JP6464088B2 - 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

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 Download PDF

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Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号と呼ぶ)を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング(以下、MRIと呼ぶ)装置に関し、特に、k空間を放射状にサンプリングするラディアルシーケンスを用いた撮像技術に関する。
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次元的に画像化する装置である。撮影においては、被検体を静磁場(分極磁場B0)内に配置した上で、特定の領域を選択励起するためにスライス選択傾斜磁場パルスと共に高周波磁場パルスを印加し、その後、励起範囲内に読み出し傾斜磁場パルスを印加して位相または周波数のエンコードを行う。
読み出し傾斜磁場パルスは、任意の方向に傾斜した磁場を発生させ、静磁場空間内に磁場の強度勾配を生成する。原子核スピンは、傾斜した磁場の強度と磁気回転比に応じた周波数で歳差運動を行っているため、読み出し傾斜磁場パルスを印加した状態でNMR信号(エコー信号)を計測し、フーリエ変換に代表される周波数解析を行うことでエコー信号を周波数すなわち位置毎の成分に分解することができる。MRI装置においては、異なる位相または周波数のエンコードがなされたエコー信号群を計測空間(一般的に「k空間」と呼ばれる空間であり、以下k空間と呼ぶ)に配置し、2次元又は3次元フーリエ変換することで画像に再構成する。
エコー信号の配置手法として、k空間の原点を中心として回転角を変えながら放射状に配置するラディアルサンプリング法がある。ラディアルサンプリング法において、角度毎のエコー信号をサンプリングして得た計測データ群は、ブレード(Blade)と呼ばれる。ラディアルサンプリング法では、角度毎のBlade同士が重なり合ってk空間に配置されるため、Blade間の位置関係が不適切であると、アーチファクトが生じたり輝度ムラが生じたりし、画質が劣化する。不適切な位置関係は、様々な要因によりエコー信号がパルスシーケンスで指定したk空間上の位置からシフトすることにより発生する。
Blade間の位置関係の誤りを補正する技術として、各Bladeのエコー信号をフーリエ変換したデータの位相分布からk空間上におけるエコー信号のシフト量を算出し、それを、エコー信号のk空間配置処理に反映させる技術がある(例えば、特許文献1参照)。また、位相エンコード方向におけるエコー信号のピーク位置の時間的変化から、位相エンコード方向のシフト量を算出し、パルスシーケンスの補正に用いる技術もある。
国際公開第2007/013423号
受信するエコー信号には、全Bladeに共通のシフト(以後、静的誤差と呼ぶ)と、個々のBlade毎に異なるシフト(以後、動的誤差と呼ぶ)との2つの成分が含まれる。静的誤差は全Bladeに対してk空間上で同じシフト量を与え、一方、動的誤差は、各Bladeの周波数エンコード方向にそれぞれシフト量を与える。従って、Blade間の位置関係を不適切にするシフトは、動的誤差によるものである。
しかしながら、特許文献1で示される手法では、シフト量を算出する際、動的誤差と静的誤差とを区別していない。このため、静的誤差によるシフトの方向が周波数エンコード方向と一致しているBladeでは静的誤差も補正され、静的誤差によるシフトの方向が周波数エンコード方向と一致していないBladeでは静的誤差は補正されない。従って、Blade間の位置関係を正しく補正できない。特に、静的誤差が支配的な、静磁場均一度の低い領域で撮像を行う場合や、局所的な感度分布をもつ受信RFコイルを用いて計測を行う場合に、Blade間の位置関係が適切に補正されず、アーチファクトが現れやすい。
また、特許文献1に示される手法は、エコー信号が単一のピークを持った形状である必要がある。静磁場不均一の影響を受けやすいグラディエントエコーシーケンスや局所的な感度分布をもつ受信RFコイルを用いて計測した場合、エコーの形状は単一のピークを持たなくなる場合が多く、そのような場合にはこの手法は適用できない。
さらに、エコー信号のピーク位置の時間的変化を用いる手法では、エコー信号の形状が時間と共に変化しないことが前提である。しかしながら、静磁場不均一の影響を受けやすいグラディエントエコーシーケンスなどの場合には、時間と共にエコー信号の形状は変化するため、この手法は適用できない。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ラディアルサンプリング法で計測する場合であっても、高品質の画像を得る技術を提供することを目的とする。
本発明では、前計測を実施し、エコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、個々のBlade毎のシフト量を算出し、再構成処理に反映させる。前計測は、画像取得シーケンスに用いる読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状で、極性のみ正負変えた読み出し傾斜磁場パルスを印加して、それぞれエコー信号を取得する。シフト量は、両エコー信号をフーリエ変換し位相差分を取ることで得られるデータ列の傾きの変化量から算出し、MRI装置のX軸、Y軸、Z軸それぞれについて得る。
ラディアルサンプリング法で計測する場合であっても、高品質の画像を得ることができる。
第一の実施形態のMRI装置のブロック図 (a)は、ラディアルスキャンのk空間軌跡の模式図(b)は、ハイブリッドラディアルスキャンのk空間軌跡の模式図 (a)は、ブレード間の位置関係が適切な場合のk空間のデータ配置を、(b)は、ブレード間の位置関係が不適切な場合のk空間のデータ配置を、それぞれ説明するための説明図 第一の実施形態の制御処理系の機能ブロックと記憶装置内に格納されるデータを説明するための説明図 第一の実施形態の誤差計測処理のフローチャート (a)および(b)は、第一の実施形態の誤差計測シーケンスのパルスパターンを説明するための説明図 第一の実施形態のシフト量算出処理のフローチャート 第一の実施形態のk空間座標算出処理のフローチャート 第一の実施形態の計測処理のフローチャート 第一の実施形態の効果を説明するための説明図であり、(a)は、従来の手法による画像を、(b)は、第一の実施形態の手法による画像を説明するための説明図 第一の実施形態の効果を説明するための説明図であり、(a)は、従来の手法による画像を、(b)は、第一の実施形態の手法による画像を説明するための説明図 (a)は、第二の実施形態の画像取得シーケンスに用いるパルスパターンを、(b)は、誤差計測に用いるパルスパターンをそれぞれ説明するための説明図
<<第一の実施形態>>
以下、添付図面を用いて本発明の実施形態を説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、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。
<装置構成>
最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施形態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、図1に示すように、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130と、高周波磁場発生系(以下、送信系)150と、高周波磁場検出系(以下、受信系)160と、制御処理系170と、シーケンサ140と、を備える。
静磁場発生系120は、垂直磁場方式であれば、被検体101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、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体101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を備える。
