JP5283213B2

JP5283213B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5283213B2
Application number: JP2008119576A
Authority: JP
Inventors: 秀之堀尾; 昭小野田; 博幸望月
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2008-05-01
Filing date: 2008-05-01
Publication date: 2013-09-04
Anticipated expiration: 2028-05-01
Also published as: JP2009268569A

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を計測し、核磁化の密度分布や緩和時間分布を画像化する核磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）技術に関する。特に、感度分布が空間的に不均一なコイルを用いる場合の計測データを補正する技術に関する。

ＭＲＩ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ＮＭＲ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(撮影）する装置である。ＮＭＲ信号は、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。

良好な信号対雑音比（Ｓ/Ｎ）を得るため、ＭＲＩ装置による撮影において、少なくとも１つのコイルを備える表面コイルを用いる場合がある。しかし、表面コイルは、感度の分布が空間的に不均一であるため、計測されるデータはその影響を受け、再構成される画像の画質が劣化する。このような感度分布の不均一による劣化を補償するため、ＭＲ補助計測を行って得られた補正値を用いて計測データから生成される画像を補正する。補正値は、例えば、全検査領域に渡って空間的にほぼ均一な感度を有する全身コイルを用いる計測と、表面コイルを用いる計測とを補助計測として実行し、両計測で得られる画像データから求める（例えば、特許文献１参照）。

特開平８−５６９２８号公報

特許文献１に開示の方法では、全身コイルを用いる計測と表面コイルを用いる計測とにおいて、検査領域に作用する磁場が同一の時間変化を示すシーケンスを用いる。ところが、全身コイルを用いた計測により得られる計測データのＳ／Ｎは表面コイルを用いる場合に比べて低いため、同一の時間変化を示すシーケンスで計測すると、得られる計測データのＳ/Ｎは異なったものとなる。従って、得られる補正値の精度は全身コイルによる計測データのＳ/Ｎにより定まり、表面コイルによる計測データのＳ/Ｎの良さは無駄になる。また、計測時は呼吸動を抑えるために被検者に息止めを求めているが、両ＭＲ補助計測において同じ時間がかかるため、被検者の身体的負担が大きくなっている。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、受信コイルとして表面コイルを用いる場合、その感度分布の空間的に不均一さが画像に与える影響を補正するための補正値を算出する補助計測を効率的に行うことを目的とする。

本発明は、補正値を算出するための２回の補助計測を、それぞれ検査対象領域に作用する磁場が異なる時間変化を示すシーケンスに従って実行し、得られた画像データから本計測に用いるコイルの感度分布の不均一の影響を補正する補正値を算出する。

具体的には、受信コイルの空間的に不均一な感度分布が画像に与える影響を補正する補正手段を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記補正手段は、画像の補正に用いる補正値を算出するための補助画像データを得る補助計測を行う補助計測手段と、前記補助計測手段で得られた補助画像データから前記補正値を算出する補正値算出手段と、を備え、前記補助計測手段は、前記補助計測として、前記受信コイルとは異なる第一のコイルを用いて行う第一の補助計測と、前記受信コイルコイルを用いて行う第二の補助計測とを、それぞれ磁場の時間的変化が異なるシーケンスに従って実行し、前記第一のコイルは、計測対象領域全体に渡って、前記受信コイルより感度分布の不均一な度合いが小さく、かつ、得られる計測データの信号雑音比は低いコイルであり、前記第一の補助計測が従うシーケンスは、前記第二の補助計測が従うシーケンスに比べ、得られる計測データの信号雑音比を向上させるものであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

本発明によれば、受信コイルとして表面コイルを用いる場合、その感度分布の空間的に不均一さが計測データに与える影響を補正するための補正値を算出する補助計測を効率的に行うことができる。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用した第一の実施形態を図面を用いて説明する。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。

まず、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備える。

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、被検体１の体軸方向に均一な静磁場を発生させる。被検体１の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源により実現される。

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置１００の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル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とを備える。後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場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）とを印加して、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。

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に高周波磁場（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とを備える。高周波発振器１１から出力されたＲＦパルスは後述するシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調され、高周波増幅器１３で増幅され、被検体１に近接して配置された送信コイル１４ａから被検体１に照射される。

