JPWO2007113992A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び方法 Download PDF

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Abstract

撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記撮影空間に高周波磁場及び傾斜磁場を発生して、前記撮影空間に配置された被検体が発生する核磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前記核磁気共鳴信号を基に、磁気共鳴画像を再構成する信号処理手段と、前記計測手段及び前記信号処理手段を制御する制御手段と、前記信号処理手段により得られた磁気共鳴画像を表示する表示手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段の特性に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第1の情報及び前記被検体内の組織に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第2の情報を記憶する記憶手段と、前記被検体の所望の領域における撮影視野を設定する設定手段と、前記第2の情報のうち、前記設定された撮影視野に対応する情報を第3の情報として選択する選択手段と、前記第3の情報と前記第1の情報に基づいて、補正磁場を発生する補正磁場発生手段を備える。

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIという。)装置及び方法に係わり、特に、テーブルを移動させながら被検体の広い部位を撮影する撮影方法において、静磁場不均一分布の補正を、好適化する技術に関する。
MRI装置は、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに、被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴(以下、NMRという。)現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号という。)を検出し、このNMR信号を使って画像を再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像(以下、MR画像という。)を得るものである。
MRIにおいて、被検体をテーブルの上に載せて、該テーブルをMRI装置のガントリ内で移動させながら被検体の広い範囲又は全身を撮影する技術が知られている。このような技術では、テーブルの動かし方に次の2つがある。一つは、前記広い範囲又は全身の領域を複数のブロックに分割し、各ブロック毎にテーブルをステップ移動して撮影するマルチステーション撮影方法である(例えば、特許文献1参照。)。もう一つは、テーブルを連続的に動かしながら同時に撮影を行い、被検体の広い範囲又は全身を撮影するムービングテーブル撮影方法である(例えば特許文献2参照。)。
米国特許第6311085号公報 特開2004-611号公報
一方、MRIにおいて得られる画像を高画質化するための技術に、シミングがある。シミングとは、被検体の配置された撮影空間に生じる静磁場不均一を、シムコイルに電流を流すことにより補正し、より静磁場不均一度の高い状態で撮影することにより、質の高い画像を得る手法である(例えば、特許文献3参照。)。ここで、シミングが対象とする静磁場不均一分布には、MRI装置の発生する静磁場固有の静磁場不均一分布(以下、装置固有の静磁場不均一分布という。)と、MRI装置の内部に被検体を配置した場合に、被検体自体が組織毎に僅かに異なる透磁率を持つことにより被検体内部に生じる静磁場不均一分布(以下、被検体に依存する静磁場不均一分布という。)がある。
特開平11-113880号公報
本発明者らは上記従来技術を検討した結果以下の問題点を見出した。
すなわち、上記テーブルをステップ毎、あるいは連続的に移動させながら撮影する場合には、テーブルをいろいろな位置に配置してNMR信号を収集することになる。この場合上述のシミング処理により、質の高い画像を得るためには、各テーブル配置位置毎に静磁場不均一を計測しなければならず多くの工程を必要とし、多くの計測時間を必要としていた。
