JP5481061B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁場の中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を得る磁気共鳴イメージング装置およ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（ＭＲＩ）において、傾斜磁場の空間的な直線性は、被検体における空間的な位置関係を画像において再現する上で極めて重要な要素である。一般的な電磁気学の解法では無限長のモデルを仮定できる。しかし、現実の静磁場、傾斜磁場およびＲＦ励起磁場の空間範囲については人体を撮影する有効視野に対しても有限長で妥協せざるを得ない。このため、各磁場の中心部はともかくも、周辺部では静磁場またはＲＦ励起磁場の空間的な均一性や、傾斜磁場の直線性が劣化する。

上記したように、静磁場およびＲＦ励起磁場の空間的な均一性、あるいは傾斜磁場の空間的な直線性については、有限長で撮影する限りは一定の制約がある。従来技術ではこれらを総合して有効視野範囲（有効ＦＯＶ）として表し、おおむね５０ｃｍ程度以内については画像化可能であることや、できるだけ磁石中心での画像化が画質向上のためには望ましいことをマニュアルやオペレータ教育などで強調する程度であった。

このため、良好な画像を確実に得ようとするオペレータは一般に、撮影領域が有効ＦＯＶに確実に納まるように小さめの撮影領域を設定することになる。つまり、実際に良好な撮影が可能である領域の一部のみが撮影に利用されることになり、効率が悪い。オペレータが、有効ＦＯＶよりも大きな領域まで良好に撮影が可能であることを見越して撮影領域を大きく設定した場合には、その撮影領域が実際に良好な撮影が可能である領域からはみ出してしまう恐れがあり、この場合には画質が劣化してしまう。

近年、患者の心理的な圧迫感を低減するために、ガントリは寝台方向に短軸化される傾向にあり、静磁場およびＲＦ励起磁場の空間的な均一性が劣化している。またＥＰＩ（echo planar imaging）やＳＳＦＰ（steady state free precession）系のシーケンスでは高いＳＲ（slew rate）が要求される。また、傾斜磁場のスイッチングにより発生するｄＢ／ｄｔ（磁場強度時間変化率）に由来する磁気刺激を低減することが要求される。これらの要求を両立するために、傾斜磁場コイルが非線形設計されることが多くなっており、傾斜磁場の空間的な直線性はますます劣化する傾向にある。なお磁気刺激とは、傾斜磁場のスイッチングにより発生する傾斜磁場の立ち上がりの磁束変化に伴う電流がパルス状になり神経に流れてしびれを生じさせることを言う。
特開平５−１３７７０７号公報

このように、良好な撮影を行うことができる領域が限られるため、この領域を有効に使うことが効率的な撮影のために重要であるが、そのように撮影領域を適切に設定することは困難であった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、磁場の影響により画質が劣化する恐れのある領域が不用意に撮像領域として設定されることを防止することにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場が重畳された前記静磁場中に載置された被検体に対して印加するための高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体に関する位置決め画像を前記傾斜磁場の非直線性に起因する歪みを補正せずに生成する再構成手段と、前記静磁場の強度の空間分布と前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じている歪みとに基づいて、前記位置決め画像に前記静磁場の強度のばらつきに起因して生じる画像劣化の度合いの分布を推定する推定手段と、前記度合いの分布を前記位置決め画像上で表した表示用画像を生成する生成手段とを備える。

本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、磁場を発生する発生手段と、前記発生手段が前記磁場を発生する精度に基づいて前記画像に生じる画質の劣化度合いの分布を推定する推定手段と、前記劣化度合いの分布に基づいて、許容量を超える画質の劣化が生じる不適領域を判定する判定手段と、被検体についての医用診断用の画像を再構成する対象とする撮像領域をオペレータの指示に応じて設定する設定手段と、前記撮像領域が前記不適領域を含む場合に、その旨を前記オペレータに通報する通報手段と、前記磁場の中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を前記撮像領域に関して再構成する再構成手段とを備える。

本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング方法は、磁場を発生し、前記発生手段が前記磁場を発生する精度に基づいて前記画像に生じる画質の劣化度合いの分布を推定し、前記劣化度合いの分布に基づいて、許容量を超える画質の劣化が生じる不適領域を判定し、被検体についての医用診断用の画像を再構成する対象とする撮像領域をオペレータの指示に応じて設定し、前記撮像領域が前記不適領域を含む場合に、その旨を前記オペレータに通報し、前記磁場の中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を前記撮像領域に関して再構成する。

本発明によれば、磁場の影響により画質が劣化する恐れのある領域が不用意に撮像領域として設定されることを防止できる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態につき説明する。

図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図である。このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９および計算機システム１０を具備する。

静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３種類のコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３つのコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って変化する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

被検体２００は、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像空間）内に挿入される。寝台４の天板４１は寝台制御部５により駆動され、その長手方向および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。

送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。送信ＲＦコイル６は、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場（ＲＦ磁場）を発生する。送信ＲＦコイル６としては、例えば全身用（ＷＢ）コイルが利用される。

送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。

受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。受信ＲＦコイル８は、上記のＲＦ磁場の影響により被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。受信ＲＦコイル８からの出信号は、受信部９に入力される。

