び、当該傾斜磁場パルスが印加された後の期間の少なくとも一方において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行する。測定部は、前記サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する。格納部は、前記磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。 図２は、実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図（１）である。 図３は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（１）である。 図４は、実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図（２）である。 図５は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（２）である。 図６は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（３）である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）システム」とも表記する）及び磁気共鳴イメージング方法を説明する。

（実施形態）
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。図１に示すＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連するシステム構成要素２０とを有する。通常、少なくともガントリ１０は、シールドルーム内に設置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒状に配置された静磁場Ｂ_０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚの傾斜磁場コイル１４と、大型の全身用ＲＦ（Radio Frequency）コイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６とを有する。寝台１１に支持された被検体９の頭部を実質的に取り囲んでいるイメージングボリューム１８が、これら円筒状アレイの水平軸に沿って設けられている。当然のことながら、ある種の用途のために、人間の生体組織の代わりに、ファントムをイメージングボリューム１８内の所望の位置に配置してもよい。１つ以上の小型のアレイＲＦコイル１９を、イメージングボリューム１８内の被検体の頭部に、より近接して接続してもよい。当業者には明らかなように、全身用コイル（Whole Body Coil：ＷＢＣ）や比較的小型のコイル、表面コイルのようなアレイコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。そのような小型のコイルをアレイコイル（Array Coil：ＡＣ）やフェイズドアレイコイル（Phased Array Coils：ＰＡＣ）と称する。それらは、ＲＦ信号をイメージングボリューム１８内に送信するように構成された１つ以上のコイルと、イメージングボリューム１８内にあるオブジェクト、例えば前述した被検体の頭部等からのＲＦ信号を受信するように構成された複数の受信コイルを含む。心拍信号収集装置８（被検体の生体組織に適宜に取り付けられる）を用いて、ＭＲＩシーケンス制御部３０のトリガーとなる末梢脈波や心臓ゲーティング信号１３を提供してもよい。

ＭＲＩシステム制御部２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６及びプリンタ２８と接続された入出力ポートを備えている。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものでもよく、マウスやその他の入出力機器を備えていてもよい。

ＭＲＩシステム制御部２２は、ＲＦ送信機３４及び送信／受信スイッチ３６（送受信に同じＲＦコイルを用いる場合）並びに傾斜磁場コイルドライバ３２を制御するＭＲＩシーケンス制御部３０に接続される。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、パラレルイメージングを含むこともあるＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を有する。後述するように、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩ診断画像の基になるＮＭＲエコーデータ（「エコーデータ」）を収集するために、所定のパルスシーケンスや設定パラメータに基づいて形成されるパルスシーケンスを実行するように構成されてもよい。収縮期のエコーデータと拡張期のエコーデータを別々に収集するために、心拍信号収集装置８からの心臓ゲーティング信号１３を用いて被検体の領域に向けてパルスシーケンスを送信するようにして、異なる画像が得られるようにＭＲＩシーケンス制御部３０を構成してもよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０を、エコープラナーイメージング（Echo Planer Imaging：ＥＰＩ）用やパラレルイメージング用に構成してもよい。更に、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、１回以上の準備スキャン（プリスキャン）シーケンスと、メインスキャンＭＲ画像（診断画像とも言うことがある）を得るためのスキャンシーケンスとを容易に実行することができる。

システム構成要素２０は、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信機４０を含む。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、前に生成されたＭＲデータ、画像、マップ、システム構成パラメータ４６、画像再構成プログラムコード構造４４、及びプログラム記憶装置５０に接続可能に構成される。

また、図１に、プログラム記憶装置５０の一般的説明を示す。ＭＲＩシステムのプログラム記憶装置５０では、（例えば、画像再構成や、ＭＲＩ傾斜磁場軌跡マッピングや、ＭＲＩ後処理等をするための）格納されたプログラムコード構造３８が、ＭＲＩシステムの各種データ処理構成要素へアクセス可能な非一時的コンピュータ可読記憶媒体に格納されている。高速スピンエコー（Fast Acquisition Spin Echo：ＦＡＳＥ）のようなパルスシーケンスにおけるリフォーカシングパルス用のリフォーカシングフリップ角設定や、ＴＲ（Repetition Time）間隔設定などを含むパルスシーケンス設定といった操作者入力を得るためのプログラムコードが格納されていてもよい。当業者には明らかなように、プログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、システム構成要素２０の処理コンピュータのうち、通常動作においてそのような格納されたプログラムコード構造３８を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続してもよい（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に格納したり直接接続したりするのではない）。