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子の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とを備える。送信コイル１４ａから照射されたＲＦパルスによって誘起された応答のＮＭＲ信号は、被検体１に近接して配置された受信コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅され、後述するシーケンサ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、計測データとして信号処理系７に送られる。

シーケンサ４は、所定のパルスシーケンスに従って、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを繰り返し印加するよう制御するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、計測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。なお、パルスシーケンスは、ＲＦパルス、傾斜磁場パルス等のｏｎ／ｏｆｆのタイミングを規定するタイムチャートと、励起ＲＦパルスの印加間隔（ＴＲ）、バンド幅（ＢＷ）、加算回数、位相エンコードステップ数等の計測条件（計測パラメータ）とからなり、両者を組み合わせて計測中の計測対象に作用する磁場の時間的変化を規定する。パルスシーケンスは、計測の目的に従って予め作成され、プログラムおよびデータとして後述する記憶装置１８等に格納される。

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、ＣＰＵ８と、ＲＯＭ、ＲＡＭ等の記憶装置１８と、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１９と、表示装置２０とにより構成される。受信系６からの計測データが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の断層画像を表示装置２０に表示すると共に、記憶装置１８または外部記憶装置１９に記録する。

操作部２５は、ＭＲＩ装置１００自体の各種制御情報および信号処理系７で行う処理の各種制御情報の入力を受け付けるもので、トラックボール又はマウス２３、および、キーボード２４を備える。操作部２５は表示装置２０に近接して配置され、オペレータは、表示装置２０を見ながら操作部２５を介してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理に必要な情報を入力する。

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。

なお、図１において、送信コイル１４ａと傾斜磁場コイル９とは、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る。

また、受信コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは被検体１を取り囲むように設置される。本実施形態では、この受信コイル１４ｂとして、被検体１の計測対象領域からのＮＭＲ信号を複数のコイルで受信する表面コイルと、計測対象領域からのＮＭＲ信号を１のコイルで受信可能で、ほぼ均一な感度分布を有する全身コイルとを備える。

本実施形態では、信号処理系７において計測データから画像を再構成するにあたり、表面コイルの空間的な感度の不均一さが画像に与える影響を補正する。補正は、全身コイルを用いて行う第１のＭＲ補助計測と、表面コイルを用いて行う第２のＭＲ補助計測とにより生成される画像データから算出される補正値を用いて行う。本処理を実現するため、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、計測部と、補正値算出部と、補正部とを備える。これらの各機能は、予め記憶装置１８または外部記憶装置１９に格納されたプログラムを、ＣＰＵ８がメモリ（不図示）にロードして実行することにより実現される。

計測部は、タイムチャートと計測条件とを組み合わせてパルスシーケンスを生成し、シーケンサ４をそれに従って動作させ、ＭＲ計測を行い、得られた計測データから画像を再構成する。本実施形態では、上述のように、本計測、および、本計測に先立つＭＲ補助計測を行うようそれぞれパルスシーケンスを生成し、計測および画像の再構成を実行する。また、本実施形態では、ＭＲ補助計測として、全身コイルを用いた第１のＭＲ補助計測と表面コイルを用いた第２のＭＲ補助計測とをこの順に行う。

上述するように、全身コイルを用いる計測と表面コイルを用いる計測とでは、得られる計測データのＳ/Ｎが異なる。従って、画像に対して精度の高い補正を行うことのできる補正値を効率よく得るため、本実施形態では、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とにおいて、それぞれ用いるコイルの性能に応じた最適なパルスシーケンスを用い、傾斜磁場波形を含む計測条件を変えた計測を実行する。すなわち、本実施形態では、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とにおいて、計測対象領域に異なる時間変化を示す磁場が作用するよう制御する。それぞれのＭＲ補助計測で実行するパルスシーケンスの詳細は後述する。

第１のＭＲ補助計測、第２のＭＲ補助計測および本計測に用いるタイムチャートと計測条件とは、それぞれ上述のように予め記憶装置１８等に格納される。計測部は、オペレータからの指示に従って、タイムチャート及び計測条件を記憶装置１８から読み出し、それぞれの計測を実行する。

なお、補正値算出部は、第１のＭＲ補助計測で得られた計測データから再構成した画像の画素値と第２のＭＲ補助計測で得られた計測データから再構成した画像の画素値とを用いて、本計測で得られた画像を補正する補正値を算出する。補正値の算出は、特許文献１に開示の手法等の公知の手法を用いる。また、補正部は、本計測で得られた画像を、補正値算出部が算出した補正値で補正する。補正の手法は、画像再構成の手法は、ともに公知の手法を用いる。