傾斜磁場発生系130は、MRI装置100の座標系(装置座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル131と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源132とを備え、後述のシーケンサ140からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル131の傾斜磁場電源132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を印加して被検体101に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、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と周波数エンコード方向傾斜磁場パルスとを印加して、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150は、被検体101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101に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」と呼ぶ。)を照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。高周波発振器152はRFパルスを生成し、出力する。
変調器153は、出力されたRFパルスをシーケンサ140からの指令によるタイミングで振幅変調し、高周波増幅器154は、この振幅変調されたRFパルスを増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151に供給する。送信コイル151は供給されたRFパルスを被検体101に照射する。
受信系160は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号(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)161と信号増幅器162と直交位相検波器163と、A/D変換器164とを備える。受信コイル161は、被検体101に近接して配置され、送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のNMR信号を検出する。検出されたNMR信号は、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163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164でディジタル量に変換されて、制御処理系170に送られる。本実施形態では、複数チャンネルを有する受信コイル161を用いる場合を例にあげて説明する。
シーケンサ140は、制御処理系170からの指示に従って、RFパルスと傾斜磁場パルスとを印加する。具体的には、制御処理系170からの指示に従って、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系150、傾斜磁場発生系130、および受信系160に送信する。
制御処理系170は、MRI装置100全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と記憶装置172と表示装置173と入力装置174とを備える。記憶装置172は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置173は、CRT、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置174は、MRI装置100の各種制御情報や制御処理系170で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置174は、表示装置173に近接して配置される。操作者は、表示装置173を見ながら入力装置174を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理に必要な指示、データを入力する。
CPU171は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置172に予め保持されるプログラムを実行することにより、MRI装置100の動作の制御、各種データ処理等の制御処理系170の各処理を実現する。上述のシーケンサ140に対する指示は、予め記憶装置172に保持されるパルスシーケンスに従ってなされる。また、受信系160からのデータが制御処理系170に入力されると、CPU171は、信号処理、画像再構成処理等を実行し、その結果である被検体101の断層像を表示装置173に表示するとともに、記憶装置172に記憶する。
送信コイル151と傾斜磁場コイル131とは、被検体101が挿入される静磁場発生系120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。
現在、MRI装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。MRI装置100では、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、二次元もしくは三次元的に撮像する。
<ラディアルサンプリング法>
本実施形態では、画像を得るための計測として、非直交系サンプリング法の中のラディアルサンプリング法を用いる。ラディアルサンプリング法では、エコー信号をk空間の原点を中心として回転角を変えながら放射状に配置する。エコー信号をサンプリングして得た計測データ群をブレード(Blade)と呼ぶ。
ラディアルサンプリング法には、(1)位相エンコードを付加しない1つのエコー信号をBladeとして配置するものと、(2)位相エンコードを付加したエコー信号群をBladeとして配置するものの2種類がある。ここでは、両者を区別する場合には(1)をラディアルスキャン、(2)をハイブリッドラディアルスキャンと呼ぶ。両者を包括して述べる場合にはラディアルサンプリング法と呼ぶ。
ラディアルスキャンとハイブリッドラディアルスキャンのk空間軌跡の模式図を図2(a)および図2(b)に示す。図2(a)は、ラディアルスキャンによるk空間の軌跡611であり、図2(b)は、ハイブリッドラディアルスキャンによるk空間の軌跡612である。これらラディアルサンプリング法は、被検体101が動いた場合に生じるアーチファクトを抑制する目的で用いられる。
ラディアルサンプリング法では、上述のように、異なる角度のBlade同士が重なり合ってk空間に配置される。エコー信号のピーク位置が、原点からずれ、Blade間の位置関係が不適切となると、アーチファクトが生じたり輝度ムラが生じたりして画質が劣化する。
図3(a)はBlade630間の位置関係が適切である場合のk空間のデータ配置621を、図3(b)はBlade630間の位置関係が不適切である場合のk空間のデータ配置622を模式的に表した図である。図中の黒点はラディアルサンプリング法によるサンプリング点を表す。
<位置関係不整合発生の要因>
Blade630の位置ずれは、エコー信号のピーク位置が、原点からずれる(シフトする)ことにより発生する。このピーク位置のシフトの発生要因には、読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差、静磁場不均一、受信コイル161の感度分布がある。
読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差は、渦電流や傾斜磁場発生系の応答の不完全さにより生じる。読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差が生じると、取得されるエコー信号は周波数エンコード方向にシフトする。ラディアルサンプリング法では、Blade毎にX、Y、Zの3軸の傾斜磁場発生系の出力比率が異なることからBlade毎に周波数エンコード方向のシフト量が異なる。従って、読み出し傾斜磁場の印加面積誤差によるシフトは、動的誤差であり、Blade間の位置関係の不整合の要因となる。
静磁場不均一は、静磁場発生系の形状や静磁場発生系内に配置される被検体101の形状などに依存して生じる。静磁場不均一もまた、k空間上でエコー信号をシフトさせる。
静磁場不均一は傾斜磁場には無関係であるため、静磁場不均一によるエコー信号のシフト量および方向は、全Bladeで共通である。従って、静磁場不均一によるシフトは、静的誤差であり、この誤差により、Blade間の位置関係に不整合は生じない。