実際に、当業者には明らかなように、図１は、後述する例示的な実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素２０は、さまざまな論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（又は、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。

処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、その動作過程で、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルまでに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの動作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や場合によっては制御画像とタギング画像から減算画像を生成する処理（後述）の終わりに、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、すべて一様に「０」値、又はすべて「１」値）から新しい状態に変換され、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象及び物理的条件（例えば、イメージングボリューム１８内の、被検体の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、そのような記憶データ値の配列は、命令レジスタに順次読み込まれ、システム構成要素２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたとき、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、物理的構造を表し構成する。

以下に示す実施形態は、傾斜磁場パルスや渦電流応答等によるＮＭＲスピンに、実際に課される磁場の時間変化を測定する。そのようなデータは、傾斜磁場パルスに応じたｋ空間におけるＮＭＲ原子核の軌跡マッピングに用いることができる。磁場の時間変化の測定結果として得られる情報は、ｋ空間データのより精密なリグリッディング等、画像再構成に先立つさまざまな用途に用いることができる。好ましい実施形態では、印加される傾斜磁場パルスの時間領域における形状を仮定する必要が無いことに加え、時間マッピング分解能を、読出しサンプリングレートにすることができる。

ｋ空間において、いくつかの、或いはすべてのサンプルポイント（サンプル点）が不均一に収集されるため、収集されたｋ空間データを「リグリッド」することは一般的に行われている。この不均一は、意図的な不均一性（すなわち、傾斜磁場の遷移中にサンプリングした）か意図的でないバラツキ（deviation）（すなわち、渦電流のような物理的要因、傾斜磁場システムのキャリブレーションミス、あるいは理想的でない傾斜磁場システム性能）によるものと考えられる。ＮＭＲ原子核に印加された磁場の時間変化を表す正確な情報に基づかない限り、そのようなリグリッディングを正確に行うことはできない。

傾斜磁場の測定方法は、特許文献１及び非特許文献１〜５に開示されている。

よく知られているように、ＭＲＩ撮像に求められる傾斜磁場波形と、スピンに影響するそれらの傾斜磁場との間には偏差がある。ＭＲＩシステムの性能の中でも特に傾斜磁場増幅器の性能は、さまざまなストレス条件の関数として非線形に振る舞う。傾斜磁場システムは、温度変化、機械的振動、増幅器の電流と電力のデューティ比（デューティサイクル）、及びその他の要因から影響（ストレス）を受けることがある。その結果、傾斜磁場システムによって生成され、物理的に与えられる傾斜磁場が、理想的でないものになり得る。更に、非理想性の特性は、ストレス条件（以下、単に「条件」とも表記する）のセット（組み合わせ）に応じて変化し得る。例えば、ストレス条件は、ピーク電力傾斜磁場増幅器出力レベル、傾斜磁場増幅器スルーレート、ある期間にわたる傾斜磁場増幅器デューティサイクル、複数の期間にわたる傾斜磁場増幅器デューティサイクル、及び傾斜磁場増幅器温度等である。言い換えると、ストレス条件は、傾斜磁場増幅器の出力レベル、スルーレート、デューティサイクル、及び温度のうち、少なくとも一つを含む。

要するに、ＭＲＩシーケンスにおける傾斜磁場パルスが、物理的要因（渦電流）やハードウェア要因（増幅器の非線形性）により、理想的ではなくなる場合がある。ＮＭＲ原子核が実際に曝露している傾斜磁場パルス波形を直接測定すればよい。したがって、システムの性能を特徴付ける印加磁場測定ツールは特に望ましい。

それらバラツキを特徴付けることに注力した、既知の撮像シナリオに適用される従来の方法は、付加的な専用ハードウェアや、システム出力の範囲を超えて収集されたデータを必要とする。ここで、本実施形態は、付加的なハードウェアを必要とすることなく、ＭＲＩシステムの動作空間内の特定サブボリュームにおいて当該ＭＲＩシステムを特徴付けるロバストな測定モデルを提案する。検討されるＭＲＩ撮像の動作空間の例示的な次元は、出力傾斜磁場電圧、動作傾斜磁場周波数、物理的位置、及び傾斜磁場デューティ比を含むが、これに限定されるものではない。ＭＲＩスキャナー動作エンベロープ全体に対する傾斜磁場応答の精密モデルは、ＮＭＲスピンの結果として観察されるように、すべてのイメージング技術に関して画像アーチファクトを最小化することを要求される。