本発明の目的は、テーブルを移動させながら被検体の広い部位を撮影する撮影方法において、被検体の任意の領域を撮影空間に配置した場合に生じる静磁場不均一分布を、容易に算出することが可能なMRI装置及び方法を提供することにある。
本発明によれば、撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記撮影空間に高周波磁場及び傾斜磁場を発生して、前記撮影空間に配置された被検体が発生する核磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前記核磁気共鳴信号を基に、磁気共鳴画像を再構成する信号処理手段と、前記計測手段及び前記信号処理手段を制御する制御手段と、前記信号処理手段により得られた磁気共鳴画像を表示する表示手段を備えたMRI装置において、
前記静磁場発生手段の特性に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第1の情報及び前記被検体内の組織に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第2の情報を記憶する記憶手段と、前記被検体の所望の領域における撮影視野を設定する設定手段と、前記第2の情報のうち、前記設定された撮影視野に対応する情報を第3の情報として選択する選択手段と、前記第3の情報と前記第1の情報に基づいて、前記静磁場を補正する補正磁場を発生する補正磁場発生手段を備えたことを特徴とするMRI装置が提供される。
また、被検体の核磁気共鳴画像を得るMRI方法において、
(1)前記被検体の所望の領域に表す撮影視野を設定する工程と、
(2)前記第2の情報のうち、前記設定された撮影視野に対応する情報を前記第3の情報として選択する工程と、
(3)前記第3の情報と、前記第1の情報を加算して前記第4の情報を取得する工程と、
(4)前記第4の情報に基づいて補正磁場を発生しながら、撮影空間に配置された前記被検体に高周波磁場及び傾斜磁場を印加して、それにより発生する核磁気共鳴信号を計測する工程を備えたことを特徴とするMRI方法が提供される。
発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 本発明におけるMRI装置の実施例1の動作のフローを示す図である。 実施例1におけるシミング計測の概念図である。 実施例1におけるスクリーニング撮影及び詳細撮影のための視野設定の概念図である。 設定視野における静磁場不均一の分布を求めてシムコイルへの電流値を計算するまでの概念図である。 本発明におけるMRI装置の実施例2の動作のフローを示す図である。 実施例2における撮影の概念図である。 本発明におけるMRI装置の実施例3の動作フローを示す図である。 実施例3におけるシミング計測の概念図である。
図1は、本発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。図1に示すように、このMRI装置は、主として、静磁場発生系1と、傾斜磁場発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、制御系(シーケンサ6とCPU7)とを備えている。
静磁場発生系1は、被検体8の周りの空間(撮影空間)に均一な静磁場を発生させるもので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式等の磁石装置からなる。
傾斜磁場発生系2は、例えば静磁場の方向をZ方向とし、それと直交する2方向をX方向，Y方向とするとき、これら3軸方向に傾斜磁場パルスを発生する3つの傾斜磁場コイル9と、それらをそれぞれ駆動する傾斜磁場電源10とからなる。傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸あるいはこれらを合成した方向に傾斜磁場パルスを発生することができる。傾斜磁場パルスは、被検体8における撮影位置の特定のために、そして、被検体8から発生するNMR信号に位置情報を付与するために印加される。
送信系3は、高周波発振器11と、変調器12と、高周波増幅器13と、送信用の高周波照射コイル14とから成る。高周波発振器11が発生したRFパルスを変調器12で所定のエンベロープの信号に変調した後、高周波増幅器13で増幅し、高周波照射コイル14に印加することにより、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる電磁波(高周波信号、RFパルス)が被検体に照射される。高周波照射コイル14は、通常、被検体に近接して配置されている。
