JP2020093085A - 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】傾斜磁場コイルによって生成される傾斜磁場の非線形性に起因する画像歪みを、適切に補正できる磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、撮像部６００、再構成部、及び、補正部を備える。撮像部は、少なくとも高周波コイルと傾斜磁場コイルとを具備し、高周波コイルから出力される高周波パルスと、傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場との印加に応じて被検体から発せられる磁気共鳴信号を収集する。再構成部は、収集した磁気共鳴信号を再構成して被検体の診断画像を生成する。補正部は、傾斜磁場の非線形特性を、傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における傾斜磁場の強度と、磁場中心から位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、歪補正データを用いて、再構成された診断画像を補正する。【選択図】図２

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、画像処理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装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号（ＲＦ（Radio Frequency）信号）で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。

周知のように、被検体から生じるＭＲ信号の周波数は磁場の大きさに比例する。磁気共鳴イメージング装置では、空間的に均一な大きさを示す静磁場と、磁場中心からの位置に概ね比例した大きさを示す傾斜磁場とを重畳することにより、位置によって異なる大きさを示す重畳磁場を生成している。

磁気共鳴イメージング装置では、この重畳磁場を被検体に印加することにより、被検体内部の組織の位置に応じて異なる周波数（或いは、異なる位相）を示すＭＲ信号を収集している。そして、磁気共鳴イメージング装置は、収集したＭＲ信号の周波数（又は位相）と、その周波数（又は位相）における信号強度とを、例えば逆フーリエ変換等を用いた再構成処理によって求めることによって、被検体内部組織の位置毎に配列された画素値（即ち、被検体の再構成画像）を生成している。

逆フーリエ変換等を用いた再構成処理では、ＭＲ信号の周波数が、位置に比例して変化する、即ち、ＭＲ信号の周波数と位置とが線形の関係にあることを前提としている。

一方、傾斜磁場は、例えば、円筒状の傾斜磁場コイルによって生成される。通常、傾斜磁場コイルの軸中心の近傍（即ち、磁場中心の近傍）では、傾斜磁場は線形に変化するものの、磁場中心から離れるにつれて非線形な変化を示すようになる。このため、再構成画像中の磁場中心から離れた位置では、ＭＲ信号の周波数と位置との線形関係が維持されなくなり、傾斜磁場の非線形性に起因する画素位置のずれ、即ち、画像の歪が生じることになる。
このような画像歪を抑制するために、傾斜磁場の非線形性を補正する補正テーブルが従来から用いられている。

一方、近年、傾斜磁場強度の増大化や、傾斜磁場パルスの高スルーレート化に対する要求がより一層高まってきている。これらの要求を、傾斜磁場コイルの重量や寸法等の物理的な制約や、開発コストの制約下で満足させようとした場合、傾斜磁場コイル単体の特性として、傾斜磁場の線形領域をある程度狭くせざるを得ない状況になってきている。そこで、傾斜磁場コイル単体の特性改善に換えて、或いは、傾斜磁場コイル単体の特性改善に加えて、補正テーブルを用いた補正によって、従来よりも広い範囲に亘って線形性を確保する技術が要望されている。

特開２００９−２２６１９９号公報

本明細書及び図面に開示の実施形態により解決される課題は、傾斜磁場コイルによって生成される傾斜磁場の非線形性に起因する画像歪みを、適切に補正できるようにすることである。

ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決される課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を、本明細書等に開示の実施形態が解決する他の課題として位置付けることもできる。

一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、撮像部、再構成部、及び、補正部を備える。撮像部は、少なくとも高周波コイルと傾斜磁場コイルとを具備し、前記高周波コイルから出力される高周波パルスと、前記傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場との印加に応じて被検体から発せられる磁気共鳴信号を収集する。再構成部は、収集した前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成する。補正部は、前記傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における前記傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、前記歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を補正する。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 磁気共鳴イメージング装置のうち特に処理回路の機能を示すブロック図。 傾斜磁場の非線形性の補正に関する従来技術を説明する第１の図。 傾斜磁場の非線形性の補正に関する従来技術を説明する第２の図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の動作例を示すフローチャート。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の動作概念を説明する第１の図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の他の動作例を示すフローチャート。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置の動作概念を説明する第２の図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置で使用される較正用ファントムの一例を示す図。 第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作概念を説明する図。 第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作概念を説明する図。 第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作概念を説明する図。 実施形態の画像処理装置の機能例を示すブロック図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００等を備えて構成される。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＷＢ（Whole Body）コイル１２等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。また、磁気共鳴イメージング装置１は、被検体に近接して配設されるＲＦコイル２０を有している。

制御キャビネット３００は、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（例えば患者）の撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源（図示せず）から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。傾斜磁場コイル１１は、３チャンネル構造を有している。傾斜磁場コイル１１の各チャンネルの傾斜磁場コイルには、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から夫々電流が供給され、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の夫々の方向に傾斜磁場が生成される。

寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板５１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＷＢコイル１２は、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号（即ち、ＭＲ信号）を受信する。

ＲＦコイル２０は、被検体から放出されるＭＲ信号を被検体に近い位置で受信する。ＲＦコイル２０は、例えば、複数の要素コイルから構成される。ＲＦコイル２０は、被検体の撮像部位に応じて、頭部用、胸部用、脊椎用、下肢用、或いは全身用など種々のタイプがあるが、図１では胸部用のＲＦコイル２０を例示している。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＷＢコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＷＢコイル１２やＲＦコイル２０によって受信されたＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に送る。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送る。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。
コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力デバイス４３を有するコンピュータとして構成されている。