本実施形態は、傾斜磁場を直接測定する方法を提示する。まず、ｉをＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）読出サンプルインデックス、ｊをスライス、すなわちＴｘ（送信部）周波数オフセットステップとする。次に、ＭＲＩ試験を行うと、スライス選択（同時Ｇｓｓ（Ｇは矢印付き）を伴うＲＦ章動パルス）後に、スライス選択傾斜磁場（Ｇｓｓ（Ｇは矢印付き）パルス）と同じ方向にある１つ以上の傾斜磁場ローブが続く。更に、Ｇ（Ｇは矢印付き）は、試験中のすべての繰返しにわたって最大振幅が一定であると仮定するＧｓｓ（Ｇは矢印付き）と平行であり、ΔＢ_０（ｔ’）は空間的に不変量であるか、Ｂ_０（渦電流によって発生すると考えられる）の変化にともない、ゆっくりと空間的に変化する周波数を含む。また、φ_０（ｉ，ｊ）は、残留Ｂ_０不均一性からの位相オフセット、送信部と受信部との間の位相不整合、又は残留システム電流を表す。Δｔは、試験用のサンプリングレートである（すなわち、収集されたデータサンプルポイントｉとｉ＋１の間隔であり、通常は数マイクロ秒、例えば、１０マイクロ秒以下で、一例として１〜２マイクロ秒である）。ＡＤＣ読出ウィンドウ内の任意の点におけるＮＭＲスピンの位相（ｉ，ｊ）は、以下の式（１）のように与えられる。

ここでγを核磁気回転比とすると、以下の式（２）及び式（３）が成り立つ。

残念ながらこれらの値は、いずれも知られていないが、合理的に仮定することができる。ΔＢ_０（ｘ，ｔ’）は、Ｇ（ｔ’）が一定である限りすべての試験において一定であり、ＴＲは注目している最長の時定数よりも長い。例えば、時定数が１００マイクロ秒程度であれば、回復時間は数ミリ秒で十分である。しかしながら、長周期渦電流磁場マッピングでは、時定数の大きさのオーダーは、より長くなり得る（例えば、１００ミリ秒）。したがって、当業者には明らかなように、必要なＴＲ範囲は状況に応じて適宜に変化する。例えば、Ｇ（ｔ’）は、以下の式（３−１）によって表される。

ここで、Ｇ_{ｏｔｈｅｒ}（ｔ’）は、渦電流や傾斜増幅器フィードバック等により生成される。Ｏ（Ｇ^２（ｔ’））は、それが望ましい場合は測定することもできるが、無視してもよい第２の（又は、より上位の）構成要素である。Ｂ_０（ｘ，ｔ’）は、位置の関数としてＧ（ｔ’）と比較してゆっくりと変化し、線形でないと予想される。Ｂ_０に関するこの仮定は、上述したｋ空間サンプリングの文献全体に記載されており、そのすべての文献において正しいと認められる。

任意の２つの連続した点ｉ−１，ｉの間の位相関係が既知なので、この位相の差からＧを（サンプリング時刻ｉの間の期間Δｔに対して）直接測定することができる。つまり、以下の式（４）が成り立つ。

ここで、短い期間に対してφ_Ｂ０（ｉ）を定数と仮定する。

２点間のみの位相の測定では間違ったＧの値を導く可能性があるので、複数のスライス間の位相差勾配を求めることが望ましい。求められた勾配に適合させることで、バックグラウンドソース（φ_Ｂ０（ｉ））からの位相寄与を消すことができる。各ｉ_０に対してＧ（ｉΔｔ）を求めるために、以下の式（５）又は式（６）による分析を行うことができる。

図２は、実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図（１）である。任意のスライスｊに対して、選択されたスライス内でＮＭＲ原子核が章動するように、対応する周波数オフセットＲＦ章動パルス（例えば９０°とするが、任意の章動角が利用できる）と同時にスライス選択傾斜磁場パルスが適用される。ＲＦ章動パルスの、精密に決定されたオフセット周波数を適切に変更することによって、非常に正確且つ精密に後続のスライスｊを選択することができる。