次に、本実施形態のＭＲ補助計測に用いられるパルスシーケンスを説明する。図２は、本実施形態のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。図２（ａ）が全身コイルを用いた第１のＭＲ補助計測のパルスシーケンスであり、図２（ｂ）が表面コイルを用いた第２のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。

前述したように、本実施形態では、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とにおいて、磁場の時間的変化を変え、それぞれのコイルに最適なシーケンスで計測を行う。本図に示すように、いずれも基本的にはスピンエコー法のパルスシーケンスを実現するタイムチャートを用いる。ただし、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを、第２のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上させるため、計測条件として、それぞれ異なる繰り返し時間ＴＲおよびバンド幅ＢＷを設定し、検査対象に異なる時間変化を示す磁場が作用するパルスシーケンスをそれぞれ生成する。

本図に示すタイミングで、ＲＦパルス、スライス方向傾斜磁場（Ｇｓ）、位相エンコード方向傾斜磁場（Ｇｐ）および周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｒ）を印加し、選択した検査対象領域から位置情報がエンコードされた計測データを収集することを繰り返す。このとき、第１のＭＲ補助計測の繰り返し時間をＴＲ_Ａ（ｍｓ）、バンド幅をＢＷ_Ａ、第２のＭＲ補助計測の繰り返し時間をＴＲ_Ｂ（ｍｓ）、バンド幅をＢＷ_Ｂとすると、ＴＲ_Ａ＞ＴＲ_Ｂ、ＢＷ_Ａ＜ＢＷ_Ｂと設定する。なお、バンド幅ＢＷは、周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｒ）の印加強度で示される。すなわち、得られる計測データのＳ/Ｎが低い全身コイルを用いる第１のＭＲ補助計測の繰り返し時間ＴＲ_Ａを、表面コイルを用いる第２のＭＲ補助計測の繰り返し時間ＴＲ_Ｂより長く設定し、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを、繰り返し時間ＴＲを同一に設定した場合に比べ、相対的に向上させる。また、第１のＭＲ補助計測のバンド幅ＢＷ_Ａを第２のＭＲ補助計測のバンド幅ＢＷ_Ｂより小さく設定し、同様に第１のＭＲ補助計測による計測データのＳ/Ｎを相対的に向上させる。また、両ＭＲ補助計測における繰り返し時間ＴＲおよびバンド幅ＢＷは、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するように、変更し、設定する。

次に、本実施形態のＭＲＩ装置１００による計測の流れを説明する。図３は、本実施形態の計測の流れを説明するための図である。オペレータから第１のＭＲ補助計測開始の指示を受け付けると、計測部は、記憶装置１８に格納された第１のＭＲ補助計測用のタイムチャートと計測条件とを読み出し、第１のＭＲ補助計測用のパルスシーケンスを生成し、シーケンサ４に第１のＭＲ補助計測を実行させ、得られた計測データから画像を再構成する（ステップＳ３０１）。このとき、受信コイルとして全身コイルが用いられる。

次に、第２のＭＲ補助計測開始の指示を受け付けると、計測部は、同様に、記憶装置１８に第２のＭＲ補助計測用に格納されたタイムチャートと計測条件とを読み出し、第２のＭＲ補助計測用のパルスシーケンスを生成し、シーケンサ４に第２のＭＲ補助計測を実行させ、得られた計測データから画像を再構成する（ステップＳ３０２）。このとき、受信コイルとして表面コイルが用いられる。

両ＭＲ補助計測による画像データが得られると、補正値算出部は、それらを用いて補正値を算出する（ステップＳ３０３）。その後、本計測開始の指示を受け付けると、計測部は、記憶装置１８に本計測用に格納されたタイムチャートと計測条件とを読み出し、本計測用のパルスシーケンスを生成し、シーケンサ４に実行させ、画像を再構成する（ステップＳ３０４）。

補正部は、本計測により得られた画像を、補正値算出部が算出した補正値で補正し、最終的な画像を得（ステップＳ３０５）、記憶装置１８等に記憶するとともに表示装置２０に表示する。