受信コイル161の感度分布は、受信コイル161の形状によって決まり、コイル径が小さいほど急峻な感度分布を持つ。一般的には、受信コイル161からの距離に応じて受信される信号の位相が変化する。その結果、これもまたk空間上におけるエコー信号のシフトとして現れる。受信コイル161によるエコー信号のシフト量および方向も、全Bladeで共通である。従って、受信コイル161の感度分布によるシフトは、静的誤差であり、この誤差により、Blade間の位置関係に不整合は生じない。
動的誤差と静的誤差を区別せずに処理した場合、静的誤差によるシフトの方向が周波数エンコード方向と一致しているBladeでは静的誤差も補正され、静的誤差によるシフトの方向が周波数エンコード方向と一致していないBladeでは静的誤差は補正されないことになる。静的誤差は全Bladeに対してk空間上で同じシフト量を与える。それにも関わらずBlade毎に静的誤差の補正の程度が変わることになるため、Blade間の位置関係を正しく補正できない。
本実施形態は、Blade間の位置関係に不整合を生じさせるシフト成分、すなわち動的誤差のみ補正し、以下の3つのケース：1)動的誤差と静的誤差が混在している場合、2)局所的な感度分布を持つ受信コイル161を用いて撮像を行う場合、および、3)グラディエントエコーシーケンスのように静磁場不均一の影響を受けやすいパルスシーケンスを用いた場合、のいずれにおいてもラディアルスキャン法により良好な画像を得ることが可能なMRI装置を提供することを目的とする。
<制御処理系の機能構成>
これを実現するため、本実施形態の制御処理系170は、図4に示すように、誤差計測処理を行う誤差計測部201と、シフト量算出処理を行うシフト量算出部202と、k空間座標算出処理を行うk空間座標算出部203と、ラディアルスキャン再構成処理を行う再構成部204と、画像取得シーケンスを実行し、画像を再構成するためのエコー信号群を取得する画像計測部205と、を備える。
制御処理系170のこれらの各部の機能は、記憶装置172に予め記憶されたプログラムを、CPU171が、メモリにロードして実行することにより実現する。
各処理に用いるデータ、処理の途中で発生するデータ、処理後に発生するデータは、記憶装置172に格納される。
画像計測部205は、診断に用いる画像を取得するための計測(以後、画像取得シーケンスと呼ぶ。)を行う。本実施形態では、ラディアルサンプリング法のパルスシーケンスに従って、各部を制御し、エコー信号(画像用エコー群215)を収集し、k空間に配置する。各部の制御には、読み出し傾斜磁場パルスの印加も含む。本実施形態では、Blade毎に、MRI装置100に固有の装置座標系の、X、Y、Zの3軸方向の傾斜磁場発生系の出力比率を調整し、読み出し傾斜磁場パルスを生成する。
具体的には、1以上の平行直線状走査軌跡を有するBladeをk空間内の所定の基準点(例えば、原点)の周りに異なる角度で回転させて得られる複数の走査軌跡に沿ってエコー信号が配置されるよう読み出し傾斜磁場パルスの印加を制御し、画像取得シーケンスを実行する。そして、配置されたエコー信号をサンプリングし、計測データの、非直交座標系の座標を得る。
再構成部204は、公知のラディアルスキャン再構成処理により、画像取得シーケンスで得た計測データから画像を再構成する。すなわち、グリッディングすることにより計測データを直交座標系k空間に再配置し、再配置後のデータを用い、画像を再構成する。本実施形態では、グリッディングの際、後述の補正k空間座標214を用いる。
誤差計測部201は、静的誤差および動的誤差を算出するためのデータ(誤差計測エコー群212)を取得するための計測(誤差計測)を行う(誤差計測処理)。誤差計測は、画像取得シーケンスに用いる読み出し傾斜磁場パルスの波形である読み出し傾斜磁場波形211を用いて行う。また、誤差計測処理は、画像取得シーケンスの制御とは別に、画像取得シーケンスに先立ち行う。本処理の詳細は、後述する。
シフト量算出部202は、誤差計測エコー群212から、エコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、Blade毎のシフト量を算出する。ここでは、エコー信号のシフト量の中の、動的誤差、すなわち、Blade毎に異なるシフト量成分(以下、単にシフト量とも呼ぶ)を算出する。本実施形態のシフト量算出部202では、シフト量算出処理として、このシフト量を、X軸、Y軸およびZ軸それぞれについて算出する(X、Y、Z軸シフト量213)。算出するシフト量は、読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差に起因して発生するものとする。また、算出は、誤差計測処理の結果として得られた誤差計測エコー群212を用いて行う。本処理の詳細は、後述する。
k空間座標算出部203は、シフト量算出部202が算出したX、Y、Z軸シフト量213を反映し、本撮影の計測データの非直交系k空間における座標を補正し、補正k空間座標214を算出する(k空間座標算出処理)。ここでは、X、Y、Z軸シフト量213から、Blade毎の、周波数エンコード方向のシフト量を算出し、画像取得シーケンスで得た、対応するBladeの計測データのk空間座標に、算出したシフト量を加算し、補正k空間座標214を得る。本処理の詳細は、後述する。
誤差計測部201、シフト量算出部202、k空間座標算出部203は、本実施形態の特徴的な構成である。以下、これらの各部による処理について詳説する。
<誤差計測処理>
まず、誤差計測部201による誤差計測処理について、図5に示すフローチャートを用いて処理の流れとともに詳細を説明する。本処理は、ユーザによる指示に応じて開始する。
まず、画像取得シーケンスで用いる読み出し傾斜磁場波形211を記憶装置172から取得する(処理S1110)。
次に、誤差計測用のエコー信号を取得するためのシーケンス(誤差計測シーケンス)に従って、シーケンサ140に指示を出し、誤差計測を実行する(処理S1120)。本実施形態では、誤差計測として、画像取得シーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを、所定の軸方向に正極性で印加して正極性エコー信号を得る正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス、および、同パルスを同軸方向に負極性で印加して負極性エコー信号を得る負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスを、印加軸をX軸、Y軸、Z軸と変えて実行する。スライス選択傾斜磁場パルスは読み出し傾斜磁場パルスの印加軸とは異なる軸に印加し、そのスライス選択傾斜磁場パルスの極性は読み出し傾斜磁場パルスの極性に依らず一定とする。また、誤差計測シーケンスは、予め記憶装置172に格納される。
なお、誤差計測シーケンスにおいて、読み出し傾斜磁場パルスの印加回数および印加タイミングは、画像取得シーケンスのそれに合わせる。例えば、画像取得シーケンスがマルチエコー計測である場合、誤差計測シーケンスの正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスおよび負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスも、それぞれ、マルチエコー数を同数とするマルチエコー計測とする。そして、マルチエコー数分のTEの異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号の組を得る。また、受信コイル161がマルチチャンネルの場合、チャンネル毎に、正極性エコー信号および負極性エコー信号を得る。
ここで実行される誤差計測シーケンスのパルスパターンの一例を図6(a)および図6(b)に示す。図6(a)は、正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310の例であり、図6(b)は、負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320の例である。ここでは、スピンエコーシーケンスで、マルチエコー数2のマルチエコー計測で、読み出し傾斜磁場パルスをX軸方向に印加する場合のパルスパターンを例示する。図中、簡単のためクラッシャーパルス等は省略する。
まず、RFパルス301とともに、読み出し傾斜磁場パルスの印加軸とは異なる軸(ここではZ軸)にスライス選択傾斜磁場パルス303を印加する。そして、RFパルス302をスライス選択傾斜磁場パルス303とともに印加する。ここで、RFパルス301は、90度パルスであり、RFパルス302は、180度パルスであり、スライス選択傾斜磁場パルス303の形状は、画像取得シーケンスのそれと同じとする。