記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。

ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。

処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡ（field programmable gate array）やＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組み合わせて、各種の機能を実現することもできる。

これらの各構成品によって、コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等の操作者による、マウスやキーボード等（入力デバイス４３）の操作によってパルスシーケンスの種類等の撮像条件や、各種の情報、或いは撮像開始等指示を受け付ける。そして、処理回路４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データ、即ち、デジタル化されたＭＲ信号に基づいて画像を再構成する。再構成された画像はディスプレイ４２に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。

なお、図１に示す磁気共鳴イメージング装置１の構成のうち、コンソール４００以外の構成品（制御キャビネット３００、磁石架台１００及び寝台５００）で、撮像部６００を構成している。

図２は、磁気共鳴イメージング装置１のうち、特に処理回路４０の機能ブロック図を示す。図２に示すように、磁気共鳴イメージング装置１の処理回路４０は、撮像条件設定機能４０１、再構成機能４０２、較正機能４０３、補正機能４０４、較正データ生成機能４０５、及び、歪補正データ生成機能４０６の各機能を実現する。これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが所定のプログラムを実行することによって実現される。

撮像条件設定機能４０１は、入力デバイス４３を介して操作者によって設定される各種の撮像条件を受け付け、受け付けた撮像条件をシーケンスコントローラ３４に設定する。設定する撮像条件は、パルスシーケンスに関するパラメータを含む。そして、パルスシーケンスに関するパラメータには、ＷＢコイル１２から出力されるＲＦパルスに関するパラメータ、及び、傾斜磁場コイル１１から出力される傾斜磁場パルスに関するパラメータが含まれる。

撮像部６００は、設定された撮像条件に対応するＲＦパルスや傾斜磁場パルスを被検体に印加する。そして、これらの印加に応じて被検体から発せられるＭＲ信号を収集し、処理回路４０の再構成機能４０２に送出する。撮像部６００から再構成機能４０２に送出されるＭＲ信号は、所謂ｋ空間データである。

再構成機能４０２は、ＭＲ信号に対して、逆フーリエ変換等による再構成処理を施して、ｋ空間データを実空間データに変換することにより、被検体の診断画像を生成する。
較正機能４０３は、記憶回路４１に記憶されている較正データ４１１を用いて診断画像の較正を行う。以下、較正機能４０３の処理について説明する。

較正（或いは、キャリブレーション）とは、診断画像に描出された撮像対象物の大きさ、及び／又は、位置が、撮像対象物の実際の大きさ、及び／又は、位置と一致するように、磁気共鳴イメージング装置１を調整する処理のことである。

例えば、被検体の撮像の前の任意の時に（例えば、磁気共鳴イメージング装置１を病院等の施設に据え付ける時に）、大きさが既知のファントムを撮像して較正用画像を取得する。そして、ファントムの既知の大きさを基準値とし、この基準値と、較正用画像に描出されたファントムの大きさとを対応付けるデータを較正データ４１１として取得する。この場合、較正データ４１１は、例えば、ファントムの既知の大きさＸと、較正用画像に描出されたファントムの大きさＹとの比である。このような較正データ４１１を用いることにより、再構成された診断画像に描出された組織の大きさや組織間の距離を、被検体の組織の実際の大きさや組織間の実際の距離に変換することができる。

較正に用いるファントムは、例えば、均質な物質が充填された立方体や円柱等の形状を有するものでもよいし、１つのファントムの中に複数の小さな標識物が配設されたものでもよい。前者の場合、ファントムの外形寸法が較正の基準値となり得る。また、後者の場合は、標識物同士の間隔が較正の基準値となり得る。

また、ファントムの外縁の位置を較正位置とするとき、磁場中心からファントムの外縁までの距離を較正の基準値とすることができる。或いは、ファントム内の複数の標識物のうち特定の標識物の位置を較正位置とするとき、磁場中心から特定の標識物の位置までの距離を較正の基準値とすることができる。

上述した較正方法は、較正データ４１１を用いて再構成画像をソフトウェア的に調整する手法であるが、この他、ハードウェア的な較正方法も考えられる。ハードウェア的な較正方法では、ファントムを撮像した較正用画像を用いた傾斜磁場強度の調整を、被検体の撮像の前（例えば、磁気共鳴イメージング装置１の据え付け時等）に行う。ここで、傾斜磁場強度の調整は、例えば、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から傾斜磁場コイル１１に供給する傾斜磁場電流の値を調整することによって行われる。例えば、実際のファントムの大きさや標識物間の距離を基準値とし、これらの基準値と、較正用画像に描出されたファントムの較正前の大きさや、較正前の標識物間の距離とが合致するように傾斜磁場電流の値を調整する。

傾斜磁場電流の調整に用いられたデータは、較正データ４１１として記憶回路４１に記憶される。そして、被検体の診断画像を得るための撮像では、較正データ４１１が反映された傾斜磁場電流が、撮像条件設定機能４０１及びシーケンスコントローラ３４を介して、傾斜磁場コイル１１に印加される。

なお、ソフトウェア的な較正と同様に、ファントムの外縁の位置を較正位置とするとき、磁場中心からファントムの外縁までの距離を較正の基準値とすることができるし、ファントム内の複数の標識物のうち、特定の標識物の位置を較正位置とするとき、磁場中心から特定の標識物の位置までの距離を較正の基準値とすることができる。