受信系4は、受信用の高周波受信コイル15と、増幅器16と、直交位相検波器17と、A/D変換器18とから成る。送信用の高周波照射コイル14から照射されたRFパルスの応答として被検体が発生したNMR信号は、受信用の高周波受信コイル15により検出され、増幅器16で増幅された後、直交位相検波器17を介してA/D変換器18によりデジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系5に送られる。
信号処理系5は、CPU7と、記憶装置19と、操作部20とから成り、CPU7において受信系4が受信したデジタル信号にフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の種々の信号処理を行う。記憶装置19は、ROM21、RAM22、光磁気ディスク23、磁気ディスク24等を備え、例えば、経時的な画像解析処理および計測を行うプロブラムやその実行において用いる不変のパラメータなどをROM21に、全計測で得た計測パラメータや受信系で検出したエコー信号などをRAM22に、再構成された画像データを光磁気ディスク23や磁気ディスク24にそれぞれ格納する。操作部20は、トラックボール或いはマウス25、キーボード26などの入力手段と、入力に必要なGUIを表示するとともに信号処理系5における処理結果などを表示するディスプレイ27とを備えている。CPU7が行う各種処理や制御に必要な情報は、操作部20を介して入力される。また撮影により得られた画像はディスプレイ27に表示される。
制御系は、シーケンサ6とCPU7とから成り、上述した傾斜磁場発生系2、送信系3、受信系4および信号処理系5の動作を制御する。特に傾斜磁場発生系2および送信系3が発生する傾斜磁場パルスおよびRFパルスの印加タイミングならびに受信系4によるエコー信号の取得タイミングは、シーケンサ6を介して撮影方法によって決まる所定のパルスシーケンスにより制御される。
次に、実施例1のMRI装置及び方法について具体的に説明する。
図1において、本発明の実施例1に係るMRI装置は更に、テーブル制御系を備えている。テーブル制御系は、被検体を載せるテーブル28と、テーブル28に併設され、テーブル28を3次元的な各方向に移動させるテーブル移動機講29と、シーケンサ6あるいはCPU7からの制御によりパルスシーケンスと関連してテーブルの移動を制御するテーブル制御部30とを備えている。テーブル移動機講29は、テーブル制御部30に接続され、テーブル制御部30は、シーケンサ6に接続されている。また、テーブル移動機講29には、テーブル28の位置を検出する位置検出部(図示せず。)が備えられている。テーブル制御部30は、この位置検出部からの位置情報を利用してテーブル28の移動制御を行うとともに、MR信号を補正する場合に必要な補正量などの情報を信号処理系5に与える。
更に、本発明の実施例1に係るMRI装置は、傾斜磁場発生系2に、静磁場の不均一を補正するためのシムコイル31と、シムコイル31に電流を供給するためのシム電源32が配置されている。シムコイル31は、シム電源32に接続されている。シムコイル31は、低次から高次のコイルを組み合わせて多チャンネル化したもので構成される。このうち一次項の補正磁場を発生させるものについては、傾斜磁場コイル9がシムコイルを兼ねても良い。各シムコイル31が発生する静磁場分布の変化(シムコイルの特性)は、装置固有の値として、予め測定されており、シミングにおけるシム電流値を計算する際に用いられる。
次に、本発明の実施例1に係るMRI装置の動作を説明する。図2は、本発明におけるMRI装置の実施例1の動作のフローを示す図である。図3は実施例1におけるシミング計測の概念図を示したものである。図4は実施例1におけるスクリーニング撮影及び詳細撮影のための視野設定の概念図である。図5は設定視野における静磁場不均一の分布を求めてシムコイルへの電流値を計算するまでの概念図である。このMRI装置の動作は、大きく分けてシミングのための静磁場不均一分布(空間分布のデータ)を取得するステップ(以下、シミング計測という。)33〜39と、被検体の画像データを取得するためのステップ(本撮影)40〜47とから成る。本撮影では、ステップ33〜39により得られた静磁場不均一分布の結果を用いて、動的なシミング(磁場補正)が行われる。以下、各ステップを順に説明する。
(ステップ３３)
テーブル28の位置を初期位置に配置し、寝台の配置位置に関するカウンタをゼロとする。
(ステップ３４)