その後、正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310では、正極性で読み出し傾斜磁場パルス304-1および304-2をそれぞれ印加しながら、正極性エコー信号305-1および305-2を取得する。一方、負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320では、逆極性(負極性)で読み出し傾斜磁場パルス314-1および314-2をそれぞれ印加しながら、負極性エコー信号315-1および315-2を取得する。なお、以下、特に区別する必要がない場合は、それぞれ、読み出し傾斜磁場パルス304(304-1、304-2)、正極性エコー信号305(305-1、305-2)、読み出し傾斜磁場パルス314(314-1、314-2)、負極性エコー信号315(315-1、315-2)で代表する。
このように、本実施形態の誤差計測シーケンスは、画像取得シーケンスのマルチエコー計測で用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310と、画像取得シーケンスのマルチエコー計測で用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを負極性で印加し、それぞれ負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320と、を備える。
本実施形態の誤差計測部201は、処理S1120の誤差計測処理において、各軸について、正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310および負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320を実行し、それぞれ、正極性エコー信号および負極性エコー信号を取得する。
すなわち、X軸方向に正極性の読み出し傾斜磁場パルス304を印加する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310を実行し(処理S1121)、X軸方向に負極性の読み出し傾斜磁場パルス314を印加する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320を実行し(処理S1122)、Y軸方向に正極性の読み出し傾斜磁場パルス304を印加する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310を実行し(処理S1123)、Y軸方向に負極性の読み出し傾斜磁場パルス314を印加する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320を実行し(処理S1124)、Z軸方向に正極性の読み出し傾斜磁場パルス304を印加する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス310を実行し(処理S1125)、Z軸方向に負極性の読み出し傾斜磁場パルス314を印加する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス320を実行する(処理S1126)。
なお、スライス選択傾斜磁場パルス303は、読み出し傾斜磁場パルス304の印加方向とは異なる軸の方向に印加すればよい。図6(a)および図6(b)では、Z軸方向に印加する場合を例示するが、Y軸方向であってもよい。読み出し傾斜磁場パルス304を、他軸方向に印加する場合も同様に、スライス選択傾斜磁場パルス303は、当該軸以外の軸方向に印加する。
また、図6(a)および図6(b)では、誤差計測シーケンスのベースとするパルスシーケンスをスピンエコーシーケンスとする場合を示したが、グラディエントエコーシーケンスや、高速スピンエコーシーケンスであっても同様である。すなわち、誤差の計測を行う軸に画像取得シーケンスと同じ読み出し傾斜磁場パルスを印加し、その他の軸に画像取得シーケンスと同じスライス選択傾斜磁場パルスを印加すればよい。
そして、誤差計測部201は、処理S1120の誤差計測処理で得られたエコー信号群を誤差計測エコー群212として、記憶装置172に書き込む(処理S1130)。なお、誤差計測エコー群212は、軸毎の、かつ、マルチエコー計測であれば、エコー毎の、かつ、マルチチャンネルであれば、チャンネル毎の、正極のエコー信号および負極のエコー信号から構成される。
<シフト量算出処理>
次に、シフト量算出部202によるシフト量算出処理について、図7に示すフローチャートを用いて説明する。
本実施形態では、正極性エコー信号をフーリエ変換して得た正極性データと、負極性エコー信号をフーリエ変換して得た負極性データとの位相差分から前記シフト量を得る。このとき、この位相差分の1次の傾きに基づき、シフト量を算出する。受信コイル161がマルチチャンネルである場合、チャンネル毎に算出したシフト量を、シフト量候補とし、シフト量候補の算出精度を併せて算出し、最も算出精度の高いチャンネルのシフト量候補を、シフト量とする。なお、マルチエコー計測の場合、複数の、TEの異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号について、TE毎に、シフト量を算出する。
まず、記録された誤差計測エコー群212を、記憶装置172から読み込む(処理S1201)。このとき、誤差計測シーケンスが高速スピンエコーシーケンスであって、ゼロ位相エンコード以外のエコー信号がある場合は、それらのエコー信号は削除してもよい。
次に、読み込んだ、全ての誤差計測エコー群212を、周波数エンコード方向(読み出しエンコード方向)にフーリエ変換する(処理S1202)。
次に、繰り返しループS1203においては、繰り返しループS1204の処理を、X、Y、Zの各軸で繰り返す。また、繰り返しループS1204においては、繰り返しループS1205の処理、処理S1209、および、処理S1210を、マルチエコーのエコー毎に繰り返し行う。また、繰り返しループS1205では、処理S1206から処理S1208の処理を、受信チャンネル数回繰り返し行う。
そして、処理S1202でフーリエ変換されたエコー信号の内、現在処理対象としている軸の正極性エコー信号から得た正極データと負極性エコー信号から得た負極データとを抽出し、両者の位相差分(複素の位相差分データ)を計算する(処理S1206)。
正極データをΔD+(i)、負極データをΔD-(i)としたとき、複素の位相差分データΔD(i)は、以下の式(1)を用いて算出される。
Figure 0006464088
スカラ値の位相差分データの位相ΔΦ(i)は、以下の式(2)で求まる。
Figure 0006464088
ここで、ΔDR(i)とΔDI(i)は、それぞれ、複素の位相差分データΔD(i)の実部と虚部とを表す。
正極性エコー信号と負極性エコー信号とから得たデータ間の位相差分をとる理由は以下の通りである。読み出し傾斜磁場パルスの面積誤差による位相エラー成分をΔPR(i)、傾斜磁場パルスのオフセットによる位相エラー成分をΔPB0(i)、受信コイル161の位相分布による位相エラー成分をΔPC(i)とすると、正極性の読み出し傾斜磁場パルスを印加して計測したエコー信号の、画像空間における位相プロファイルΦ+(i)、および、負極性の読み出し傾斜磁場パルスを印加して計測したエコー信号の、同位相プロファイルΦ-(i)は、以下の式(3)で表される。
Figure 0006464088
ここで、iは計測したエコー信号を周波数エンコード方向にフーリエ変換した後の画像空間におけるデータ点番号である。
なお、式(3)におけるΔPR(i)、ΔPB0(i)は、マルチエコーのエコー毎に異なる値を持つ。また、式(3)におけるΔPB0(i)は、計測軸の方向によって影響が異なるため軸毎に異なる値を持つ。また、式(3)におけるΔPC(i)は、受信コイル161のチャンネル毎に異なる値を持つ。そのため、Φ+(i)、Φ-(i)は、マルチエコーのエコー毎、軸毎、および、受信チャンネル毎に異なる値を持つ。
式(3)の2つの式を差分すると、動的誤差である、読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差による位相エラー成分ΔPR(i)だけを抽出することができる。ΔPR(i)は、以下の式(4)で表される。
Figure 0006464088
従って、このΔPR(i)を使って各Bladeのk空間上における位置を補正すると、Blade間の位置関係に不整合が生じなくなる。なお、ΔPB0(i)およびΔPC(i)の位相エラー成分は、静的誤差であり、全Bladeで共通のため、補正しなくともBlade間の位置関係に不整合は生じない。