以上説明したように、本実施形態によれば、画像データを補正する補正値を算出するための第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とを、それぞれ用いるコイルの性能を考慮し、計測対象領域に異なる時間変化を示す磁場が作用するよう生成されたパルスシーケンスに従って実行する。従って、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するため、効率よく所望の精度の補正値を算出することができる。従って、効率よく所望の品質の画像を得ることができる。

ここで、本実施形態のパルスシーケンスを用いてＭＲ補助計測を行う場合の、各ＭＲ補助計測実行のタイミングを説明する。図４は、第１のＭＲ補助計測および第２のＭＲ補助計測実行のタイミングを説明するための図である。本図において、Ｔ_０は、本実施形態の計測開始の指示を受け付けた時間、Ｔ_１は第１のＭＲ補助計測の開始時間、Ｔ_２は第１のＭＲ補助計測の終了時間、Ｔ_３は第２のＭＲ補助計測の開始時間、Ｔ_４は第２のＭＲ補助計測の終了時間を示す。

それぞれのＭＲ補助計測において、繰り返し時間を、ＴＲ_Ａ＞ＴＲ_Ｂと設定しているため、第１のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ａ（Ｔ_２−Ｔ_１）と、第２のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ｂ（Ｔ_４−Ｔ_３）とは、Ｔ_Ａ＞Ｔ_Ｂとなる。

このように、本実施形態では、第２のＭＲ補助計測にかかる時間が、第１のＭＲ補助計測にかかる時間より短くなる。すなわち、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とをこの順に実行すれば、計測対象が計測中に行う息止めが、２回目のＭＲ補助計測の方が短くて済む。従って、検査対象である患者の負担を軽減できる。

以上説明したように、本実施形態によれば、異なる性能を有する２種のコイルを用い、計測対象領域に作用する磁場の時間的変化を変えて、それぞれＭＲ補助計測を行う。このとき、相対的にＳ/Ｎの低い計測データを得るコイルによる計測を先に行い、かつ、先行するＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎが後のＭＲ補助計測による計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するよう計測条件をそれぞれ設定する。従って、２回の補助計測を同一のパルスシーケンスで計測する場合と比較して、補正値のＳ／Ｎを高める場合、計測時間の延長幅を縮小することができ、また、計測全体にかかる時間を短縮する場合、補正値の精度の落ち幅を縮小することができる。すなわち、効率よく高品質の画像を得ることができる。同時に、検査対象である患者の負担も軽減できる。

なお、上記実施形態では、計測条件の繰り返し時間ＴＲおよびバンド幅ＢＷの両方を、両ＭＲ補助計測で変える場合を例にあげて説明しているが、いずれか一方のみを変えるよう構成してもよい。このとき、繰り返し時間ＴＲのみを変更して両ＭＲ補助計測を実行する場合、上記実施形態で説明した例と同様の効果が得られる。

一方、バンド幅ＢＷのみ変え両ＭＲ補助計測を実行する場合は、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するため、補正値の精度が向上し、結果として、最終的に得る画像の品質も向上する。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第１の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて本実施形態を説明し、同一の構成については説明を省略する。

本実施形態においても、全身コイルを用いて行う第１のＭＲ補助計測と、表面コイルを用いて行う第２のＭＲ補助計測とにおいて、異なる計測条件でパルスシーケンスを生成し実行する。計測条件は、効率よく精度の高い補正値を得られるよう、用いるコイルの性能に応じて、計測対象領域に異なる時間変化を示す磁場が作用するよう設定される。

以下、本実施形態で設定する計測条件を用いて生成されたパルスシーケンスを説明する。図５は、本実施形態のＭＲ補助計測に用いるパルスシーケンスである。図５（ａ）は、全身コイルを用いて行う第１のＭＲ補助計測の、図５（ｂ）は、表面コイルを用いて行う第２のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。

本実施形態においても、第一の実施形態同様、基本的にはスピンエコー法のパルスシーケンスを実現するタイムチャートを用いる。ただし、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを向上させるため、計測条件として、それぞれ異なる加算回数Ｔｉｍｅｓおよびバンド幅ＢＷを設定し、検査対象に異なる時間変化を示す磁場が作用するパルスシーケンスをそれぞれ生成する。すなわち、第１のＭＲ補助計測の加算回数をＴｉｍｅｓ_Ａ、バンド幅をＢＷ_Ａ、第２のＭＲ補助計測の加算回数をＴｉｍｅｓ_Ｂ、バンド幅をＢＷ_Ｂとすると、Ｔｉｍｅｓ_Ａ＞Ｔｉｍｅｓ_Ｂ、ＢＷ_Ａ＜ＢＷ_Ｂと設定し、それぞれ両ＭＲ補助計測において同一に設定する場合に比べ、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを相対的に向上させる。なお、両ＭＲ補助計測における加算回数Ｔｉｍｅｓおよびバンド幅ＢＷは、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するように、変更し、設定する。