受信部９は、受信ＲＦコイル８からの出力信号に基づいて磁気共鳴信号データを生成する。

計算機システム１０は、インタフェース部１０ａ、データ収集部１０ｂ、再構成部１０ｃ、記憶部１０ｄ、表示部１０ｅ、入力部１０ｆおよび主制御部１０ｇを有している。

インタフェース部１０ａには、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信ＲＦコイル８および受信部９等が接続される。インタフェース部１０ａは、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。

データ収集部１０ｂは、受信部９から出力されるデジタル信号をインタフェース部１０ａを介して収集する。データ収集部１０ｂは、収集したデジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部１０ｄに格納する。

再構成部１０ｃは、記憶部１０ｄに記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体２００内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。再構成部１０ｃは、記憶部１０ｄに記憶された傾斜磁場マップ、静磁場マップおよびＲＦ磁場マップを参照して、画像を再構成した領域についての静磁場強度やＲＦ磁場強度の分布を反映したマスクデータを生成する。

記憶部１０ｄは、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。また記憶部１０ｄは、上記の傾斜磁場マップ、静磁場マップおよびＲＦ磁場マップを記憶する。

傾斜磁場マップ傾斜磁場マップは、傾斜磁場コイル２によって実際に発生される傾斜磁場の理想的な傾斜磁場に対する歪みを表したデータテーブルである。静磁場マップは、静磁場強度の空間分布を表す。ＲＦ磁場マップは、ＲＦ磁場強度の空間分布を表す。

表示部１０ｅは、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を主制御部１０ｇの制御の下に表示する。表示部１０ｅとしては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力部１０ｆは、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１０ｆとしては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

主制御部１０ｇは、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、ＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。主制御部１０ｇは、周知のＭＲＩ装置における周知の機能を実現するための制御機能の他に、次のような各種の機能を持つ。この機能の１つは、ずれ量の許容量のオペレータによる指定を入力部１０ｆを介して取り込む。前記機能の１つは、再構成部１０ｃで求められた画像データおよびマスクデータを利用して表示用データを生成する。

傾斜磁場マップは、傾斜磁場が形成される空間内の多数の位置に関連付けて、各位置における傾斜磁場強度から求まる座標（以下、検出座標と称する）と当該位置の実際の座標（以下、実座標と称する）との物理的なずれ量を記述する。検出座標の実座標に対するずれは、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸方向にそれぞれ個別に生じる。すなわちずれ量は、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸方向についてのずれ量ｄｘ，ｄｙ，ｄｚを含んだベクトル量として表される。ただし、本実施形態においては検出座標の実座標に対するずれの大きさが分かれば良いので、ずれ量はスカラー量により表しても良い。

図２は傾斜磁場マップの一例を示す図である。この傾斜磁場マップでは、傾斜磁場が形成される空間内の中央を位置Ｐ（0，0，0）と置き、位置Ｐ（0，0，0）から位置Ｐ（32，32，32）までの各位置についてのずれ量を記述してある。なお座標値は、傾斜磁場マップの対象とするべき領域のＸ，Ｙ，Ｚの各軸方向の幅を一定の間隔で区切って定められる。具体的には、３２０ｍｍ³の領域をＸ，Ｙ，Ｚの各軸とも１０ｍｍの間隔で区切って３２までの座標値を定めている。そして各位置のずれ量をスカラー量によりｍｍ単位で表している。例えば位置Ｐ（32，0，0）についての検出座標の実座標に対するずれ量は５ｍｍであることを示す。なお、傾斜磁場マップに記述される座標値の範囲は任意であって良い。すなわち、座標値は、負の値で示されたり、あるいは正の値と負の値とが混在していても良いし、座標値が表す領域が３２０ｍｍ³よりも小さくても、あるいは大きくても良いし、１つの座標値の変化に相当する間隔が１０ｍｍより小さくても、あるいは大きくても良い。

静磁場マップは例えば、ＭＲＩ装置１００の据え付けの際に球面データとして静磁場の均一性情報を取得し、それをルジャンドル球面関数展開して得ることができる。この静磁場マップのデータを用いて、級数展開により各座標点の磁場均一性を算出できる。もしくは静磁場マップは、Ｘ，Ｙ，Ｚの座標位置毎の静磁場強度を表した座標テーブルとしても良い。

図３は静磁場マップの一例を示す図である。この静磁場マップでは、傾斜磁場マップと共通の座標系で表される各位置についての静磁場強度のずれ率を記述してある。ずれ率は、静磁場中心、すなわち位置Ｐ（0，0，0）における静磁場強度を基準値として、この基準値に対する各位置での静磁場強度のずれ率をｐｐｍ単位で表している。例えば位置Ｐ（32，0，0）における静磁場強度の基準値に対するずれ率は３ｐｐｍであることを示している。

ＲＦ磁場マップのデータは、送信ＲＦコイル６の設計時に把握している局所磁場Ｂ₁の均一性データを基本に、据え付け時のファントム撮像に基づく補正項を取り入れてキャリブレーションを行うことにより得る。近年、高磁場タイプのＭＲＩ装置では、ＷＢ送信の複数分割が用いられることがある。この場合には、チャネルの組み合わせによりＲＦ磁場強度の空間分布が変化するので、それぞれの組み合わせに対してＲＦ磁場マップを用意する。