次に、ΔPR(i)の1次の傾きを求めるため、位相差分結果に対して1次直線のあてはめを行う(処理S1207)。これは、画像空間における位相の傾きが、k空間におけるエコー信号のシフト量に対応するためである。あてはめ処理には、最小二乗法を用いる。すなわち、あてはめる1次直線を、以下の式(5)とし、当該式の1次係数a1と0次係数a0を、以下の式(6)から算出する。
Figure 0006464088
ここで、Nは位相差分データのデータ点数である。
尚、1次直線のあてはめおいて、ノイズ領域を無視するために絶対値情報を利用して有効なデータ範囲を定めてもよい。また、修正トンプソン法などを用いてノイズの影響を低減してもよい。
次に、処理S1207においてあてはめた1次直線のあてはめ精度を、受信コイル161のチャンネル毎に算出する(処理S1208)。
受信コイル161のチャンネル毎の1次直線のあてはめ精度R(ch)は、以下の式(7)および式(8)により算出する。
Figure 0006464088
ここで、chは受信コイル161のチャンネル番号を表す。
処理S1208までを終え、繰り返しループS1205を抜けた後、k空間におけるシフト量を設定する(処理S1209)。シフト量の設定では、処理S1207において算出した1次係数a1の中から、処理S1208において算出した1次直線のあてはめ精度R(ch)が最も高いチャンネル番号の1次係数a1を選び取り、これを式(9)に従いk空間におけるシフト量dに換算する。
Figure 0006464088
そして、処理S1209においてシフト量として設定した値を、軸毎、マルチエコーのエコー毎に区別して記憶装置172に記録する(処理S1210)。
<k空間座標算出処理>
次に、k空間座標算出部203によるk空間座標算出処理について図8に示すフローチャートを用いて説明する。上述のように、k空間座標算出部203は、シフト量算出部202が算出したX、Y、Z軸シフト量213を反映し、本撮影の計測データの非直交系k空間における補正k空間座標214を算出する。補正k空間座標214は、X、Y、Z軸シフト量213を、Blade毎の周波数エンコード方向のシフト量および位相エンコード方向のシフト量に変換し、それを、画像取得シーケンスで得る計測データのk空間座標に加算することにより得る。マルチエコー計測の場合、エコー毎に、補正k空間座標214を算出する。
まず、処理S1301において、シフト量算出部202が、シフト量算出処理において記録したX、Y、Z軸それぞれの、マルチエコーのエコー毎のX、Y、Z軸シフト量213を読み出す(ステップS1301)。
次に繰り返しループS1302では、繰り返しループS1303内の処理を、マルチエコーのエコー毎に繰り返す。そして、繰り返しループS1303では、処理S1304および処理S1305の処理を、Blade毎に実施する。
X、Y、Z軸各軸方向のシフト量を、各Bladeにおける周波数エンコード方向のシフト量dfおよび位相エンコード方向のシフト量dpに変換する(処理S1304)。シフト量df、dpは、以下の式(10)によって算出する。
Figure 0006464088
ここでROMは、計測座標系(スライス、位相、周波数エンコード方向)を、装置座標系(X、Y、Z軸)に変換するオブリークマトリクスである。ここでは、式(9)を用いて装置座標系の各軸で算出したシフト量dx、dy、dzを計測座標系に変換するために、オブリークマトリクスの逆行列を掛け合わせる。尚、オブリークマトリクスは回転行列であるため、その逆行列は転置行列に等しい。また、blはBlade番号、θ(bl)はbl番目のBladeの角度である。
次に、算出した各Bladeのシフト量df、dpを用いて、当該Bladeの補正k空間座標214を算出する(処理S1305)。このとき、補正k空間座標(F、P)は、下記式(11)、(12)に従う。
Figure 0006464088
ここで、式(11)および式(12)で使われる各記号の意味は、以下の通りである。
n：Blade内 周波数エンコード方向座標値［データ点番号］
e：Blade内 位相エンコード方向座標値［データ点番号］
bl：Blade番号［-］
DataPoints：エコー信号のデータ点数［データ点番号］
p：位相エンコード番号
θ(bl)：bl番目のBlade角度［rad］
df(θ(bl))：bl番目のBladeの、計測座標系における周波数エンコード方向のシフト量［pixels］
dp(θ(bl))：bl番目のBladeの、計測座標系における位相エンコード方向のシフト量［pixels］
最後に、処理S1306において、算出したエコー毎、Blade毎の補正k空間座標を記憶装置172に記録する。
<計測処理の流れ>
最後に、本実施形態の制御処理系170の各装置による、本実施形態の計測処理の流れを図9に示す。
誤差計測部201は、読み出し傾斜磁場波形211を読み出し、画像取得シーケンスで用いる読み出し傾斜磁場パルスとパルス波形を同じとする傾斜磁場パルスを、正極性で印加して正極性エコー信号を得るとともに、前記傾斜磁場パルスを、負極性で印加して負極性エコー信号を得る、誤差計測処理を行う(ステップS1001)。これらの正極性エコー信号および負極性エコー信号は、X軸、Y軸、Z軸、それぞれについて取得し、誤差計測エコー群212として記憶装置172に保持される。
シフト量算出部202は、誤差計測エコー群212として保持される正極性エコー信号および負極性エコー信号を用い、エコー信号のシフト量の中の、ブレード毎に異なるシフト量を、X，Y，Z軸シフト量213として算出する(ステップS1002)。ここでは、X軸、Y軸、Z軸、それぞれについて算出し、X、Y、Z軸シフト量213として記憶装置172に保持される。
k空間座標算出部203は、シフト量を反映し、画像取得シーケンスで計測するエコー信号から得る計測データの補正k空間座標を算出する(ステップS1003)。
画像計測部205は、ラディアルサンプリング法を用い、画像取得シーケンスを実行し(ステップS1004)、計測データを得、k空間に配置する(ステップS1005)。
再構成部204は、k空間座標として、前記補正k空間座標を用い、計測データから画像を再構成する(ステップS1006)。
以下、本実施形態の効果の一例を図10および図11に示す。図10(a)および図10(b)は、スピンエコーシーケンスと局所RF受信コイルを用いて撮像した画像である。図10(a)は、従来の手法により得た画像411である。ここでは、単一極性の読み出し傾斜磁場パルスを印加することにより取得されたエコー信号の位相分布からシフト量を求め、求めたシフト量を反映して再構成処理した。図10(b)は、本実施形態の手法により得た画像412である。図10(a)中に矢印で示すアーチファクトが、同10(b)では低減されていることが分かる。
図11(a)および図11(b)は、静磁場不均一の影響を受けやすいグラディエントエコーシーケンスにより撮像した画像421及び画像422である。図11(a)は、図10(a)と同様の従来の手法により得た画像421である。図11(b)は、本実施形態の手法により得た画像422である。図11(b)は、図11(a)に比べて画像の輝度ムラが低減され、高画質の画像が得られることがわかる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、ラディアルサンプリング法のパルスシーケンスに従って、読み出し傾斜磁場パルスの印加を制御し、画像を再構成するためのエコー信号を計測する画像取得シーケンスを実行して計測データを得る画像計測部205と、前記エコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、ブレード毎のシフト量を算出するシフト量算出部202と、前記算出したシフト量を反映して、前記計測データの非直交座標系k空間における座標を補正し、補正k空間座標を算出するk空間座標算出部203と、前記補正k空間座標に基づき、前記計測データを直交座標系k空間に再配置し、画像を再構成する再構成部204と、を備える。
そして、シフト量算出部202は、前記画像取得シーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを、正極性で印加して得た正極性エコー信号と負極性で印加して得た負極性エコー信号とから前記シフト量を算出してもよい。また、前記シフト量算出部202は、当該磁気共鳴イメージング装置100のX軸、Y軸およびZ軸それぞれについて、前記シフト量を算出し、前記k空間座標算出部203は、前記軸毎のシフト量から、前記ブレード毎の周波数エンコード方向のシフト量を算出し、前記画像取得シーケンスで得た前記計測データのk空間座標に対応する周波数エンコード方向のシフト量を加算することにより、前記補正k空間座標を得てもよい。