また、図２に示すように、ストレス条件下において、マッピング用の傾斜磁場波形（例えば、１つ又はいくつでもよい望ましい数のパルス）が、スライス選択傾斜磁場と同じ方向に連続的に適用される。ＡＤＣサンプリングウィンドウは、傾斜磁場波形の分析したい部分を囲むように開いている（例えば、特に非線形なコーナー等）。時間サンプルポイントｉが短い間隔で（例えば、２マイクロ秒毎に）収集される。

点線の矩形で囲まれたマッピング用の傾斜磁場波形を、双曲線、正弦波、又はより複雑な傾斜磁場の波形などの任意の形状に変換してもよい。例示の方法は、測定される傾斜磁場の形状を限定しない。実際に、ＮＭＲ原子核が曝露した傾斜磁場を測定するために必要な位相情報を得るための処理を繰り返すたびに、送信ＲＦパルスの周波数オフセットだけが変更される。

本質的に同じ方法を、直接測定による渦電流の調査に用いることができる。例えば、図４に図示するように、傾斜磁場パルスの印加に起因する渦電流が発生させた残留磁場を測定するために、マッピング用の傾斜磁場の印加後にＡＤＣサンプリングウィンドウを開いてもよい（あるいは単に、ＡＤＣサンプリングウィンドウを傾斜磁場より拡大してもよい）。なお、図４は、実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図（２）である。

図３は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（１）である。傾斜磁場軌跡マッピングの例を図３に図示する。ここで、コンピュータプログラムコード構造は、（例えば、全体を統括するオペレーティングシステムなどから）傾斜磁場マッピングの処理３００を開始する。イメージングボリューム１８内の所望の位置に所望のファントムがあるか確認する（ステップＳ３０２）。ファントムが所望の位置にない場合（ステップＳ３０２否定）、所望の位置に所望のファントムが配置される（ステップＳ３０４）。そして、制御は、各スライスｊの時間サンプルポイントｉ，ｉ＋１，・・・を収集するために、マッピング用の傾斜磁場を用いたＮＭＲデータ収集シーケンスが、複数のスライスｊに対して行われる（ステップＳ３０６）。言い換えると、実行部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、そのスライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、その傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行する。なお、ファントムが所望の位置にある場合（ステップＳ３０２肯定）、ステップＳ３０６に移行する。

その後、複数のスライスｊ間の位相差勾配Δφと時刻ｉに基づき、各サンプルポイントｉにおいて磁場の時間変化が測定される（ステップＳ３０８）。言い換えると、測定部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する。

ステップＳ３１０の判定で、渦電流の確認オプションが与えられる。確認オプション（渦電流磁場チェック）を選択すると（ステップＳ３１０肯定）、ステップＳ３１２で、渦電流によって発生した磁場に関連する位相データを更に収集するために、１つのストレス傾斜磁場パルス（あるいは複数のパルス）の後で、ＡＤＣウィンドウが開かれる（あるいは開いたままにされる）。そして、複数のスライスｊ間の位相差勾配に基づき、各サンプルポイントｉにおいて渦電流磁場の変化が測定され、その結果は、後のＭＲＩシステム動作に使用するために、渦電流磁場の時間変化として格納される。言い換えると、実行部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、そのスライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、その傾斜磁場パルスが印加された後の期間において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行する。そして、測定部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する。そして、格納部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する。

そして、ステップＳ３０８において測定された磁場の時間変化は、後のＭＲＩシステムの動作において使用するために、格納及び／又は表示される（ステップＳ３１４）。言い換えると、格納部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する。なお、確認オプション（渦電流磁場チェック）を行わない場合（ステップＳ３１０否定）、ステップＳ３１４に移行する。

ステップＳ３１６の判定で、傾斜磁場パルスを印加した条件の別のセット（組み合わせ）に対して、測定された磁場の時間変化を表す情報のライブラリを構築するか否かを選択することができる。言い換えると、格納部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、傾斜磁場パルスが印加された条件を示す条件情報に関連付けて、磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する。このオプションを選択すると（ステップＳ３１６肯定）、１つ以上の傾斜磁場パルスを印加した条件に対して磁場の時間変化のライブラリを構築するよう、ステップＳ３１８のブロックに制御が進み、別のストレス条件のためにシステムをリセットする。その後、更に別のストレス条件の、測定された磁場の時間変化を表す情報を格納／表示するために、ステップＳ３０６のブロックに制御が戻る。