図４はＲＦ磁場マップの一例を示す図である。このＲＦ磁場マップでは、傾斜磁場マップと共通の座標系で表される各位置についてのＲＦ磁場の合致率を記述してある。合致率は、位置Ｐ（0，0，0）におけるＲＦ磁場強度を基準値として、この基準値に対する各位置でのＲＦ磁場強度の合致率を％単位で表している。例えば位置Ｐ（32，0，0）におけるＲＦ磁場強度の基準値に対する合致率は７０％であることを示している。

ところで、静磁場マップおよびＲＦ磁場マップは、被検体２００の影響を受けて変動する。そこで静磁場マップおよびＲＦ磁場マップは、被検体２００を撮像空間内に配置した状態で収集した磁気共鳴信号に基づいて作成することが好ましい。ただし、被検体２００の存在を考慮せずに作成した静磁場マップおよびＲＦ磁場マップも、静磁場やＲＦ磁場の強度分布の不均一性に起因する画像劣化の度合いの分布を大まかには表す。従って、被検体２００の存在を考慮せずに作成した静磁場マップおよびＲＦマップをデフォルトの静磁場マップおよびＲＦ磁場マップとして予め用意しておき、これを使用しても良い。

（第１の実施形態）
次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の第１の実施形態における動作について説明する。

被検体２００を撮像するための動作は、従来よりあるＭＲＩ装置と同様で良いので、ここではその詳細な説明は省略する。

図５は第１の実施形態における主制御部１０ｇの処理手順を示すフローチャートである。

被検体２００を撮像して医用診断用の画像を得るのに先立って、ステップＳａ１において主制御部１０ｇは、位置決め画像を撮像するように各部を制御する。

ステップＳａ２において主制御部１０ｇは、マスクデータを生成する。そしてステップＳａ３において主制御部１０ｇは、マスクデータにより処理した位置決め画像を表示部１０ｅに表示させる。なお、このステップＳａ２およびステップＳａ３における処理の詳細については後述する。

ステップＳａ４において主制御部１０ｇは、ステップＳａ３で表示した位置決め画像上にて医用診断用の画像を撮像する領域を、オペレータの指示に応じて設定する。

ステップＳａ５において主制御部１０ｇは、ステップＳａ４で設定した領域を対象として医用診断用の画像を得るための本撮像を行う。

ステップＳａ２およびステップＳａ３の処理は、次の３つの処理のうちのいずれかとする。なお、主制御部１０ｇは、次の３つの処理のうちの１つのみを実行する機能を備えていても良いし、２つまたは３つの処理を実行する機能を備えておき、ユーザの指示などに応じて選択的に実行しても良い。

（傾斜磁場の非直線性に起因する画像劣化の様子の表示）
本出願人が出願済みの特願２００６−１５７６５８（特開２００７−３２５６６５）に記載された技術によって生成される表示用データに基づく表示を行う。

すなわち、再構成部１０ｃは、撮像した領域に含まれる位置に関するずれ量を傾斜磁場マップから取得する。そして再構成部１０ｃは、取得した各位置のずれ量に基づいて、再構成画像を構成する各画素のそれぞれに相当する位置のずれ量（以下、ピクセル歪みと称する）を算出する。これにより再構成部１０ｃは、再構成画像を構成する各画素のそれぞれに相当する位置についてのずれ量を１つのスカラー量でそれぞれ表したマップデータを得る。そして再構成部１０ｃは、このマップデータに対して許容量（デフォルト値またはオペレータ指定値）を閾値とした二値化処理を施してマスクデータを生成する。

図６はマスクデータの一例を画像として示す図である。このマスクデータは、ずれ量が許容量以上である領域を黒で示している。

主制御部１０ｇは、位置決め画像を表すデータにマスクデータを合成することによって、表示用データを生成する。このときに位置決め画像をマスクデータによってマスクすることにより、例えば図７に示すような画像を表す表示用データが生成できる。また、位置決め画像における各画素の輝度をｎ％、マスクデータが表す各画素の輝度を（１００−ｎ）％とするように各画素の画素値を調整した上で、両データの同一画素の画素値どうしを加算することによって、例えば図８に示すような画像を表す表示用データが生成できる。なお図８はｎを「７０」とした場合である。いずれの場合でも、ずれ量が許容量未満である領域の画素の輝度は１００％になる。ずれ量が許容量以上である領域の画素の輝度は、ｎ％に低減される。なお図７および図８では、位置決め画像およびマスクデータが表す情報の他に、撮影条件などを表す文字情報も重畳表示するものとしている。

表示用データが示す上記のような画像は、主制御部１０ｇの制御の下に表示部１０ｅにて表示される。

（静磁場強度の不均一性に起因する画像劣化の様子の表示）
図９は一断面における静磁場の強度分布の一例を示す図である。

静磁場マップは、このような静磁場の強度分布の傾向を表す。そこで主制御部１０ｇは基本的には、上記の傾斜磁場の場合と同様に、静磁場マップに対して許容量（デフォルト値またはオペレータ指定値）を閾値とした二値化処理を施してのマスクデータの生成と、このマスクデータを位置決め画像を表すデータに合成することによっての表示用データの生成と、この表示用データに基づく表示部１０ｅでの表示とが行われる。