また、前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号を得る誤差計測シーケンスを実行する誤差計測部201をさらに備え、前記画像取得シーケンスで用いるパルスシーケンスは、1回の励起パルスの印加後、複数のエコー信号を取得するマルチエコー計測のシーケンスであり、前記誤差計測シーケンスは、前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、前記正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを負極性で印加し、それぞれ前記負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、を備え、前記シフト量算出部202は、エコー時間が同じ前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号の組毎に、それぞれ、前記シフト量を算出してもよい。
このように、本実施形態では、画像取得シーケンスとは別の計測として、MRI装置100のX軸、Y軸、Z軸方向それぞれに対して、画像取得シーケンスと同じ読み出し傾斜磁場パルス形状の読み出し傾斜磁場パルスを、極性を正にして印加して正極性エコー信号を取得するシーケンスおよび極性を負にして印加して負極性エコー信号を取得するシーケンスを実行する。そして、X、Y、Zの各軸について、正極性エコー信号および負極性エコー信号をフーリエ変換した後に位相差分し、その位相差分結果に対して1次直線をあてはめて、k空間上におけるエコー信号の、X，Y，Z軸各軸のシフト量を算出する。算出したX、Y、Zの各軸のシフト量を、画像取得シーケンスの各Bladeの角度に応じて(すなわち、各Bladeで印加する各軸の傾斜磁場強度に応じて)計測平面に展開する(すなわち、Blade毎の周波数エンコード方向のシフト量および位相エンコード方向のシフト量を得る)。そして、計測平面に展開したシフト量を、画像取得シーケンス時に各エコー信号をk空間に配置する際の座標に加算する。これにより、本実施形態では、静的誤差によるシフト量を排除して動的誤差によるシフト量のみを補正する。
ここまで説明したように、単一極性の読み出し傾斜磁場から取得されたエコー信号の位相分布からシフト量を求める特許文献1に示された手法では、静的誤差と動的誤差とを分離することができないため、Blade毎に静的誤差の補正の程度が変わることになり、Blade間の位置関係を正しく補正することができない。これに対して、本実施形態では静的誤差と動的誤差を分離し、動的誤差のみを補正することによりBlade間の位置関係の不整合を無くすことができる。
また、同じく特許文献1に示された手法では、エコー信号が単一のピークを持った形状である必要があるが、本実施形態では読み出し傾斜磁場パルスの極性を変えて得た2つのエコー信号の位相差分からシフト量を求めるため、どのような形状のエコー信号であっても適切にシフト量を算出することができる。従って、静磁場不均一の影響を受けやすいグラディエントエコーシーケンスや局所的な感度分布をもつ受信コイル161を用いて計測した場合であっても、適切なシフト量を算出できる。
また、エコー信号のピーク位置の時間的変化を用いる手法では、エコー信号の形状が時間と共に変化しないという前提が必要となるが、本実施形態では、読み出し傾斜磁場パルスの極性を変えて得た2つのエコー信号の位相差分から静的誤差と動的誤差を分離して求めるため、その前提は必要としない。
以上のことから、本実施形態は、1)動的誤差と静的誤差が混在している場合、2)局所的な感度分布を持つ受信コイル161を用いて撮像を行う場合、および、3)グラディエントエコーシーケンスのように静磁場不均一の影響を受けやすいパルスシーケンスを用いた場合、のいずれにおいても、Bladeの位置関係の誤差を低減し、Bladeを適切にk空間に配置することができ、アーチファクトや輝度ムラの発生を抑制できる。従って、ラディアルスキャン法の良好な画像を得ることができる。
<<第二の実施形態>>
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、マルチエコー計測の場合、全てのエコーについて、シフト量および補正k空間座標を算出しているが、本実施形態では、必要最小限のエコーについてのみ、シフト量および補正k空間座標を算出し、マルチエコー計測における誤差計測の時間を短縮する。
本実施形態では、マルチエコー計測において、k空間上におけるシフト量が略同じとなるエコー信号については、シフト量の算出を1回に限定する。撮像対象のT2値やT2*値を可視化するために行う、エコー数の多いマルチエコー計測において、特に有効である。
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態のMRI装置100と同様の構成を有する。また、撮像処理全体の流れも、第一の実施形態と同様である。ただし、シフト量の算出に用いるエコー数を限定するため、誤差計測部201の構成が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態の誤差計測部201は、誤差計測制御処理において、読み出し傾斜磁場波形211を取得した後、不要なマルチエコー計測部分を削除し、誤差計測シーケンスを生成する。不要なマルチエコー計測部分とは、k空間上におけるシフト量が略同じとなるエコー信号を取得する部分である。
渦電流は、傾斜磁場の印加面積誤差を生じさせ、エコー信号をシフトさせる。例えば、マルチエコー計測において、渦電流の影響が同じであるエコー信号については、k空間上におけるエコー信号のシフト量も同じとなる。従って、本実施形態では、シフト量が同じであるか否かを、渦電流による影響が同じであるか否かにより判別する。この判別は、例えば、残留する渦電流の時定数を用いて行う。
図12(a)に、画像取得シーケンスに用いる、マルチエコー計測のパルスシーケンス510を示す。ここでは、スライス選択傾斜磁場パルス503をZ軸方向に、読み取り傾斜磁場パルス504をX軸方向に印加する場合を例示する。また、渦電流の様子を破線で示す。
渦電流の影響の大きさは、その時定数から判断できる。ここでは、渦電流を、以下の式(13)のように指数関数で表現する。
Figure 0006464088
ここで、EddyCurrent(t)は、渦電流の関数、αは、渦電流の振幅ゲイン、τは、渦電流の時定数である。
例えば、渦電流の振幅が1％以下になれば、その影響を無視できるとして、基準を設けてもよい。振幅が1％以下になるために必要な時間は、時定数τの約5倍の時間である。
このような基準を設ける場合、渦電流の影響が等しくなる最小のエコー番号n(nは1以上の整数)は、以下の式(14)で算出できる。
Figure 0006464088
ここで、Round＿up()は小数点以下を切り上げて整数にする関数、IETはパルスシーケンスのエコー間隔時間である。なお、τは既知の値を使用するものとし、例えばMRI装置が保証する最短の渦電流の時定数を用いてもよい。
図12(a)には、渦電流の時定数がIETの1/5以下、すなわちn＝2の場合を図示する。本例では、エコー番号が2以降のエコー信号は同じ渦電流の影響を受けているとみなすことができる。従って、誤差計測で測定する必要のあるマルチエコー数は2までである。
本実施形態の誤差計測部201は、図12(b)に示すように、パルスシーケンスの、必要なエコー数取得以降のパルスを省略したものを、誤差計測シーケンスの基本シーケンス520とする。そして、誤差計測シーケンスとして、この基本シーケンスの読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加して正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、負極性で印加して負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスとを実行する。
すなわち、本実施形態の誤差計測シーケンスは、画像取得シーケンスのマルチエコー計測で用いられる読み出し傾斜磁場パルスの中で、パルス形状が異なる読み出し傾斜磁場パルスについて、それぞれ、当該読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスで印加した読み出し傾斜磁場パルスをそれぞれ負極性で印加し、それぞれ負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、を備える。