最後に、図３の傾斜磁場軌跡マッピングの処理は、ステップＳ３２０で呼び出しプログラムへのリターン制御により終了する。

なお、図３に例示した処理手順は、一例に過ぎない。例えば、上述したように、ＡＤＣウィンドウが開いたままにされる場合には、傾斜磁場パルスが印加されている期間にデータを収集する処理（ステップＳ３０６）、及び、傾斜磁場パルスが印加された後の期間にデータを収集する処理（ステップＳ３１２）は、一度に実行されてもよい。具体的には、所望の位置に所望のファントムが配置される場合に（ステップＳ３０２肯定）、ＭＲＩシステム制御部２２は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、そのスライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、その傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間から印加された後の期間までを含む期間において、上記のシーケンスを実行する。そして、ＭＲＩシステム制御部２２は、磁場の時間変化を測定する処理（ステップＳ３０８）を実行し、磁場の時間変化を表す情報を格納する処理（ステップＳ３１４）を実行する。

また、例えば、傾斜磁場パルスが印加されている期間にデータを収集する処理（ステップＳ３０６）は、必ずしも実行されなくてもよい。具体的には、所望の位置に所望のファントムが配置される場合に（ステップＳ３０２肯定）、ＭＲＩシステム制御部２２は、ステップＳ３１２の処理を実行して、渦電流による磁場の時間変化を測定し、渦電流による磁場の時間変化を表す情報を格納する。

図５は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（２）である。図５は、図３の処理の結果として得られる測定された磁場の時間変化を表す情報のその後の使用の一例を図示する。まず、（例えば、再び、全体を統括するオペレーティングシステム等から）ＭＲＩデータ収集の処理５００が実行される。ステップＳ５０２において、特定のデータ収集パルスシーケンスを用いてｋ空間用にＭＲＩデータを収集する。言い換えると、実行部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、被検体の撮像を行う撮像用シーケンスを所定の条件下で実行する。次に、ステップＳ５０４において、測定された磁場の時間変化の格納された表現を用いて、収集されたｋ空間データをリグリッドする。再構成部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、撮像用シーケンスによって得られた被検体のｋ空間データを、格納部によって格納された磁場の時間変化を表す情報に基づいてリグリッドする。当然のことながら、渦電流の表現も利用可能な場合は、それらもリグリッド処理に用いられる。また、リグリッドに用いられる磁場の時間変化を表す情報は、撮像用シーケンスが実行された際のストレス条件と同一の条件で収集された情報であることが好ましい。

ステップＳ５０６において、ステップＳ５０４にてリグリッドされたｋ空間データを用いて空間領域のＭＲ画像を再構成する。言い換えると、再構成部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、リグリッドされたｋ空間データを用いてＭＲ画像を再構成する。当業者には明らかなように、ステップＳ５０８で、その後の使用のために、空間領域で再構成された画像を表示や格納する。

図５のＭＲＩデータ収集の処理は、呼び出しプログラムへのリターン制御によりステップＳ５１０で終了する。なお、ＭＲＩシステムは、格納部によって格納された磁場の時間変化を表す情報に基づいて、所定の動作パラメータの関数として、撮像に関する動作モデルを生成してもよい。例えば、動作モデルは、渦電流等を含む、ＭＲＩシステムの動作を数学的に表現したものである。一例としては、指数関数的減衰は、渦電流の影響を表す。

図２と図４の直接測定法は、小さな傾斜磁場振幅に対して有効であるとともに、（例えば渦電流由来の）残留傾斜磁場の測定にも適している。

アトキンソン法は構造が本方法と似ている。しかし、アトキンソン法は、傾斜磁場振幅を連続的に増大させる。すなわち、試験中の傾斜磁場システム条件（スルー、振幅、電力デューティ及び電流デューティ）は一定ではない。広範な傾斜磁場システムの出力から収集されたデータは、傾斜磁場測定値の解に統合される。そのため、傾斜磁場測定値は、傾斜磁場システムのストレス条件の、固定のセットを代表しない。