以上説明したように、本実施形態によれば、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とを、計測対象領域に異なる時間変化を示す磁場が作用するよう生成されたパルスシーケンスに従って実行する。従って、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するため、効率よく所望の精度の補正値を算出することができる。従って、効率よく所望の品質の画像を得ることができる。

また、本実施形態においても、それぞれのＭＲ補助計測において、加算回数を、Ｔｉｍｅｓ_Ａ＞Ｔｉｍｅｓ_Ｂと設定しているため、第１のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ａ（図４のＴ_２−Ｔ_１）と、第２のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ｂ（図４のＴ_４−Ｔ_３）とは、Ｔ_Ａ＞Ｔ_Ｂとなる。このため、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とをこの順に実行すれば、計測対象が計測中に行う息止めが、２回目のＭＲ補助計測の方が短くて済み、検査対象である患者の負担を軽減できる。

以上より、本実施形態においても、第一の実施形態と同様に、２回の補助計測を同一のパルスシーケンスで計測する場合と比較して、補正値のＳ／Ｎを高める場合、計測時間の延長幅を縮小することができ、また、計測全体にかかる時間を短縮する場合、補正値の精度の落ち幅を縮小することができる。すなわち、効率よく高品質の画像を得ることができる。同時に、検査対象である患者の負担も軽減できる。

なお、本実施形態においても、加算回数Ｔｉｍｅｓのみを変えるよう構成してもよい。さらに、第一の実施形態と組み合わせ、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測において、さらに繰り返し時間ＴＲも変えるよう構成してもよい。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態において、ＭＲＩ装置の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて本実施形態を説明し、同一の構成については説明を省略する。

以下、本実施形態で設定する計測条件を用いて生成されたパルスシーケンスを説明する。図６は、本実施形態のＭＲ補助計測に用いるパルスシーケンスである。図６（ａ）は、全身コイルを用いて行う第１のＭＲ補助計測の、図６（ｂ）は、表面コイルを用いて行う第２のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。

本実施形態においても、第一の実施形態同様、基本的にはスピンエコー法のパルスシーケンスを実現するタイムチャートを用いる。ただし、ただし、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを向上させるため、計測条件として、それぞれ異なる位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅおよびバンド幅ＢＷを設定し、それぞれ異なる繰り返し時間ＴＲおよびバンド幅ＢＷを設定し、検査対象に異なる時間変化を示す磁場が作用するパルスシーケンスをそれぞれ生成する。すなわち、第１のＭＲ補助計測の位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅ_Ａ、バンド幅をＢＷ_Ａ、第２のＭＲ補助計測の位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅ_Ｂ、バンド幅をＢＷ_Ｂとすると、ＰＥｎｃｏｄｅ_Ａ＞ＰＥｎｃｏｄｅ_Ｂ、ＢＷ_Ａ＜ＢＷ_Ｂと設定し、それぞれ両ＭＲ補助計測において同一に設定する場合に比べ、第１のＭＲ補助計測で得られる計測データのＳ/Ｎを相対的に向上させる。なお、両ＭＲ補助計測における位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅおよびバンド幅ＢＷは、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するように、変更し、設定する。

以上説明したように、本実施形態によれば、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とを、計測対象領域に異なる時間変化を示す磁場が作用するよう生成されたパルスシーケンスに従って実行する。従って、第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎが、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上するため、効率よく所望の制度の補正値を算出することができる。従って、効率よく所望の品質の画像を得ることができる。

また、本実施形態においても、それぞれのＭＲ補助計測において、位相エンコード数を、ＰＥｎｃｏｄｅ_Ａ＞ＰＥｎｃｏｄｅ_Ｂと設定しているため、第１のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ａ（図４のＴ_２−Ｔ_１）と、第２のＭＲ補助計測全体にかかる時間Ｔ_Ｂ（図４のＴ_４−Ｔ_３）とは、Ｔ_Ａ＞Ｔ_Ｂとなる。このため、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測とをこの順に実行すれば、計測対象が計測中に行う息止めが、２回目のＭＲ補助計測の方が短くて済み、検査対象である患者の負担を軽減できる。