本実施形態の誤差計測部201は、誤差計測シーケンスの実行に先立ち、上記手法で実行する誤差計測シーケンスを決定する。そして、決定した誤差計測シーケンスを用い、第一の実施形態と同様に、誤差計測エコー群212を得、記憶装置172に記憶する。このとき、本実施形態では、マルチエコー番号に対応づけて、記憶する。
続くシフト量算出部202によるシフト量算出処理では、基本的に処理の流れは第一の実施形態と同様とする。ただし、取得した正極性エコー信号および負極性エコー信号のみから、シフト量を算出する。本実施形態においても、シフト量は、複数の、エコー時間(TE)の異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号について、TE毎に、算出する。従って、繰り返しループS1204の繰り返し回数は、マルチエコー計測のマルチエコー数ではなく、誤差計測部201が上記式(14)で算出したnとする。そして、マルチエコー番号に対応づけて、結果を記憶する。
また、続くk空間座標算出部203によるk空間座標算出処理においても、算出したシフト量のみから補正k空間座標を算出する。従って、繰り返しループS1302の繰り返し数を式(14)で算出したnとして実行する。そして、マルチエコー番号に対応づけて、結果を記憶する。
再構成部204における再構成処理では、補正k空間座標を算出していないマルチエコー番号の計測データについては、印加する読み出し傾斜磁場パルスに対する渦電流の影響が同じマルチエコー信号の補正k空間座標を用い、再構成を行う。なお、補正k空間座標を算出していないマルチエコー番号の計測データとは、当該マルチエコー信号を得る際に印加する読み出し傾斜磁場パルスに対応づけて、補正k空間座標が記憶されていないマルチエコー信号である。例えば、上記の例では、マルチエコー番号がnを超えるエコー信号から得た計測データを処理する場合、n番目のマルチエコーのシフト量を用いて作成した補正k空間座標214を使用する。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、第一の実施形態同様、画像取得シーケンスを実行する画像計測部205と、シフト量算出部202と、k空間座標算出部203と、再構成部204と、誤差計測シーケンスを実行する誤差計測部201と、を備える。そして、画像取得シーケンスで用いるパルスシーケンスは、1回の励起パルスの印加後、複数のエコー信号を取得するマルチエコー計測のシーケンスであり、前記誤差計測シーケンスは、前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスの中で、パルス形状が異なる読み出し傾斜磁場パルスについて、それぞれ、当該読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、前記正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、前記正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスで印加した読み出し傾斜磁場パルスをそれぞれ負極性で印加し、それぞれ前記負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、を備える。このとき、前記誤差計測部201は、渦電流の影響が同じ読み出し傾斜磁場パルスを、前記同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスとしてもよい。
また、前記シフト量算出部202は、取得した前記正極性エコー信号および負極性エコー信号を用い、複数の、TEの異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号について、TE毎に、前記シフト量を算出し、前記k空間座標算出部203は、前記算出したシフト量から前記補正k空間座標を算出し、前記再構成部204は、前記画像取得シーケンスで得る計測データであって、前記補正k空間座標が算出されていない画像取得シーケンスの読み出し傾斜磁場パルスを印加して得た計測データについては、当該読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを印加して取得した前記正極性エコー信号および負極性エコー信号から算出された前記補正k空間座標を用いて前記再構成を行ってもよい。
このように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、画像取得シーケンスと同じ読み出し傾斜磁場パルス形状の読み出し傾斜磁場パルスを、極性を正にして印加して得た正極性エコー信号と極性を負にして印加して得た負極性エコー信号とを用い、Bladeの位置誤差を発生させるシフト量のみを補正した補正k空間座標を得、それを用いて画像取得シーケンスの画像を再構成する。
従って、第一の実施形態同様、静的誤差と動的誤差を分離し、動的誤差のみを補正することによりBlade間の位置関係の不整合を無くすことができる。また、第一の実施形態同様、静磁場不均一の影響を受けやすいグラディエントエコーシーケンスや局所的な感度分布をもつ受信コイル161を用いて計測する場合であっても、エコー信号の形状がどのように変化しようとも、適切なシフト量を算出できる。
従って、第一の実施形態同様、1)動的誤差と静的誤差が混在している場合、2)局所的な感度分布を持つ受信コイル161を用いて撮像を行う場合、および、3)グラディエントエコーシーケンスのように静磁場不均一の影響を受けやすいパルスシーケンスを用いた場合、のいずれにおいても、Bladeの位置関係の誤差を低減し、Bladeを適切にk空間に配置することができ、アーチファクトや輝度ムラの発生を抑制できる。従って、ラディアルスキャン法の良好な画像を得ることができる。
また、第一の実施形態では、マルチエコー計測の場合、全てのマルチエコーの計測データに対して、誤差計測を行ってシフト量を算出し、k空間座標を作成している。これに対し、本実施形態では、例えば、渦電流の時定数を基準として、必要な範囲内のマルチエコー番号の計測データに対してのみ、同処理を行う。従って、本実施形態によれば、さらに、誤差計測シーケンスにおいて印加するパルスを省略した分だけTR(繰り返し時間)が短くなり、誤差計測の計測時間とk空間座標作成までの処理時間を短縮することができる。
また、本実施形態では、渦電流の時定数を基準にし、誤差計測を行うマルチエコー数を限定したが、これに限定されない。例えば、渦電流でなくとも機械的な振動など誤差磁場を引き起こす成分が既知であればそれを用いて、誤差計測を行うマルチエコー数を限定してもよい。
また、上記各実施形態では、式(7)および式(8)を用いて算出精度を評価し、受信チャンネルの代表値を設定しているが、この手法に限定されない。例えば、単純に全受信チャンネルで算出した1次係数a1を平均し、k空間におけるシフト量として設定してもよい。
また、上記各実施形態では、受信チャンネル毎に位相差分データを1次直線で近似し、k空間におけるシフト量を算出しているが、これに限定されない。例えば、全ての受信チャンネルのエコーデータを複素合成した上で、シフト量算出処理を実行してもよい。この場合は、シフト量算出処理中の繰り返しループS1205は省略できる。
さらに、上記各実施形態では、誤差計測処理において、全ての誤差計測エコー群212を得てから、シフト量算出処理を行っているが、これに限定されない。例えば、特定の軸に関する全ての誤差計測エコー群212を得た時点で、当該軸方向のシフト量を算出するよう構成してもよい。
なお、本発明は、上述した実施形態に限定されない。k空間座標の作成に反映させる誤差成分には、動的誤差だけではなく静的誤差も含めてもよい。