しかしながら、傾斜磁場は例えば図１０に示すような非直線性を有していて、図９の静磁場マップにはこの傾斜磁場の非直線性はなんら反映されていない。従って図９は、傾斜磁場の非直線性が補正されたのちの、例えば図１１に示すような画像における各位置の静磁場強度の分布を示している。そしてこのため、傾斜磁場の非直線性が補正されていない、例えば図１２に示すような画像における各位置の静磁場強度の分布を正しく示していない。なお、位置決め画像は傾斜磁場の非直線性が補正されていない画像である。

そこで再構成部１０ｃは、記憶部１０ｄに記憶された静磁場マップに傾斜磁場の非直線性の影響を適用して歪ませた後に、上記の傾斜磁場の場合と同様な二値化処理を行ってマスクデータを生成する。

これにより、位置決め画像およびマスクデータの双方が傾斜磁場の非直線性に起因した歪みを有しているから、位置決め画像に静磁場強度の不均一性が影響する様子を正しく表した表示用データが得られる。

ところで磁場不均一性の影響は、ＦＳＥ（fast spin echo）などＳＥ（spin echo）系シーケンスの場合、ＥＴＳ（エコー間隔）もしくはＴＥ（エコー時間）に依存する。すなわち、ＥＴＳもしくはＴＥが長いほど、磁場不均一により信号強度が低下する。また磁場不均一性の影響は、２次元（２Ｄ）マルチスライス撮像の場合はほぼスライス厚に依存し、３次元（３Ｄ）撮像の場合はピクセルサイズに依存する。すなわち、撮像対象のスライス厚が厚いほど、もしくはピクセルサイズが大きいほど、ピクセル内での磁場不均一により信号強度が低下する。たとえば、３ｐｐｍ、４ｐｐｍおよび５ｐｐｍの磁場均一度では、それぞれ約１０ｍｍ、５ｍｍおよび３ｍｍのスライスが撮像に必要な信号強度を得られる限界である。ＦＥ（field echo）の場合には、これがＴＥの関数として更に減少する。例えば５ｍｍのスライスにおいては、撮像に必要な信号強度を得られる磁場均一度の限界は、ＴＥが２．３ｍｓのときには３ｐｐｍであるが、ＴＥが９ｍｓのときには１．５ｐｐｍ程度となる。

また、リードアウト（ＲＯ）方向には、収集帯域に依存してピクセルずれを生じる。つまり、静磁場強度が１．５Ｔである場合、１００Ｈｚ／ピクセルの帯域の収集では、１．５ｐｐｍの磁場不均一性に対応して１ピクセルの歪みを生じる。

従って、指定されるＴＥ、スライス厚および撮像帯域に依存してピクセル歪みの量を計算できる。そこでさらに、このように計算される歪み量のガイドを示すようにすることが望ましい。具体的には、歪み量の分布を示したマップを求めて、さらにこのマップに対して二値化処理を施すことによってマスクデータを生成すれば良い。

このようにして静磁場強度の不均一性に起因する画像の歪みの様子を位置決め画像に重畳して表示することにより、オペレータは、容易かつ確実に、歪みの大きな領域を避けて撮像位置を設定できる。もしくは、オペレータは、表示画像を確認しながら画像化パラメータを変更することにより、撮像したい位置が歪みの小さな領域となるような画像化パラメータを見つけ出すことができる。

（ＲＦ磁場の不均一性に起因する画像劣化の様子の表示）
図１３はＭＲＩ装置１００の据え付け時にキャリブレーションのためにファントムを撮像して得られた画像の一例を示す図である。図１３に示す画像の撮像に当たっては、傾斜磁場の非直線性の補正が実施される。

図１４は図１３に示した画像内のある位置におけるＺ軸方向の輝度分布とこの輝度分布に基づいて求められるＲＦ磁場の強度分布とを表す図である。図１４において、細かな折れ線として示されているものが輝度分布である。この輝度分布の変化のうちの低周波な変化は主としてＲＦ磁場の不均一性に起因する。このため、図１３に示す輝度分布に基づいて求まる、図１３になだらかな曲線として示されているものがＲＦ磁場の強度分布と見なすことができる。そしてこのように求められるＲＦ磁場の強度分布を加味して、記憶部１０ｄに記憶されたＲＦ磁場マップが生成されている。

そして主制御部１０ｇは基本的には上記の傾斜磁場の場合と同様に、ＲＦ磁場マップに対して許容量（デフォルト値またはオペレータ指定値）を閾値とした二値化処理を施してのマスクデータの生成と、このマスクデータを位置決め画像を表すデータに合成することによっての表示用データの生成と、この表示用データに基づく表示部１０ｅでの表示とが行われる。

しかしながら、ＲＦ磁場マップは、上記のように傾斜磁場強度の非直線性の影響が補正されている。従って図１４のＲＦ磁場マップは、例えば図１２に示すように傾斜磁場の非直線性が補正されていない画像における各位置の静磁場強度の分布を正しく示していない。

図１５は傾斜磁場の非直線性の補正を行わずにファントムを撮像して得られる画像の一例を示す図である。図１６は図１５に示した画像内のある位置におけるＺ軸方向の輝度分布とこの輝度分布に基づいて求められるＲＦ磁場マップとを表す図である。

図１６において破線により示されたなだらかな曲線が図１６に細かな折れ線として示されている輝度分布に基づいて求まるＲＦ磁場の強度分布である。また図１６において実線により示されたなだらかな曲線がＲＦ磁場マップに反映されている強度分布である。このため記憶部１０ｄに記憶されているＲＦ磁場マップは、傾斜磁場の非直線性の補正を行わないＲＦ磁場の強度分布とは相違する。