このようなハードウェア的な較正によっても、実際のファントムの外縁や標識物等の較正位置と、較正用画像に描出されたファントムの外縁や標識物の位置とを、互いに対応付けることができる。なお、上述したソフトウェア的な較正とハードウェア的な較正とを組み合わせた較正を行ってもよい。
上述した較正データ４１１を取得するための処理や、較正データ４１１を記憶回路４１に保存する処理は、図２に示す較正データ生成機能４０５が行う。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、較正機能４０３による上記の較正が行われた診断画像を、補正機能４０４が、記憶回路４１に記憶された歪補正データ４１２を用いて補正する。ここで、歪補正データ４１２は、傾斜磁場の非線形特性が、線形特性となるように傾斜磁場の非線形歪を補正するデータである。特に本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、傾斜磁場の非線形特性が、傾斜磁場コイル１１の磁場中心から離れた位置に設定された補正基準位置における傾斜磁場を基準とする線形特性となるように、傾斜磁場の非線形歪を補正するデータである。
歪補正データ４１２は、歪補正データ生成機能４０６によって生成され、記憶回路４１に保存される。

本実施形態の歪補正データ生成機能４０６及び補正機能４０４のより具体的な説明に入る前に、図３及び図４を用いて、傾斜磁場の非線形性の補正に関する従来技術の改善すべき点について説明する。

図３に示すグラフは磁場中心の位置を原点とするグラフであり、グラフの横軸はボア内の位置を示している。また、グラフの縦軸は傾斜磁場を示している。図３に示す例ではＺ方向の位置ｚをグラフの横軸とし、Ｚ方向の傾斜磁場Ｂ(z)をグラフの横軸としている。

今、静磁場Ｂ_０に起因するＭＲ信号の中心角周波数ω_０を除いた、傾斜磁場Ｂ(z)にのみ起因するＭＲ信号の角周波数をω(z)で表すものとすると、周知のように、ω(z)は以下の（式１）、（式２）で表現できる。
ω(z)＝γ・Ｂ(z) （式１）
＝γ・Ｇ(z)・ｚ （式２）

ここで、γは、磁気回転比と呼ばれる定数である。また、Ｇ(z)は、傾斜磁場Ｂ(z)の印加方向における、傾斜磁場Ｂ(z)の傾き（即ち、傾斜磁場Ｂ(z)のｚに対する変化率）である。図３のグラフにおいて、「実際の傾斜磁場特性」と付した曲線で示される特性が、（式１）又は（式２）に対応する。なお、上記のように、ＭＲ信号の角周波数ωは、印加された傾斜磁場Ｂ(z)に比例するため、図３のグラフの縦軸は、ＭＲ信号の角周波数ωにも対応している。

傾斜磁場の傾きＧ(z)は理想的には広い範囲に亘って一定値を示すことが望ましいが、実際には、傾斜磁場コイルの大きさ等の物理的な制約により、非線形な特性を示すことになる。

図３に示すように、通常、傾きＧ(z)は磁場中心の近傍ではほぼ一定の値を示すものの、磁場中心から離れるにつれて徐々に傾きは小さくなり、全体としては、傾斜磁場Ｂ(z)、或いは、傾きＧ(z)の特性は非線形となる。

このような非線形特性を線形特性に補正するために、従来から歪補正データ、例えば、歪補正テーブルが用いられてきた。従来の歪補正テーブルは、傾斜磁場Ｂ(z)の傾きＧ(z)が、ｚ方向のどの位置においても、傾斜磁場Ｂ(z)の磁場中心における傾きＧ_０となるように補正するものである。歪補正テーブルによって補正された特性は、例えば、以下の（式３）で表すことができる。
ω’(z)＝γ・Ｇ_０・ｚ （式３）
（式３）で表される特性は、図３のグラフ中に実線で示される直線に対応する。ここで、（式３）で示される特性を、磁場中心における傾斜磁場の傾きＧ_０をもつ、第１理想線形傾斜磁場特性と呼ぶものとする。

一方、歪補正テーブルを用いた補正の他に、ファントムを用いた較正も従来から行われている。例えばファントムの中心が磁場中心と合致するようにファントムをボア内に設置する。そして、前述したように、ファントムの外縁の位置を較正位置として較正を行う。この較正により、較正用画像におけるファントムの外縁の位置に対応する角周波数ω_Ｃと、実際のファントムの較正位置ｚ_Ｃとを対応付ける較正データが得られることになる。一旦、較正データを取得した後は、この較正データを再構成画像に適用することにより、画像上の位置（又は大きさ）と、実際の被検体の組織の位置（又は大きさ）とを対応付けることが可能となる。

ところで、このような較正処理は、被検体の撮像によって得られるＭＲ信号の角周波数ω’’(z)を、以下の（式４）によって位置ｚに対応付けていることに他ならない。
ω’’(z)＝γ・Ｇ_Ｃ・ｚ （式４）
ここで、Ｇ_Ｃは、較正位置ｚ_Ｃにおける傾斜磁場Ｂ(z)によって規定される傾きであり、より正確には、較正位置ｚ_Ｃにおける傾斜磁場Ｂ(ｚ_Ｃ)と較正位置ｚ_Ｃとの比である。即ち、Ｇ_Ｃ＝Ｂ(ｚ_Ｃ)／ｚ_Ｃ、である。（式４）で示される特性は、図３のグラフ中に点線で示される直線に対応する。ここで、（式４）で示される特性を、第２理想線形傾斜磁場特性と呼ぶものとする。

このように、従来から、（式４）で表現される較正処理と、（式３）で表現される非線形補正処理とを行っている。しかしながら、従来のこれらの処理では、第２理想線形傾斜磁場特性（式４）の傾きＧ_Ｃと、第１理想線形傾斜磁場特性（式３）の傾きＧ_０とが異なるため、歪補正テーブルを用いた補正を行った後にも、残留誤差が発生しまうこととなっていた。この残留誤差は、（式３）と（式４）の２つの直線の傾きが異なることに起因して生じるものであり、図３のグラフにおいて、ハッチングで示した領域が残留誤差に対応する。