100 MRI装置、101 被検体、120 静磁場発生系、130 傾斜磁場発生系、131 傾斜磁場コイル、132 傾斜磁場電源、140 シーケンサ、150 送信系、151 送信コイル、152 高周波発振器、153 変調器、154 高周波増幅器、160 受信系、161 受信コイル、162 信号増幅器、163 直交位相検波器、164 A/D変換器、170 制御処理系、171 CPU、172 記憶装置、173 表示装置、174 入力装置、201 誤差計測部、202 シフト量算出部、203 k空間座標算出部、204 再構成部、205 画像取得部、211 読み出し傾斜磁場波形、212 誤差計測エコー群、213 X，Y，Z軸シフト量、214 補正k空間座標、215 画像用エコー群、301 RFパルス、302 RFパルス、303 スライス選択傾斜磁場パルス、304-1 読み出し傾斜磁場パルス、304-2 読み出し傾斜磁場パルス、305-1 正極性エコー信号、305-2 正極性エコー信号、310 正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス、314-1 読み出し傾斜磁場パルス、314-2 読み出し傾斜磁場パルス、315-1 負極性エコー信号、315-2 負極性エコー信号、320 負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンス、411 画像、412 画像、421 画像、422 画像、503 スライス選択傾斜磁場パルス、504 読み出し傾斜磁場パルス、510 画像取得シーケンスのパルスパターン、520 誤差計測シーケンスのパルスパターン、611 ラディアルスキャンのk空間軌跡、612 ハイブリッドラディアルスキャンのk空間軌跡、621 k空間のデータ配置、622 k空間のデータ配置、630 Blade

Claims (9)

  1. ラディアルサンプリング法のパルスシーケンスに従って、読み出し傾斜磁場パルスの印加を制御し、画像を再構成するためのエコー信号を計測する画像取得シーケンスを実行して計測データを得る画像計測部と、
    前記エコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、ブレード毎の前記読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差により発生するシフト量を算出するシフト量算出部と、
    前記算出したシフト量を反映して、前記計測データの非直交座標系k空間における座標を補正し、補正k空間座標を算出するk空間座標算出部と、
    前記補正k空間座標に基づき、前記計測データを直交座標系k空間に再配置し、画像に再構成する再構成部と、
    複数のチャンネルを有する受信コイルを備え、
    前記シフト量算出部は、前記チャンネル毎に、シフト量候補と当該シフト量候補の算出精度とを算出し、最も算出精度の高いチャンネルの前記シフト量候補を、前記シフト量とすること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. ラディアルサンプリング法のパルスシーケンスに従って、読み出し傾斜磁場パルスの印加を制御し、画像を再構成するためのエコー信号を計測する画像取得シーケンスを実行して計測データを得る画像計測部と、
    前記エコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、ブレード毎の前記読み出し傾斜磁場パルスの印加面積誤差により発生するシフト量を算出するシフト量算出部と、
    前記算出したシフト量を反映して、前記計測データの非直交座標系k空間における座標を補正し、補正k空間座標を算出するk空間座標算出部と、
    前記補正k空間座標に基づき、前記計測データを直交座標系k空間に再配置し、画像に再構成する再構成部と、を備え、
    前記シフト量算出部は、前記画像取得シーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを、画像取得シーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスと同極性で印加して得た正極性エコー信号と逆極性で印加して得た負極性エコー信号とから前記シフト量を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号を得る誤差計測シーケンスを実行する誤差計測部をさらに備え、
    前記画像取得シーケンスで用いるパルスシーケンスは、マルチエコー計測のシーケンスであり、
    前記誤差計測シーケンスは、
    前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、前記正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、
    前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる全ての読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを負極性で印加し、それぞれ前記負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、を備え、
    前記シフト量算出部は、複数の、エコー時間の異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号について、前記エコー時間毎に、前記シフト量を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号を得る誤差計測シーケンスを実行する誤差計測部をさらに備え、
    前記画像取得シーケンスで用いるパルスシーケンスは、マルチエコー計測のシーケンスであり、
    前記誤差計測シーケンスは、
    前記マルチエコー計測のシーケンスで用いられる読み出し傾斜磁場パルスの中で、パルス形状が異なる読み出し傾斜磁場パルスについて、それぞれ、当該読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを正極性で印加し、それぞれ、前記正極性エコー信号を取得する正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、
    前記正極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスで印加した読み出し傾斜磁場パルスをそれぞれ負極性で印加し、それぞれ前記負極性エコー信号を取得する負極性読み出し傾斜磁場パルスシーケンスと、を備えること、
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シフト量算出部は、複数の、エコー時間の異なる正極性エコー信号および負極性エコー信号について、前記エコー時間毎に、前記シフト量を算出し、
    前記k空間座標算出部は、前記算出したシフト量から前記補正k空間座標を算出し、
    前記再構成部は、前記画像取得シーケンスで得る計測データであって、前記補正k空座標が算出されていない画像取得シーケンスの読み出し傾斜磁場パルスを印加して得た計測データについては、当該読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスを印加して取得した前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号から算出された前記補正k空間座標を用いて前記再構成を行うこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記誤差計測部は、渦電流の影響が同じ読み出し傾斜磁場パルスを、前記同じパルス形状を有する読み出し傾斜磁場パルスとすること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シフト量算出部は、前記正極性エコー信号をフーリエ変換して得た正極性データと、前記負極性エコー信号をフーリエ変換して得た負極性データとの位相差分から前記シフト量を得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記シフト量算出部は、前記位相差分の1次の傾きに基づき、前記シフト量を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 画像取得シーケンスで用いる読み出し傾斜磁場パルスと同じパルス形状を有する傾斜磁場パルスを、前記読み出し傾斜磁場パルスと同極性で印加して正極性エコー信号を得るとともに、前記傾斜磁場パルスを、前記読み出し傾斜磁場パルスと逆極性で印加して負極性エコー信号を得、
    前記正極性エコー信号および前記負極性エコー信号を用い、前記画像取得シーケンスで取得するエコー信号のk空間上の位置をシフトさせる複数の要因を分離し、ブレード毎のシフト量を算出し、
    前記シフト量を反映し、計測データの補正k空間座標を算出し、
    ラディアルサンプリング法のパルスシーケンスに従って、読み出し傾斜磁場パルスの印加を制御し、エコー信号を計測する画像取得シーケンスを実行し、前記補正k空間座標を用いて画像を再構成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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