そこで再構成部１０ｃは、記憶部１０ｄに記憶されたＲＦ磁場マップから傾斜磁場の非直線性の影響を除去した後に、上記の傾斜磁場の場合と同様な二値化処理を行ってマスクデータを生成する。

これにより、位置決め画像およびマスクデータの双方が傾斜磁場の非直線性に起因した歪みを有しているから、位置決め画像にＲＦ磁場強度の不均一性が影響する様子を正しく表した表示用データが得られる。

ところで、ＲＦ磁場の不均一性の影響については、low flip角のＦＥ、ＣＰＭＧ（Carr-Purcell-Meiboom-Gill）条件を活用できるＦＳＥのＴ２強調（Ｔ２Ｗ）、ＦＡＳＥ（fast advanced spin echo）などでは小さく、ＦＡ（flip angle）相当で３〜４割程度の減弱はほぼ許容範囲と考えられる。１８０度パルスにＳＮＲ（signal to noise ratio）が依存するＳＥでも１〜２割程度の変動では信号値としてはほとんど影響を受けない。一方、不均一性の影響を大きく受けるのはＩＲ（inversion recovery）パルスおよび脂肪抑制（FatSat）パルスで、１割の誤差でも脂肪信号などの抑制が不均一となるため、影響が大きい。ＲＦ磁場の分布については、被検体２００によっても変動する。

このため、マスクデータを生成する際に適用する閾値は、上記のような事情を考慮して適切に設定することが望ましい。そこで例えば、体重および撮像部位に対応付けて閾値を記述したデータベースを記憶部１０ｄに記憶させておき、主制御部１０ｇが被検体２００の体重や撮像部位に応じた適切な閾値を自動的に適用すると便利である。あるいは、上記のデータベースに記憶する閾値候補の範囲を記述しておき、この範囲内の任意の閾値をオペレータに選択させてそれを適用しても良い。

具体的には、頭部撮像については、磁場中心における撮像が可能で、かつ撮像領域が狭いが、Ｚ方向の均一性に分布を生じるため、Ｚ方向の脂肪抑制パルス等の有効範囲を示すことが有用である(この狭い領域では、歪み補正の有無はほとんど影響を持たない)。

あるいは、腹部撮像等の大領域撮像の場合には、Ｚ方向のＲＦ磁場の強度分布の不均一性が問題となってくる。すなわち、Ｚ＝２００ｍｍのオフセンタでは、被検体２００の体格にも依存し、ＲＦ磁場の不均一性が無視できない量になる。すなわち、３割程度の振幅減衰であり、ＦＥおよびＦＳＥでも信号低下の影響を受ける。さらに脂肪抑制パルスやＩＲパルスについては、相当の影響を受ける範囲となるので、抑制ムラ等が撮像断面で分かりやすいコロナル断面で考えてみる。すなわち、撮像シーケンスや撮像条件（ＩＲパルスを使うか、脂肪抑制パルスを使うか）に応じて、感度ムラや抑制ムラが起きない範囲をコロナル断面のプラン上に表現する。脂肪抑制パルスが用いられる場合、均一な脂肪抑制が得られる領域をたとえば不均一性１０％以下の領域として表示する。もしくはＩＲパルスが均一に付加される領域を同様の不均一性２０％以下の領域として傾斜磁場線形性と同様、輝度を変えて表示するなどが可能である。

ＦＥ，ＦＳＥなどの場合は、４０％以下の不均一領域であれば一応の画像化が可能なので、その領域範囲を表示する。

このようにしてＲＦ磁場強度の不均一性に起因する輝度むらの様子を位置決め画像に重畳して表示することにより、オペレータは、容易かつ確実に、輝度むらの大きな領域を避けて撮像位置を設定できる。もしくは、オペレータは、表示画像を確認しながら画像化パラメータを変更することにより、撮像したい位置が輝度むらの小さな領域となるような画像化パラメータを見つけ出すことができる。

（第２の実施形態）
次にＭＲＩ装置１００の第２の実施形態における動作について説明する。

図１７は第２の実施形態における主制御部１０ｇの処理手順を示すフローチャートである。なお、図５と同一の処理を行うステップには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

ステップＳａ１において位置決め画像を撮像したのちに主制御部１０ｇは、ステップＳｂ１に移行する。ステップＳｂ１において主制御部１０ｇは、医用診断用の画像を撮像するのに不適な領域（以下、不適領域と称する）を判定する。不適領域は例えば、第１の実施形態におけるマスクデータにおいて閾値以下の領域として判定することができる。

ステップＳｂ２において主制御部１０ｇは、ステップＳａ１で得られた位置決め画像を、第１の実施形態において行ったような処理を行うことなしに表示部１０ｅに表示させる。そして、この位置決め画像上にて医用診断用の画像を撮像する領域の指定をオペレータに行わせる。そこでこの指示に応じて主制御部１０ｇは、ステップＳａ４において撮像領域を設定する。このときオペレータは、傾斜磁場の非直線性、静磁場強度の不均一性、あるいはＲＦ磁場の不均一性に起因する画像劣化の様子のいずれも確認しないままで撮像領域の指定を行うこととなる。このため、不適領域を含むように撮像領域が設定されることがあり得る。