図４は、この残留誤差の大きさが、傾斜磁場の線形領域の広狭によって変化することを模式的に示す図である。図４に示す２つのグラフは、横軸は図３と同様にｚ方向の位置を示している（但し、図４では磁場中心に対して正負両方の領域を示している）。一方、縦軸は、傾斜磁場の大きさではなく、傾斜磁場の傾きを示している。

図４の上段に示すように、傾斜磁場の大きさがそれ程大きくなく、また、傾斜磁場パルスのスルーレートがそれ程大きくない場合は、傾斜磁場の線形領域の範囲が広い、即ち、傾斜磁場の傾きがフラットな領域が広い。この場合、磁場中心における傾斜磁場の傾きＧ_０と、較正位置における傾きＧ_Ｃとの差が少ない。このため、歪補正テーブルによる非線形歪補正後の残留誤差は比較的小さいものであった。なお、この残留誤差は、図４のグラフ中にハッチングで示した、傾きＧ_０と傾きＧ_Ｃとの差に相当する。

一方、近時においては、傾斜磁場の強度の増大化や、傾斜磁場パルスの高スルーレート化が図られている。このため、図４の下段に示すように、傾斜磁場の線形領域が狭められてきている。この場合、磁場中心における傾斜磁場の傾きＧ_０と、較正位置における傾きＧ_Ｃとの差が大きくなり、この結果、歪補正テーブルによる非線形歪補正後の残留誤差が大きくなる。

以上が、傾斜磁場の非線形性の補正に関する従来技術の改善すべき事項、及び、その理由の説明である。以下、これらの課題を解決する本実施形態の、より具体的な動作について、図５乃至図８を用いて説明する。図５及び図７は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作例を示すフローチャートであり、図６及び図８は、動作概念を説明する図である。

図５のステップＳＴ１００で、傾斜磁場コイル１１の傾斜磁場特性を計算又は実測で求める。ここで計算又は実測される傾斜磁場特性は、例えば、図６に示すグラフに示す非線形な特性である。前述したように、通常この傾斜磁場特性は、磁場中心の近傍では磁場中心からの距離に比例してほぼ線形に変化し、磁場中心から離れるにつれて、傾きが徐々に低下する非線形な特性を示す。

傾斜磁場コイル１１の傾斜磁場特性を計算で求める場合には、傾斜磁場特性は、傾斜磁場コイル１１の径サイズ、軸長、コイル導体の大きさ、コイル導体の配置パターン等の設計パラメータに基づいて計算される。

ステップＳＴ１０１では、ステップＳＴ１００で計算又は実測した傾斜磁場の非線形特性が、傾斜磁場コイル１１の磁場中心から離れた位置に設定された補正基準位置における傾斜磁場を基準とする線形特性となるように傾斜磁場の非線形歪を補正する、歪補正データ４１２を生成する。ステップＳＴ１０１の処理は、歪補正データ生成機能４０６が行う。

図６は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１に係る、歪補正データ４１２の生成概念を示す図である。図６のグラフ中の原点から斜めに延びる直線が、歪補正データ４１２による補正後の線形特性である。この線形特性は、磁場中心から離れた補正基準位置ｚ_Ｃにおける傾斜磁場Ｂ(ｚ_Ｃ)を基準とする線形特性である。ここで、「補正基準位置ｚ_Ｃにおける傾斜磁場Ｂ(ｚ_Ｃ)を基準とする線形特性」とは、補正基準位置ｚ_Ｃにおける傾斜磁場Ｂ(ｚ_Ｃ)と、補正基準位置ｚ_Ｃとの比、即ち、Ｇ_Ｃ＝Ｂ(ｚ_Ｃ)／ｚ_Ｃを傾きとする原点を通る直線で表される線形特性、即ち、理想線形傾斜磁場特性のことである。この理想線形傾斜磁場特性は、例えば、以下の（式５）によって表わされる。
ω’(z)＝γ・Ｇ_Ｃ・ｚ （式５）
歪補正データ４１２は、例えば、（式５）で表される理想線形傾斜磁場特性と、（式２）で表される実際の非線形な傾斜磁場特性との差異を相殺するデータとして生成される。

歪補正データ４１２は、例えば、ルックアップテーブルのような形式の補正テーブルとしてもよい。或いは、歪補正データ４１２は、非線形特性を線形特性に変換するための変換関数のパラメータであってもよい。

ここまでは、説明の便宜上、Ｚ軸方向の１次元での補正について説明してきたが、歪補正データ４１２は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸における傾斜磁場の非線形性を補正する、３次元データとして生成することができる。また、２次元の歪補正データ（例えば、Ｘ−Ｙ平面の２次元歪補正データ）を、他の軸方向に（例えば、Ｚ軸方向に）複数設けることによって、３次元の歪補正データを生成することができる。

また、通常、傾斜磁場特性は、磁場中心から見たとき、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸の正方向と負方向とで対称となる。このため、例えば、２次元の歪補正データの場合、第１象限の歪補正データだけを計算して記憶しておき、他の３つの象限については、第１象限の歪補正データを流用するようにしてもよい。

ステップＳＴ１０２では、診断画像を取得する前の時点で、例えば、磁気共鳴イメージング装置１を病院等の施設に据え付ける時などに、ファントムを撮像し、上述した補正基準位置と同じ位置に設定された較正位置を基準にして較正を実施し、較正データを取得する。

ステップＳＴ１０２の較正処理は、較正機能４０３が実施する機能として既に説明しており、また、従来から行われている較正処理と実質的には同じであるため、説明を省略する。