各テーブル配置位置(以下、各ステーション位置という。)において、シミング計測を行う。シミング計測は、公知の静磁場分布の計測方法のいずれかにより行う。具体的には、(a)傾斜磁場パルスの反転により得られるエコー信号に含まれる位相情報の空間分布から求める方法、(b)ケミカルシフトイメージング法により特定分子のスペクトルを検出し、該スペクトルの周波数ずれが空間的にどのように分布しているかを計測して求める方法、(c)TE(エコー時間)の異なる2つの撮影の位相差分が空間的にどのように分布しているか計測して求める方法等を採用すれば良い。例えば、(c)TE(エコー時間)の異なる2つの撮影の位相差分の空間的にどのように分布しているか計測して求める方法として、“Rapid in Vivo Proton Shimming”，MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 18，335-347(1991)がある。
また、本ステップにおいて各ステーション位置において行うシミング計測は、各配置ごとに行うサーベイスキャンと伴に行っても良い。サーベイスキャンとは、各ステーション位置において、傾斜磁場オフセットの調整のための計測、コイルのチューニングのための計測、中心周波数の測定、照射ゲインの調整のための計測等のことを行う撮影(スキャン)のことである。
(ステップ３５)
ステップ34によって計測した各ステーション毎の静磁場分布を、信号処理系5内のメモリに格納(保存)する。図3の48aから48cで示された分布は、ステップ34によって計測され、本ステップにおいてメモリに格納される静磁場分布をそれぞれ示したものである。48aから48cのそれぞれは、被検体49に対してガントリが50aから50cのそれぞれの位置に配置された場合における静磁場不均一の分布を示している。
(ステップ３６)
ステップ35によって計測した静磁場不均一の分布は、装置固有の静磁場不均一分布と、被検体に依存する静磁場不均一分布を含んでいる。従って、ステップ35によりメモリに格納した各ステーション毎の静磁場不均一の分布より、装置固有の静磁場不均一分布51の差し引き、それぞれのステーションの位置における被検体に依存する静磁場不均一分布を求める。ただし、装置固有の静磁場不均一分布は予めファントム等を用い求められている。
(ステップ３７)
ステップ36によって得られた被検体に依存する静磁場不均一分布を、信号処理系5内のメモリに格納する。ステップ36によって求められ、ステップ37によってメモリに格納される被検体に依存する静磁場不均一分布は、図3において、52aから52cのようになる。
(ステップ３８)
テーブルの配置位置に関するカウンタが、最大値であるかを判定する。カウンタの値が最大値より低ければ、ステップ39へ移る。カウンタの値が最大値であれば、ステップ40へ移る。
(ステップ３９)
テーブル配置位置が、次のステーション位置になるようにテーブルを移動すると伴に、テーブルの配置位置に関するカウンタを一つインクリメントして増やす。
以上、ステップ34から39のステップを繰り返し実行することにより、被検体の全領域にわたる被検体に依存する静磁場不均一のデータを得る。
(ステップ４０)
次に、疾患部の検索を目的として全身のスクリーニング撮影を行う。
スクリーニング撮影では、頭部から足に向かって、或いは足から頭部に向かって、テーブルをステップ的に移動させて、各ステーションにおける撮影を行う。その概念図は、図4(a)に示されたようなものである。このスクリーニング撮影では、シミング(静磁場補正)は必須でないが、シミングを行う場合には、各ステーションでの撮影に際し、上記ステップ35でメモリに格納した48a〜48cに基づいて、各ステーションにおけるシム電流値を算出して、シムコイルに電流を流す。
(ステップ４１)
ステップ40によるスクリーニング撮影後、被検体の全身部位のうち、疾患のある部位を検索(トレース)する。ここでの検索(トレース)は、操作者が肉眼により疾患が存在すると思われる部位を見つけたり、あるいは、画像処理により行う。
(ステップ４２)
以下、ステップ41によりスクリーニングした疾患部を詳細に撮影するための準備を行う。本ステップでは先ず、詳細に撮影したい疾患部が中央になるように、視野を設定する。視野設定の概念図は、図4(b)のようである。
(ステップ４３)