本方法の利点は、ストレス条件の固定のセットに対する傾斜磁場システムの性能を直接的に収集する能力である。試験において、収集されたすべてのデータの傾斜磁場パルスの波形と振幅は同じである。このように、傾斜磁場システム条件によって生じたあらゆる理想的でない効果は、すべてのデータに一貫する。したがって、本方法は、ある特定の（あるいは複数の）ストレス条件のセットに対応したシステムの性能に注目する手段を提供することができる。

本方法は、磁石の別の空間領域におけるＧ（ｔ）の調査に用いることもできる。本実施形態は、ＭＲＩシステムの区分的空間局所化を可能にする（例えば、信号の応答が異なった振る舞いを示すかを調べるために、ファントムを磁石の中央や任意の軸に沿って配置してもよい）。

上記の例では、ＭＲＩデータ収集シーケンスは、スライス選択方向にそって伸びるとともに、さまざまなスライス位置で反復される傾斜磁場波形（１つ以上の傾斜磁場パルス）を含む。サンプルポイントの位相変化をスライス位置の関数として評価した結果は、収集した個々のピクセル又はボクセルにおける磁場の傾斜を仮定するために用いられる。一次位相分析は線形にすることができるので、ロバストな傾斜磁場測定が可能である。適切な周波数オフセットを用いることによって、磁石のアイソセンターあるいは各軸周りのアイソセンターから外れた位置で測定することができる。これによってイメージングボリューム１８の異なる領域を調査することが可能となる。更に、特定の傾斜磁場波形を仮定する必要がない。そのうえ、試験中に正の振幅の傾斜磁場ローブ又は、負の振幅の傾斜磁場ローブを用いて応答の極性を調べることができる。

本実施形態は、調査対象のイメージングボリューム１８の適切な位置に配置された標準ファントムを用いて実施された。例えば、ミネラルオイルなどを充填した１０センチメートル角のアクリル製の立方体を、適当なファントムとすることができる。しかし、測定可能なＮＭＲ信号の応答を返すものであれば、どのようなファントムでも使用することができる。例えば、固体のアクリル製ファントムを使用することもできる。

例示の方法には、この問題に対処する従来技術に対していくつか利点がある。例えば、ある従来技術は、特定のストレス条件下では、高分解能データを収集しない。更に例示の方法は、特別なハードウェアやファントム設定を必要とすることなく、それらの利点を実現する。複数の傾斜磁場レベルをひとまとめにすることが必要な従来手法は、変化をシステム条件の関数としてマスクする。

従来の方法は、複数のストレス条件下でデータを収集するものとは考えられない。例えば、特定の性能あるいはストレスレベルにおいて傾斜磁場を測定する。あるいは、φ_０とΔＢ_０パルスとを分離可能にする。あるいは、ファントムの移動やスライス選択周波数の変更により、空間的に局所化された傾斜磁場軌跡の変化を調査可能にする。しかし、上記した本実施形態は、それらすべてを提供する。

上記方法は、傾斜磁場波形の高分解能測定を提供する。それらの測定は、特定のストレス条件又は、高ピーク電力及び高スルーレートあるいはピーク電力出力といったシステム条件のもとで行われる。正の傾斜磁場極性と負の傾斜磁場極性のような特定の条件も、調査することができる。上記方法は、複雑な正弦波状あるいはその他形状の傾斜磁場波形の測定にも用いることができる。

傾斜磁場Ｇ（ｔ’）を印加していなくても、ＭＲＩシステムには依然として線形的で高次の残留磁場変化、言い換えると、以下の式（７）に示す負荷がかかるおそれがある。アイソセンターから離れたボリュームをパラメータ化するとき、この条件は特に当てはまる。

この場合、システムの磁場は、以下の式（８）のように表すことができる。

傾斜磁場Ｇ（ｔ’）の測定値は、以下の式（９）に示す残留バックグラウンド磁場を含むことがある。

傾斜磁場測定値にバイアスがかからないようにするために、残留磁場を正確に測定してその源を特定し、以降の測定値からその影響を除去する必要がある。これは、傾斜磁場を印加しない状態（Ｇ（ｔ’）＝０）で測定することによって実現し、残留バックグラウンド磁場の影響を除去することを可能とする。