なお、ステップＳＴ１０２の処理の説明では、「ファントムを撮像し、上述した補正基準位置と同じ位置に設定された較正位置を基準にして較正を実施」するとしている。しかしながら、ファントムを用いた較正処理における較正位置（例えば、ファントムの外縁の位置や、ファントム内の標識物の位置等）は、ファントム毎に決まっており、通常は変更できない。したがって、実際には、補正基準位置と同じ位置に較正位置を設定するのではなく、逆に、ファントム毎に決まっている較正位置に合致するように、歪補正データを生成する際の補正基準位置を設定することになる。

較正位置及び補正基準位置としては、磁場中心から少なくとも７センチメートル以上離れた位置にこれらを設定するのが、非線形歪の補正精度や較正精度の観点から好ましい。

ステップＳＴ１０３以降は、通常の診断画像を取得する処理である。ステップＳＴ１０３では、被検体を撮像して収集したＭＲ信号を再構成して、被検体の診断画像を生成する。ステップＳＴ１０４では、ステップＳＴ１０２で取得した較正データを用いて診断画像を較正する。ステップＳＴ１０３の処理は再構成機能４０２が行い、ステップＳＴ１０４の処理は較正機能４０３が行う。

ステップＳＴ１０５では、ステップＳＴ１０１で生成された歪補正データを用いて、較正後の診断画像の非線形歪を補正する。ステップＳＴ１０５の処理は補正機能４０４が行う。

図５に示すフローチャートは、前述したソフトウェア的な較正処理に対応する処理例に対応している。この場合、ステップＳＴ１０２で取得される較正データは、ファントムの実際の大きさと、較正用画像に描出されたファントムの大きさを対応付けるデータであり、例えば、ファントムの実際の大きさと、較正用画像に描出されたファントムの大きさの比である。

一方、前述したように、ハードウェア的な較正処理も可能である。図７は、ハードウェア的な較正処理に対応する処理例に基づくフローチャートを示している。図７に示すフローチャートのうち、ステップＳＴ１００からステップＳＴ１０２までの処理は、図５とほぼ同じであるため、説明を省略する。

ただし、ステップＳＴ１０２で行う位置較正処理は、傾斜磁場電流を調整することにより傾斜磁場の値を較正することによって行われる。また、ステップＳＴ１０２で取得される較正データは、傾斜磁場電流の調整値に関するデータということになる。

ステップＳＴ２００では、較正データを用いて被検体を撮像してＭＲ信号を収集する。つまり、ステップＳＴ１０２で取得した較正データに基づく較正後の傾斜磁場を印加して被検体を撮像してＭＲ信号を収集する。そして、収集したＭＲ信号を再構成して、被検体の診断画像を生成する。

ステップＳＴ２００で生成される診断画像は、位置較正が既に行われた画像であるため、図５のステップＳＴ１０４の処理（即ち、較正データを用いて診断画像をソフトウェア的に補正する処理）は、必ずしも必要ない。ステップＳＴ２０１では、ステップＳＴ１０１で生成された歪補正データを用いて、ステップＳＴ２００で生成された診断画像の歪を補正する。ステップＳＴ２００の処理は、補正機能４０４が行う。

図５に示す処理と図７に示す処理とでは較正処理の方法が異なるものの、非線形歪の補正処理を較正処理と関連付けて行うという観点では互いに共通しており、どちらの方法を採用しても同様の技術的効果が得られる。

図８は、従来の非線形歪の補正処理と本実施形態の非線形歪の補正処理とを対比して、本実施形態の非線形歪の技術的効果を説明する図である。図８の上段の図は、図４の下段と実質的に同じ図である。

従来の非線形歪の補正処理では、ファントムを用いた位置較正は、磁場中心から離れた較正位置ｚ_Ｃを基準として行われ、その一方、傾斜磁場の非線形性を補正する歪補正データは、磁場中心での傾斜磁場の傾きを基準として生成されていた。つまり、従来の非線形歪の補正処理では、歪補正に用いる補正基準位置と、較正処理の基準となる較正位置とが異なっていた。このため、較正処理で前提としている理想線形傾斜磁場特性の傾きＧ_Ｃと、歪補正処理後の理想線形傾斜磁場特性の傾きＧ_０とが不一致となっていた。この結果、非線形歪補正後において、両者の傾きの差に起因する残留誤差が発生していた。
この残留誤差は、傾斜磁場の強度が大きくなる程、或いは、傾斜磁場パルスのスルーレートが高くなる程、無視できないものとなっていた。

これに対して、本実施形態の非線形歪の補正処理では、図８の下段に示すように、歪補正に用いる補正基準位置と、較正処理の基準となる較正位置とを一致させて、歪補正データを生成するようにしている。このため、較正処理で前提としている理想線形傾斜磁場特性の傾きＧ_Ｃと、歪補正処理後の理想線形傾斜磁場特性の傾きＧ_Ｃとが一致するようになる。この結果、非線形歪補正後において、両者の傾きの差に起因する残留誤差を、実質的にゼロにすることが可能となる。

なお、従来の歪補正データを用いた非線形歪の補正処理は、図８上段に示すように、磁場中心以外のほぼ全体の領域に亘って傾斜磁場の傾きを増加させるような処理であった。これに対して、本実施形態の歪補正データを用いた非線形歪の補正処理では、図８下段（或いは図６）に示すように、磁場中心から補正基準位置までの第１領域では、傾斜磁場の傾斜が等価的に低減されるように診断画像を補正している。その一方で、磁場中心からさらに離れる、補正基準位置から先の第２領域では、傾斜磁場の傾斜が等価的に増加されるように診断画像を補正している。したがって、本実施形態の補正処理は、残留誤差が実質的にゼロとなるだけでなく、磁場中心から離れた位置での補正量の絶対値の大きさを、従来の方法に比べて小さくすることが可能となる。