そこでステップＳｂ３において主制御部１０ｇは、ステップＳａ４で設定した撮像領域が不適領域を含むか否かを確認する。そして撮像領域が不適領域を含むならば、主制御部１０ｇはステップＳｂ３からステップＳｂ４へ進む。

ステップＳｂ４において主制御部１０ｇは、撮像領域が不適領域を含むことをオペレータに通報するための警告表示を表示部１０ｅに行わせる。この警告表示の内容は任意であって良いが、例えば次のいずれかとすることが考えられる。

(1) 単に撮像領域が不適領域を含むことをオペレータに通報する。

(2) 撮像領域のうちのどの部分が不適領域と重複するかをオペレータに通報する。

(3) 撮像領域のうちの不適領域と重複しない領域をまず撮像し、撮像領域のうちの不適領域と重複する領域を条件を変更した上で別途に撮像するようにオペレータに提案する。

ステップＳｂ５において主制御部１０ｇは、撮像領域の変更をオペレータが要求しているか否かを確認する。そして撮像領域の変更が要求されたならば、主制御部１０ｇはステップＳｂ５からステップＳｂ６へ進む。

ステップＳｂ６において主制御部１０ｇは、撮像領域を変更設定する。この撮像領域の変更設定は、オペレータによる指示に応じて行っても良いし、不適領域を除外するように主制御部１０ｇが自動的に行っても良い。そして撮像領域を変更設定し終えたならば、主制御部１０ｇはステップＳｂ３以降の処理を繰り返す。

ステップＳｂ３にて撮像領域が不適領域を含まないことを確認した場合、あるいはステップＳｂ５にて撮像領域の変更をオペレータが要求しないことを確認した場合、主制御部１０ｇはステップＳａ５へ進む。そしてステップＳａ５において主制御部１０ｇは、その時点で設定されていた撮像領域を対象として本撮像を行うように各部を制御する。

かくして本実施形態によれば、オペレータは傾斜磁場の非直線性、静磁場強度の不均一性、あるいはＲＦ磁場の不均一性に起因する画像劣化の様子を何ら意識することなく撮像領域の指定を行うことができる。そして、この指定に応じて設定される撮像領域が許容量を越える画像劣化が生じる恐れのある領域を含んでしまった場合には、そのことを警告表示によってオペレータに認識させることができる。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

(1) 再構成部１０ｃは、静磁場強度やＲＦ磁場の不均一性に起因する画像劣化範囲を表すマスクデータを生成する際に適用する閾値として、オペレータにより任意に指定された値を適用しても良い。具体的には再構成部１０ｃは、ＭＲＩ装置１００の精度保証範囲を指定するため許容される歪み量や信号低下量を予め設定するパラメータを入力し、このパラメータに応じた閾値を設定することが考えられる。また静磁場強度やＲＦ磁場の不均一性に起因する画像劣化範囲を表すマスクデータを位置決め画像に合成する際のマスクデータの輝度を、傾斜磁場の非直線性に起因する画像劣化範囲を表すマスクデータの場合と同様に変化させるようにしても良い。具体的には、画像歪みの程度として傾斜磁場による歪みと磁場均一性による歪み（こちらは位相エンコード、周波数エンコード方向の判別を含む）を考慮して、例えば、磁場直線性による歪みについて３ｍｍの位置精度を指定し、位置決め画像上でそれより歪みの大きい部分については、ピクセルの輝度をたとえば５０％に低減させる。これにより、ヘアライン状に境界領域が表示されると同時に、歪みの大きな領域についても情報を得ることができる。

(2) 静磁場不均一性とＲＦ磁場不均一性の重ね合わせとしての画質劣化の表示を行っても良い。

静磁場不均一性とＲＦ磁場不均一性とが影響を及ぼす臨床的な側面として、例えば脂肪抑制が考えられる。脂肪抑制の場合、ＲＦ磁場の均一性について通常のイメージングの信号低下量としてよりも高い精度が求められる。例えば、不均一性１０％以下の信号低下領域ではなく、コントラスト不十分領域として位置決め画面上に表示し、その範囲で撮像位置を決められることが望ましい。静磁場不均一性についても、通常のＦＥなどで磁場不均一性によるピクセル内信号打消しに起因する信号低下をきたす範囲よりも、脂肪抑制のムラとして現れる範囲のほうがより高い精度を求められるので、脂肪抑制不十分領域として、同じく位置決め画面上に表示し、その範囲で撮像位置を決められることが望ましい。結局、この２つの領域のＡＮＤの領域として画質劣化範囲を表すと良い。

一方、ＡＳＬ（arterial spin labeling）法のように、ＲＦの均一性に対する要求は厳しいが、読み出し部分のＦＦＥなどについては特に静磁場不均一性の影響を大きく受けない撮像方法については、ＲＦ均一性のみで推奨する撮像領域を表すことができる。

シングルショットＥＰＩ法などではその逆で、ＲＦの均一性に関する要求はあまり厳しくなく、画像歪の点で静磁場の均一性に対する要求が厳しい。

実際の運用としてはこれら両者の均一性の影響がイメージングや脂肪抑制などのプリパルスに及ぼす影響を勘案して撮像領域を図示することが望ましい。また、均一性の影響度合いはＲＦ励起パルスの帯域や、データ収集時間、ＴＥ、スライス厚などでも変化するので、これらのパラメータが更新されるごとに自動的に再計算することが望ましい。再計算の計算コストが高い場合には、Refreshボタンの押下をトリガとして再計算を行っても良い。