図６は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおける処理を説明するためのフローチャート（３）である。図６において、任意のバックグラウンド磁場チェックの処理６００が、（例えば、全体を統括するオペレーティングシステム等から）開始される。次に、ステップＳ６０２において、ＡＤＣサンプリング時間ｉの間に測定される印加傾斜磁場の波形を使うことなく、複数のスライスｊに対して図２のデータ収集シーケンスを行う。言い換えると、実行部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、傾斜磁場パルスを印加することなくシーケンスを実行する。そして、測定部としてのＭＲＩシステム制御部２２は、傾斜磁場パルスが印加されることなく収集されたサンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する。複数のスライスｊの間において、測定されたＢ_０（ｔ）が零勾配を呈することが期待できる。そうでない場合は、ステップＳ６０４の判定部で、リキャブリレーションやリシミング等を行うオプションが与えられる。そして、ステップＳ６０２のブロックで再びバックグラウンドをチェックする前に、ステップＳ６０６のブロックで所望のリキャブリレーションやリシミングを行う。Ｂ_０（ｔ）が零勾配を呈する場合、若しくは任意のタイミングにて、バックグラウンド磁場チェックの処理６００を終了する（ステップＳ６０８）。この後に、例えば、図２のデータ収集シーケンスを行うことで、残留バックグラウンド磁場を含まない磁場の時間変化が測定されることが期待される。

特定の実施形態を説明したが、これらの実施形態は、単なる例として示したものであり、発明の範囲を限定するものではない。実際、本明細書で説明した新規の実施形態は、さまざまな別の態様で具体化が可能である。更には、本発明の要旨を逸脱することなく、本明細書で説明した実施形態の態様においてさまざまな省略、置換、及び変更が可能である。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、付加的なハードウェアを用いることなく、磁場の時間変化を正確に測定することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２２ ＭＲＩシステム制御部
３０ ＭＲＩシーケンス制御部

Claims (10)

1. 複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、当該スライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、当該傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間、及び、当該傾斜磁場パルスが印加された後の期間の少なくとも一方において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行する実行部と、
   前記サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する測定部と、
   前記磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する格納部と
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記実行部は、複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、前記傾斜磁場パルスを印加することなく前記シーケンスを実行し、
   前記測定部は、前記傾斜磁場パルスが印加されることなく収集されたサンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記格納部は、前記傾斜磁場パルスが印加された条件を示す条件情報に関連付けて、前記磁場の時間変化を表す情報を前記所定の記憶部に格納する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 被検体から収集されたｋ空間データを用いてＭＲ画像を再構成する再構成部を更に備え、
   前記実行部は、前記被検体の撮像を行う撮像用シーケンスを前記所定の条件下で実行し、
   前記再構成部は、前記撮像用シーケンスによって得られた被検体のｋ空間データを、前記格納部によって格納された磁場の時間変化を表す情報に基づいてリグリッドし、リグリッドされたｋ空間データを用いてＭＲ画像を再構成する、請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記測定部は、前記磁場の時間変化を、前記サンプル点のサンプリングレートと同じ時間分解能で測定する、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記測定部は、測定すべき磁場の予想される時間変化の形状を仮定することなく、前記磁場の時間変化を測定する、請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記実行部は、イメージングボリューム内の所定の位置にファントムが配置されているときに、前記シーケンスを実行する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記所定の条件は、傾斜磁場増幅器の出力レベル、スルーレート、デューティサイクル、及び温度のうち、少なくとも一つを含む、請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記格納部によって格納された磁場の時間変化を表す情報に基づいて、所定の動作パラメータの関数として、撮像に関する動作モデルを生成する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 複数のスライスのそれぞれに対して、ＲＦパルス及びスライス選択傾斜磁場パルスの印加後に、当該スライス選択傾斜磁場パルスと同じ方向に所定の振幅を有する少なくとも一つの傾斜磁場パルスを所定の条件下で印加し、当該傾斜磁場パルスの少なくとも一つが印加されている期間、及び、当該傾斜磁場パルスが印加された後の期間の少なくとも一方において、連続するサンプル点のデータを収集するシーケンスを実行し、
    前記サンプル点における複数のスライス間の位相差の勾配に基づいて、各サンプル点の磁場の時間変化を測定し、
    前記磁場の時間変化を表す情報を所定の記憶部に格納する
    ことを含む、磁気共鳴イメージング方法。

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