このように、上述した実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１、及び、磁気共鳴イメージング方法によれば、傾斜磁場強度の増大化や、傾斜磁場パルスの高スルーレート化によって、傾斜磁場の線形領域が狭くなった場合であっても、歪補正データを用いた非線形歪の補正処理により、従来よりも広い範囲に亘って線形性を確保することができる。

なお、上記では、歪補正データを生成し保存する処理を歪補正データ生成機能４０６が行い、歪補正データを用いて診断画像を補正する処理を補正機能４０４が行うものとして説明してきた。しかしながら、これら２つの機能を統合して、補正機能４０４が、歪補正データを生成すると共に、生成した歪補正データを用いて診断画像を補正するようにしてもよい。

ここまでは、傾斜磁場の非線形歪を実空間で補正するものとして説明してきたが、歪補正処理をｋ空間で行うことも可能である。この場合、歪補正データ生成機能４０６、又は、補正機能４０４は、傾斜磁場の非線形特性を線形特性に補正するための歪補正データを、ｋ空間上で生成する。そして、補正機能４０４は、再構成処理される前のＭＲ信号を、生成したｋ空間上の歪補正データを用いて位相補正する。その後、補正されたＭＲ信号を、再構成機能４０２が再構成することによって、傾斜磁場の非線形特性による歪が補正された診断画像をえることができる。

図９は、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で使用される較正用ファントムの一例を示す図である。この較正用ファントムは、立方体形状のケースの内部に、複数本の（図９の例では、４本の）細いピン形状標識物を有する構成となっている。夫々のピン形状標識物は、ファントムの中心から例えば距離Ｐｃだけ離れて配置されている。

ピン形状標識物の内部に充填する物質と、ピン形状標識物の外側に充填する物質の種類によって、例えば、ピン形状標識物のみからＭＲ信号を発生させ、その外部からはＭＲ信号を発生させないようにすることができる。或いは、逆に、ピン形状標識物の領域を除いた立方体の領域全体からＭＲ信号を発生させ、ピン形状標識物からはＭＲ信号を発生させないようにすることもできる。どちらの場合でも、ピン形状標識物の軸に平行な方向から観察した場合、ピン形状標識物は文字通りピンポイントで点状に描出されるため、高い精度で位置較正を行うことができる。

較正処理を行う際には、この較正用ファントムの中心が磁場中心に位置するように配置し、さらに、ピン形状標識物の軸方向が較正用画像の撮像断面に直交するように配置する。そのような配置により、較正用画像においてピン形状標識物が点状に描出される。

Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の夫々の方向で位置較正するときには、図９の右図に例示するように、ピン形状標識物の軸方向をＸ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の夫々の方向に設定して、少なくとも３断面の較正用画像を取得する。例えば、アキシャル断面（ＸＹ断面）、コロナル断面（ＸＺ断面）、及び、サジタル断面（ＹＺ断面）の３断面の較正用画像を取得して較正を行う。なお、この例では、いずれの軸に対しても、磁場中心に配置されたファントムの中心位置からピン形状標識物までの距離Ｐｃが、前述した較正位置となる。したがって、歪補正データ生成の基準となる補正基準位置も、磁場中心から距離Ｐｃだけ離れた位置となる。

（第２の実施形態）
図１０は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を説明する図である。補正基準位置と較正位置とを一致させるという点に関しては、第２の実施形態と第１の実施形態との間で異なるところはない。但し、第１の実施形態では、補正基準位置が磁場中心から離れた、所定の固定位置（例えば、磁場中心から、７センチメートル以上離れた位置）であるのに対して、第２の実施形態では、撮像範囲、例えば、ＦＯＶ（Field of View）の大きさ条件に応じて変化させるものとしている。

図１０の上段左図は、大きな撮像範囲が設定される場合を例示する図であり、図中の楕円形は、被検体の胴体のアキシャル断面を模式的に示している。胴体の全体を撮像しようとする場合、撮像範囲は比較的大きく設定されることになる。このような場合には、図１０の上段右図に例示するように、補正基準位置Ｘｃ１は、磁場中心から比較的大きく離れた位置、例えば、Ｘ方向において、磁場中心から１５センチメートル以上離れた位置に設定される。

一方、図１０の下段左図は、小さな撮像範囲が設定される場合を例示する図であり、例えば、被検体胴体の中央部のみを撮像するような場合を想定している。このような場合には、図１０の下段右図に例示するように、補正基準位置Ｘｃ２は、磁場中心に比較的近い位置、例えば、Ｘ方向において、磁場中心から約７センチメートルあたりの位置に設定される。

補正基準位置が磁場中心に近いと、実際の傾斜磁場の特性も線形特性に近づく。このため、図１０の下段右図に示したように、補正用の線形特性と、実際の傾斜磁場の非線形特性との差異が少なくなり、補正量も少なくなる。

補正が理想的に行われた場合には、実際の傾斜磁場の非線形特性は補正用の線形特性と完全に一致することになり、補正処理後の誤差（残留誤差）は、前述したようにゼロとなる。しかしながら、実際には、補正が理想的に行われることは少なく、小さな値であるにせよ、補正処理後においても何らかの非ゼロの残留誤差が発生することになる。この残留誤差は、補正量が小さければ小さい程、少なくなると考えられる。