(3) 領域としての画質劣化の表示を行っても良い。

位置決め断面としてコロナルとアキシャルの直交断面、あるいはアキシャルの並行断面など複数断面を用い、それぞれに領域表示を行えば大まかに３次元的な均一領域の表示が可能となる。

(4) 静磁場マップに傾斜磁場の非直線性の影響を適用して歪ませたのちの歪み付き静磁場マップを記憶部１０ｄに記憶しておき、この記憶部１０ｄに記憶された静磁場マップに二値化処理を施してマスクデータを生成しても良い。

(5) 記憶部１０ｄには、傾斜磁場の非直線性の影響を適用して歪ませた静磁場マップを記憶させておき、これを二値化処理してマスクデータを生成しても良い。

(6) 記憶部１０ｄには、傾斜磁場の非直線性の影響を除去したＲＦ磁場マップ、あるいは傾斜磁場の非直線性の補正を行わずにファントムを撮像して得られる画像から求められるＲＦ磁場の強度分布を加味して生成したＲＦ磁場マップを記憶させておき、これを二値化処理してマスクデータを生成しても良い。

(7) 静磁場発生手段は、静磁場磁石１の他に、鉄シムや補正コイルなどの補正手段を含んでも良い。

(8) 歪みが許容量以上である領域については、輝度を変化させる他に、表示パラメータ種、表示色、あるいは彩度などを変化させるなどして、歪みが許容量未満である領域と画像を異ならせるようにしても良いし、境界線のみを重畳しても良い。

(9) 歪みが許容量以上である領域についての輝度などの変化を、歪みが許容量未満である領域との境界から離れるに従い変化させることにより、グラデーション表示しても良い。これは歪の度合いの許容値を複数設け、それぞれにｎ１，ｎ２等の割合を適用することで、画像歪の許容度合いを段階的に表示する方法である。つまり、２ｍｍ許容に対して９０％、３ｍｍ許容に対して８０％、５ｍｍ許容に対して７０％、１０ｍｍ許容に対して５０％などとすれば、グラデーションで歪の度合いを表現できる。

(10) 歪みが許容量以上である領域での位置決めを禁止しても良い。

(11) 第１の実施形態における位置決め画像の表示と、第２の実施形態における警告表示との双方を実施しても良い。

(12) 第２の実施例における具体的な不適領域の回避方法としては、寝台の頭尾方向に撮影プロトコル間で移動可能な自由度を活用する。つまり傾斜磁場線形性、静磁場均一性、ＲＦ均一性に優れる中心付近での画像化のために寝台を頭尾方向に適宜移動させて、均一範囲で撮像をおこなっても良い。

これを発展させるといわゆる広領域撮像として一定量の寝台移動と複数プロトコルの撮像を繰り返すことで全身領域での撮像を行うケースがあるが、この際に用いられる複数プロトコルにおいて、許容範囲をそれぞれのプロトコルとして一番厳しいものに全体を合わせることで、順次寝台を移動させては撮像を行う際の寝台移動量を合理的に決めるなどの拡張を考慮してもよい。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図。 傾斜磁場マップの一例を示す図。 静磁場マップの一例を示す図。 ＲＦ磁場マップの一例を示す図。 第１の実施形態における主制御部１０ｇの処理手順を示すフローチャート。 マスクデータの一例を画像として示す図。 表示用データが表す画像の一例を示す図。 表示用データが表す画像の一例を示す図。 図１中の記憶部１０ｄに記憶された静磁場マップの一例を示す図である。 傾斜磁場の非直線性の一例を示す図。 傾斜磁場の非直線性が補正されたのちの画像の一例を示す図。 傾斜磁場の非直線性が補正されていない位置決め画像の一例を示す図。 ＭＲＩ装置の据え付け時にキャリブレーションのためにファントムを撮像して得られた画像の一例を示す図。 図１３に示した画像内のある位置におけるＺ軸方向の輝度分布とこの輝度分布に基づいて定められるＲＦ磁場の強度分布とを表す図。 傾斜磁場の非直線性の補正を行わずにファントムを撮像して得られる画像の一例を示す図。 図１５に示した画像内のある位置におけるＺ軸方向の輝度分布とこの輝度分布に基づいて定められるＲＦ磁場マップとを表す図。 第２の実施形態における主制御部１０ｇの処理手順を示すフローチャート。

符号の説明

１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６…送信ＲＦコイル、７…送信部、８…受信ＲＦコイル、９…受信部、１０…計算機システム、１０ａ…インタフェース部、１０ｂ…データ収集部、１０ｃ…再構成部、１０ｄ…記憶部、１０ｅ…表示部、１０ｆ…入力部、１０ｇ…制御部。

Claims (16)