なお、本実施形態においても、位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅのみを変えるよう構成してもよい。さらに、第一の実施形態および／または第二の実施形態と組み合わせ、第１のＭＲ補助計測と第２のＭＲ補助計測において、さらに繰り返し時間ＴＲおよび／または加算回数Ｔｉｍｅｓも変えるよう構成してもよい。

上記各実施形態では、両ＭＲ補助計測用において、変更する計測条件が予め定められている場合を例にあげて説明したが、この構成に限られない。例えば、変更する計測条件は、オペレータから操作部２５等を介して受け付けるよう構成してもよい。また、上記各実施形態では、パルスシーケンスで変更可能な構成を、繰り返し時間ＴＲ、加算回数Ｔｉｍｅｓ、位相エンコード数ＰＥｎｃｏｄｅ、バンド幅ＢＷの少なくとも１種とする場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。第１のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを、第２のＭＲ補助計測により得られる計測データのＳ/Ｎを上回らない範囲で向上させることができるパラメータであればよい。

なお、上記各実施形態では、表面コイルは、複数のコイルから構成される場合を例にあげて説明したが、表面コイルの構成はこれに限られない。１のコイルで構成されていてもよい。また、上記表面コイルおよび全身コイルを受信コイルとして記載しているが、送受信兼用コイルであってもよい。また、表面コイルおよび全身コイルのいずれか一方のみ送受信兼用コイルであってもよい。

また、上記各実施形態では、ＭＲ補助計測として、スピンエコー法のパルスシーケンスを実現するタイムチャートを用いる場合を例にあげて説明しているが、用いるタイムチャートはこれに限られない。例えば、グラジエントエコー法（ＧＥ）、高速スピンエコー法（ＦＳＥ）、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）シーケンスを実現するものであってもよい。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。第一の実施形態のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。第一の実施形態の計測の流れを説明するための図である。第一の実施形態の第１のＭＲ補助計測および第２のＭＲ補助計測実行タイミングを説明するための図である。第二の実施形態のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。第三の実施形態のＭＲ補助計測のパルスシーケンスである。

符号の説明

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：高周波発振器、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:記憶装置、１９：外部記憶装置、２０：表示装置、２３：トラックボール又はマウス、２４：キーボード、２５：操作部、１００：ＭＲＩ装置

Claims

受信コイルの空間的に不均一な感度分布が画像データに与える影響を補正する補正手段を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
前記補正手段は、
前記画像データの補正に用いる補正値を算出するための補助画像データを得る補助計測を行う補助計測手段と、
前記補助計測手段で得られた補助画像データから前記補正値を算出する補正値算出手段と、を備え、
前記補助計測手段は、前記補助計測として、前記受信コイルとは異なる第一のコイルを用いて行う第一の補助計測と、前記受信コイルを用いて行う第二の補助計測とを、それぞれ計測対象領域に作用する磁場の時間的変化が異なるシーケンスに従って実行し、
前記第一のコイルは、計測対象領域全体に渡って、前記受信コイルより感度分布の不均一な度合いが小さく、かつ、得られる計測データの信号雑音比は低いコイルであり、
前記第一の補助計測が従うシーケンスは、前記第二の補助計測が従うシーケンスに比べ、得られる計測データの信号雑音比を向上させるものであること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の補助計測が従うシーケンスの繰り返し時間は、前記第二の補助計測が従う繰り返し時間より長く設定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１または２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の補助計測が従うシーケンスの加算回数は、第二の補助計測が従うシーケンスの加算回数より大きく設定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１から３いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の補助計測が従うシーケンスの位相エンコード数は、第二の補助計測が従うシーケンスの位相エンコード数より大きく設定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１から４いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の補助計測が従うシーケンスのバンド幅は、第二の補助計測が従うバンド幅より小さく設定されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１から４いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第一の補助計測は、前記第二の補助計測に先立って実行されること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１から６いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記受信コイルは少なくとも１つのコイルからなる表面コイルであって、
前記第一のコイルは、全身コイルであること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。