つまり、撮像範囲（ＦＯＶ）が小さく、この結果、傾斜磁場の特性が線形に近い領域を使用可能な場合には、補正基準位置を磁場中心に近い位置に設定することにより（図１０の下段のケース）、残留誤差を小さくすることができる。

一方、撮像範囲（ＦＯＶ）が大きく、この結果、傾斜磁場の特性がある程度非線形になる領域まで使用せざるを得ない場合には、補正基準位置を磁場中心からより離れた位置に設定することになり（図１０の上段のケース）、残留誤差が大きくなる可能性がある。

第２の実施形態では、撮像範囲（ＦＯＶ）の大きさに応じて補正基準位置を変化させることができるため、撮像範囲（ＦＯＶ）が小さいにもかかわらず、補正基準位置を撮像範囲（ＦＯＶ）よりも磁場中心から離れた位置に設定することで、残留誤差を大きくしてしまうといった事態を避けることができる。

（第３の実施形態）
図１１は、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を説明する図である。第３の実施形態においても、第１、第２の実施形態と同様に、補正基準位置と較正位置とを一致させる。但し、第３の実施形態では、被検体の撮像部位に応じて、補正基準位置を変化させるものとしている。ここで、被検体の撮像部位とは、撮像対象としての被検体の臓器（例えば、肺、胃、心臓等）や、撮像対象としての被検体の身体部位（例えば、頭部、下肢、右肩、左肩、右腕、左腕等）のことである。

図１１の上下段左図は、図１０の上下段左図と同様に、被検体のアキシャル断面を模式的に示す図である。図１１の上段左図では、撮像部位として右肩が設定される例を示している。右肩を撮像する場合には、右肩を中心とする領域の誤差が少なくなるように補正基準位置を設定するのが好ましい。このため、図１１の上段右図に示すように、補正基準位置は、磁場中心からＸ方向にＸｃ１だけ右側に離れた位置に設定される。このような補正基準位置の設定により、右肩周辺の残留誤差を小さくすることができる。

一方、図１１の下段左図では、撮像部位として心臓が設定される例を示している。心臓は、Ｘ方向においては、通常、磁場中心に近い領域内に含まれる。そこで、このような場合には、補正基準位置を、Ｘ方向において磁場中心に近い位置（Ｘｃ２）に設定する。このような補正基準位置の設定により、心臓撮像時における残留誤差を小さくすることができる。

上述したように、第３の実施形態では、被検体の撮像部位に応じて補正基準位置を変化させることができるため、傾斜磁場の非線形性特性に起因する歪を、撮像部位に応じて最小化することができる。

（第４の実施形態）
図１２は、第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を説明する図である。第４の実施形態においても、第１乃至第３の実施形態と同様に、補正基準位置と較正位置とを一致させる。但し、第４の実施形態では、２以上の複数の補正基準位置を設定し、複数の補正基準位置の夫々において、補正用の線形特性を複数算出するものとしている。そして、傾斜磁場の非線形特性が、複数の線形特性の夫々に一致するように、歪補正データを、複数の補正基準位置の夫々に対して生成するようにしている。つまり、歪補正データ（例えば、歪補正用のルックアップテーブル）は、補正基準位置ごとに生成される。

図１２の右図に示す例では、補正基準位置Ｘｃ１に対応する第１歪補正データ、補正基準位置Ｘｃ２に対応する第２歪補正データ、及び、補正基準位置Ｘｃ３に対応する第３歪補正データの、３つのセットの歪補正データが生成される。そして、これら３セットの歪補正データを用いて、再構成された診断画像が夫々補正される。この結果、３セットの歪補正データの夫々に対応して、３つ補正後の診断画像が得られることになる。

前述した、第２、第３の実施形態の説明から類推されるように、図１２左図において磁場中心から最も離れた領域Ｒ１は、補正基準位置Ｘｃ１に対応する第１歪補正データを用いて補正された診断画像が、最も歪が少なく補正されることになる。

一方、磁場中心に最も近い領域Ｒ３は、補正基準位置Ｘｃ３に対応する第３歪補正データを用いて補正された診断画像が、最も歪が少なく補正されることになる。そして、領域Ｒ１とＲ３に間の領域Ｒ２は、補正基準位置Ｘｃ２に対応する第２歪補正データを用いて補正された診断画像が、最も歪が少なく補正されることになる。

このように、第４の実施形態では、複数の補正基準位置を設けることによって複数の歪補正データを生成し、複数の歪補正後の診断画像を得ることができる。この結果、ユーザは、複数の診断画像の中から、注目する領域の歪が最も小さな診断画像を選択することができる。

（画像処理装置）
図１３は、実施形態の画像処理装置７００の機能を示すブロック図である。図２に示した磁気共鳴イメージング装置１との相違点は、画像処理装置７００が、ＭＲ信号を取得するための撮像部６００を有していない点である。また、画像処理装置７００は、ＭＲ信号を再構成する再構成機能４０２や、撮像部６００に対して撮像条件を設定する撮像条件設定機能４０１も有していない。

一方、画像処理装置７００の処理回路７０１は、再構成された補正前の再構成画像を取得する取得機能７０３を有している。処理回路７０１が具備する他の機能、即ち、較正機能４０３、補正機能４０４、較正データ生成機能４０５、及び、歪補正データ生成機能４０６の各機能は、前述した磁気共鳴イメージング装置１の各機能と同じであるため、説明を省略する。
画像処理装置７００によっても、前述した磁気共鳴イメージング装置１の各実施形態と実質的に同じ技術的効果が得られる。

以上説明してきたように、各実施形態の磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置は、傾斜磁場コイルによって生成される傾斜磁場の非線形性に起因する画像歪みを、適切に補正できる。
なお、各実施形態の記載における再構成機能及び補正機能は、夫々、特許請求の範囲の記載における再構成部及び補正部の一例である。