1. 静磁場を発生する静磁場発生手段と、
   前記静磁場に重畳するための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
   前記傾斜磁場が重畳された前記静磁場中に載置された被検体に対して印加するための高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、
   前記被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて、前記被検体に関する位置決め画像を前記傾斜磁場の非直線性に起因する歪みを補正せずに生成する再構成手段と、
   前記静磁場の強度の空間分布と前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じている歪みとに基づいて、前記位置決め画像に前記静磁場の強度のばらつきに起因して生じる画像劣化の度合いの分布を推定する推定手段と、
   前記度合いの分布を前記位置決め画像上で表した表示用画像を生成する生成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記静磁場の強度の空間分布を表した静磁場マップを記憶する記憶手段をさらに備え、
   前記推定手段は、前記静磁場マップを前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じる歪みに応じて歪ませた歪み付き静磁場マップに基づいて前記度合いの分布を推定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記静磁場の強度の空間分布を表した静磁場マップを前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じる歪みに応じて歪ませた歪み付き静磁場マップを記憶する記憶手段をさらに備え、
   前記推定手段は、前記歪み付き静磁場マップに基づいて前記度合いの分布を推定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記推定手段は、前記歪み付き静磁場マップを二値化処理して前記度合いを二値で表したマスクデータを生成し、
   前記生成手段は、前記位置決め画像に前記マスクデータを合成することにより前記表示用画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記推定手段は、前記歪み付き静磁場マップに示された前記静磁場の強度の空間分布に基づいて、設定された撮像条件でのピクセル歪み量の空間分布を示す歪み量マップを生成し、さらに前記歪み量マップを二値化処理して前記度合いを二値で表したマスクデータを生成し、
   前記生成手段は、前記位置決め画像に前記マスクデータを合成することにより前記表示用画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記推定手段は、前記二値化処理のための閾値をオペレータにより指定された値とすることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記生成手段は、前記位置決め画像の明度および彩度の少なくともいずれか一方を前記劣化度合いの分布に応じて部分的に変化させて前記表示画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記傾斜磁場の非直線性の影響を含んで生成され、前記高周波磁場の強度の分布を表した高周波磁場マップを記憶する記憶手段をさらに備え、
   前記推定手段は、前記高周波磁場マップから前記傾斜磁場の非直線性の影響を除去して前記位置決め画像に前記高周波磁場の強度のばらつきに起因して生じる画像劣化の度合いの分布を推定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記推定手段は、前記傾斜磁場の非直線性の影響を除去したのちの前記高周波磁場マップを二値化処理して前記度合いを二値で表したマスクデータを生成し、
   前記生成手段は、前記位置決め画像に前記マスクデータを合成することにより前記表示用画像を生成することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記推定手段は、前記二値化処理のための閾値をオペレータにより指定された値とすることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記推定手段は、前記二値化処理のための閾値を撮像条件に応じた値とすることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記傾斜磁場の非直線性の影響を含んで生成され、前記高周波磁場の強度の分布を表した高周波磁場マップを記憶する記憶手段をさらに備え、
    前記推定手段は、前記静磁場の強度の空間分布と前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じている歪みとに基づいて、前記位置決め画像に前記静磁場の強度のばらつきに起因して生じる第１の画像劣化の度合いの分布を推定するとともに、前記高周波磁場マップから前記傾斜磁場の非直線性の影響を除去して前記位置決め画像に前記高周波磁場の強度のばらつきに起因して生じる第２の画像劣化の度合いの分布を推定し、
    前記表示手段は、前記第１の画像劣化の度合いの分布および前記第２の画像劣化の度合いの分布を前記位置決め画像上で表した表示用画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記静磁場の強度の空間分布を表した静磁場マップを記憶する手段をさらに備え、
    前記推定手段は、前記静磁場マップを前記傾斜磁場の非直線性に起因して前記位置決め画像に生じる歪みに応じて歪ませた歪み付き静磁場マップを二値化処理して前記第１の画像劣化の度合いを二値で表した第１のマスクデータを生成し、
    前記推定手段は、前記傾斜磁場の非直線性の影響を除去したのちの前記高周波磁場マップを二値化処理して前記第２の画像劣化の度合いを二値で表した第２のマスクデータを生成し、
    前記生成手段は、前記位置決め画像に前記第１および第２のマスクデータを合成することにより前記表示用画像を生成することを特徴とする請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記第１のマスクデータを生成するための二値化処理に使用する第１の閾値と前記第２のマスクデータを生成するための二値化処理に使用する第２の閾値とを独立に設定する設定手段をさらに備えたたことを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 磁場を発生する発生手段と、
    前記発生手段が前記磁場を発生する精度に基づいて前記画像に生じる画質の劣化度合いの分布を推定する推定手段と、
    前記劣化度合いの分布に基づいて、許容量を超える画質の劣化が生じる不適領域を判定する判定手段と、
    被検体についての医用診断用の画像を再構成する対象とする撮像領域をオペレータの指示に応じて設定する設定手段と、
    前記撮像領域が前記不適領域を含む場合に、その旨を前記オペレータに通報する通報手段と、
    前記磁場の中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を前記撮像領域に関して再構成する再構成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 磁場を発生し、
    前記発生手段が前記磁場を発生する精度に基づいて前記画像に生じる画質の劣化度合いの分布を推定し、
    前記劣化度合いの分布に基づいて、許容量を超える画質の劣化が生じる不適領域を判定し、
    被検体についての医用診断用の画像を再構成する対象とする撮像領域をオペレータの指示に応じて設定し、
    前記撮像領域が前記不適領域を含む場合に、その旨を前記オペレータに通報し、
    前記磁場の中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体に関する画像を前記撮像領域に関して再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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