次に、ステップ42で設定した視野における静磁場不均一の分布の推定を行う。ただし、本ステップにおいて推定すべき静磁場不均一の分布は、装置固有の静磁場不均一分布と被検体に依存する静磁場不均一分布を合わせたものである。そこで、本ステップでは先ず、ステップ37で格納した被検体の全領域における被検体に依存する静磁場不均一分布から、ステップ42で設定した視野における不均一分布を選択する。その概念図は、図5で示されたようなものである。より具体的には、図5の53aのステーション位置における静磁場不均一分布の一部(被検体の脚部側に配置されたもの：領域A)と、図5の53bのステーション位置における静磁場不均一分布の一部(被検体の頭部側に配置されたもの：領域B)を合成して、54に示されたような疾患部撮影視野における被検体に依存する静磁場不均一分布(領域C)を求める。
(ステップ４４)
次に、ステップ43で求めた疾患部撮影視野における被検体に依存する静磁場不均一分布に、装置固有の静磁場不均一分布を加算して、疾患部撮影視野の撮影の際に必要な静磁場不均一分布を算出する。ただし、装置固有の静磁場不均一分布は予めファントム等を用い求められている。本ステップにおける加算は、図5においては54と55を足して56を生成することである。
(ステップ４５)
次に、ステップ44において算出した疾患部撮影視野における撮影の際に必要な静磁場不均一分布を基に、それをキャンセルする静磁場を発生するようなシム電流値を算出する。本ステップにおけるシム電流値の算出は、公知の手法を採用することができる。例えば、空間分布データを球面調和関数に展開し、装置に備えられたシムコイルの次数に対応する項の成分(一次項成分、二次項成分・・・)を求め、それら成分と各次数のシムコイル特性を用いて、各次項の成分をキャンセルするような電流値を算出する。
(ステップ４６)
ステップ45により算出されたシム電流値をシムコイルに流して静磁場の補正を行いながら、疾患部の詳細撮影を行う。
(ステップ４７)
ステップ41において検索した疾患部が複数あり、未だ詳細撮影を行っていない疾患部が他にある場合には、ステップ42へ戻り、ステップ42から46までを複数回行い、各疾患部について詳細撮影を行う。
上記実施例によれば、被検体のどの領域を撮影する場合にも、その都度シミング計測を行うことなく、常に被検体の各部位に対応させて、静磁場不均一の補正のための計算と、該計算結果を用いた補正を容易に行うことができる。そして、高い静磁場均一度を保ちながら画質の高い画像の撮影を行うことができる。例えば、EPI撮影、周波数選択による脂肪抑制撮影、スペクトロスコピックイメージング等の高い静磁場均一性が要求されるアプリケーションにおいて好適な高画質の画像を得ることができる。本実施例による方法は、被検体の各領域を撮影空間に配置した場合に対応させてシミング計測を行う必要がないので、シミング計測のための計測時間を短縮できるという利点がある。
なお、詳細撮影に先立って行われるスクリーニング撮影のステーション数が、シミング計測のステーション数と異なる場合にも、スクリーニング撮影のステーション毎に上述した静磁場不均一分布の算出を行うことにより、適正にシミングを行ってスクリーニング撮影を行えば良い。
また、上記実施例においてシミングの精度は、装置が備えるシムコイルの次数により制限される。例えば、シムコイルの次数が二次コイルまで配置されている場合には、高次の磁場成分のシミングは行なうことができない。一般のアプリケーションでは、静磁場不均一分布の2次成分まで補正できれば良好な画像を得ることができるが、一部のアプリケーションでは高次成分までの補正が必要な場合がある。そのような場合には、詳細撮影によって得られたエコー信号の位相を、特開2004-261591号公報等に記載している技術を用いて補正することにより、静磁場不均一による画質劣化をさらに低減することが可能である。特開2004-261591号開示の技術は、上述したようなシムコイルを用いた補正と組み合わせれば、予めシムコイルにより磁場の低次成分を補正できるので、信号取得後の補正演算量を減らせるという利点がある。
また、上記シミング計測は、ステップ34においてサーベイスキャンと伴に行っても良いが、ステップ40において行うスクリーニング撮影と合わせて、行っても良い。
次に、実施例2におけるMRI装置及び方法について具体的構成に説明する。本実施例は、寝台を連続的に移動する場合の例である。図6は、本発明におけるMRI装置の実施例2の動作のフローを示す図である。ただし、本実施例においてステップ33から39までのシミング計測のステップは実施例1と同じであり、本撮影のステップのみが異なる。