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、実施形態同士の組み合わせ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。

１ 磁気共鳴イメージング装置
１１ 傾斜磁場コイル
１２ ＷＢコイル
２０ ＲＦコイル
３１ 傾斜磁場電源
３４ シーケンスコントローラ
４０ 処理回路
４１ 記憶回路
４２ ディスプレイ
４３ 入力デバイス
１００ 磁石架台
３００ 制御キャビネット
４００ コンソール
４０２ 再構成機能
４０３ 較正機能
４０４ 補正機能
４０５ 較正データ生成機能
４０６ 歪補正データ生成機能
７００ 画像処理装置
７０３ 取得機能

Claims (16)

1. 少なくとも高周波コイルと傾斜磁場コイルとを具備し、前記高周波コイルから出力される高周波パルスと、前記傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場との印加に応じて被検体から発せられる磁気共鳴信号を収集する撮像部と、
   収集した前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成する再構成部と、
   前記傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における前記傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、前記歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を補正する補正部と、
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記補正部は、前記歪補正データを生成するための前記位置を、撮像領域の範囲に応じて変化させる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記補正部は、前記歪補正データを生成するための前記位置を、前記被検体の撮像部位に応じて変化させる、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記補正部は、前記傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた２カ所以上の前記位置における前記傾斜磁場の夫々の強度と、前記磁場中心から前記２カ所以上の位置までの夫々の距離とによって夫々規定される２以上の線形特性に夫々補正する２以上の歪補正データを生成し、前記２以上の歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を夫々補正する、
   請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記補正部は、前記歪補正データを用いることにより、
   前記磁場中心から前記位置までの第１領域では、前記傾斜磁場の傾斜が等価的に低減されるように前記診断画像を補正し、
   前記磁場中心からさらに離れる、前記位置から先の第２領域では、前記傾斜磁場の傾斜が等価的に増加されるように前記診断画像を補正する、
   請求項１乃至４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記診断画像は、前記歪補正データを生成するための前記位置と同じ位置に設定される較正位置を基準にして較正された画像である、
   請求項１乃至５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記診断画像は、ファントムを撮像した較正用画像を用いて較正される、
   請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記診断画像は、予め取得した較正データを用いてその寸法が較正された画像であり、
   前記較正データは、前記被検体の撮像よりも前に前記ファントムを撮像した前記較正用画像に基づいて、前記ファントム内の特定の標識物の位置である前記較正位置と、前記較正用画像に描出された前記標識物の位置とを互いに対応付けるデータである、
   請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記ファントムを撮像した前記較正用画像を用いた傾斜磁場強度の調整が、前記被検体の撮像よりも前に行なわれ、
   前記傾斜磁場強度の調整は、前記ファントム内の特定の標識物の位置である前記較正位置と、前記較正用画像に描出された前記標識物の位置とが互いに対応付けられるように行われる、
   請求項７又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記ファントム内の前記標識物はピン形状の標識物であり、前記ファントムの撮像時には、前記ピン形状の標識物の軸方向が前記較正用画像の撮像断面に直交するように前記ファントムが配置され、前記較正用画像において、前記標識物は点状に描出される、
    請求項８又は９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記傾斜磁場の非線形特性は、前記傾斜磁場コイルの設計パラメータに基づいて計算される、
    請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記較正位置は前記磁場中心から少なくとも７センチメートル離れた位置に設定される、
    請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 少なくとも高周波コイルと傾斜磁場コイルとを具備し、前記高周波コイルから出力される高周波パルスと、前記傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場との印加に応じて被検体から発せられる磁気共鳴信号を収集する撮像部と、
    収集した前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成する再構成部と、
    前記傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における前記傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記位置までの距離とによって規定される線形特性に補正するｋ空間上の歪補正データを生成し、前記ｋ空間上の歪補正データを用いて、収集された前記磁気共鳴信号をｋ空間上で位相補正する補正部と、
    前記ｋ空間上の歪補正データを用いて補正された前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成する再構成部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
14. 少なくとも高周波コイルと傾斜磁場コイルとを具備し、前記高周波コイルから出力される高周波パルスと、前記傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場との印加に応じて被検体から発せられる磁気共鳴信号を収集する撮像部と、
    収集した前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成する再構成部と、
    前記傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における前記傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、前記歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を補正する補正部と、
    を備え、
    前記補正部は、前記歪補正データを生成するための前記位置を、撮像領域の範囲に応じて変化させる、
    磁気共鳴イメージング装置。
15. 再構成された被検体の診断画像を取得する取得部と、
    傾斜磁場コイルによって形成される傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置における前記傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、前記歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を補正する補正部と、
    を備える画像処理装置。
16. 傾斜磁場コイルの傾斜磁場の非線形特性を、前記傾斜磁場コイルの磁場中心から離れた位置に設定された補正基準位置における傾斜磁場の強度と、前記磁場中心から前記補正基準位置までの距離とによって規定される線形特性に補正する歪補正データを生成し、
    ファントムを撮像して較正用画像を生成し、前記較正用画像に描出された前記ファントム内の特定の標識物の較正位置であって、前記補正基準位置と同じ位置に設定された較正位置において位置較正を行い、
    前記位置較正の後、高周波パルスと前記傾斜磁場とを被検体に印加して、被検体から発せされる磁気共鳴信号を収集し、
    収集した前記磁気共鳴信号を再構成して前記被検体の診断画像を生成し、
    前記歪補正データを用いて、再構成された前記診断画像を補正する、
    磁気共鳴イメージング方法。