本実施例では図7に示す撮影の概念図のように、撮影視野に対し被検体を頭部から足に向かって連続的に移動させながら、撮影を行う。本撮影において用いる撮影シーケンスは、検査の目的に応じて適宜決定され、特に限定されない。しかし、本実施例の図7(a)に示す例では、信号読み出しの方向がテーブルの移動方向であり、コロナル断面を撮影断面とするように傾斜磁場方向が選択されている。このような撮影方法では、一つのエコー信号検出毎に被検体の位置が変化している。本実施例では、そのような被検体の位置変化に合わせて動的にシミングを行う。ただし、本実施例では全位相エンコードでのエコー信号の取得を1サイクルとして、該1サイクル毎にシミングを行う。以下に本実施例における本撮影のステップを順に説明する。
(ステップ５７)
全位相エンコードについてのエコー信号取得の1サイクル毎に、被検体に依存する静磁場不均一分布を求める。本ステップでは、例えば位相エンコード量がゼロである場合のガントリ配置の撮影視野(撮影視野が、図7(a)の64a、64b、64cとなるようなもの。)について、被検体に依存する静磁場不均一分布を求める。
(ステップ５８)
ステップ57で求めた被検体に依存する静磁場不均一分布に、装置固有の静磁場不均一分布を加算する。これにより、位相エンコード量がゼロである場合のガントリ配置の撮影視野について、実際に本撮影をする場合に必要な静磁場不均一分布が算出される。
(ステップ５９)
ステップ58により求められた静磁場不均一分布を基に、それを補正するためにシムコイルへ流す電流の電流値を求める。
(ステップ６０)
ガントリに対して、被検体を頭部から足に向かって連続的に移動させながら、撮影を開始する。
(ステップ６１)
位相エンコード量がゼロである場合のガントリ配置(例えば、図7(b)の横軸をベッド位置、縦軸を位相エンコードとした座標上で65a〜65cで示されたエコーを取得する時の配置)を中心とした所定の区間のガントリ配置(図7(b)における66a〜67a、66b〜67b、66c〜67cである配置)毎に、ステップ59で求めた電流(それぞれに対応させて、L1、L2、L3)を切り替えて、シムコイルへ流す。具体的には、68a〜68cで示したタイミングでシムコイルへ流す電流量を切り替えるようにする。
(ステップ６２)
テーブルを連続移動させながら全位相エンコードの信号の取得を複数サイクル繰り返す。
(ステップ６３)
テーブルの移動範囲の全域のデータ収集が終われば終了し、終わらなければステップ61へ戻る。
上記実施例によれば、被検体の位置が連続的に変化するムービングテーブル撮影方法において、シム電流値を被検体の位置に合わせて一定の間隔で更新することにより、ムービングテーブルによる撮影を途切れさせることなく、高精度の静磁場補正を行うことができる。本実施例は特に、位相エンコードがゼロの場合の信号を、最も磁場不均一の影響を低減させて、取得することができる実施例である。
ただし、本実施例において、シムコイルへの電流を切り替えるタイミングは、1サイクル毎でなくても良く、任意のエコー数毎でも良い。例えば、1エコー毎に切り替えても良いことは言うまでもない。
次に、実施例3におけるMRI装置及び方法について具体的構成に説明する。ただし、本実施例は、実施例1や実施例2とは、本撮影のステップは同じであるが、シミング計測のステップのみ異なる実施例である。本実施例では、被検体に依存する静磁場不均一分布及び装置固有の静磁場不均一分布を求めるために、ガントリが被検体に対して近接した2つの位置に配置された場合に取得された2つの静磁場不均一分布を用いる。図8は、本発明におけるMRI装置の実施例3の動作のフローを示す図であり、図9は、実施例3におけるシミング計測の概念図である。以下に、その手順を説明する。
(ステップ６９)
先ず、図9(a)に示すような任意の位置(例えば、被検体の最も頭部側が撮影されるような位置：被検体を頭部から脚部へ撮影する場合の初期のテーブル配置位置)で静磁場分布を測定する。本ステップで測定された静磁場分布のテーブル移動方向(x方向)へのプロファイルを分解すると、図9(b)に示すようになる。より具体的に図9(b)によれば、本ステップにおいて計測された静磁場不均一分布φ1(x)は装置固有の静磁場不均一分布A(x)と被検体に依存する静磁場不均一分布B(x)の和から成り、次式で表される。
φ１(ｘ)＝Ａ(ｘ)＋Ｂ(ｘ) (１)
(ステップ７０)
次に、図9(c)に示すように、寝台を微小距離Δxだけ移動した位置(例えば、ガントリから少しだけ被検体の頭部がはみ出た位置)で静磁場分布を測定する。本ステップで測定された静磁場分布のテーブル移動方向(x方向)へのプロファイルは、図9(d)に示すようになる。図9(d)によれば、本ステップにおいて計測された静磁場不均一分布φ2(x)は、装置固有の静磁場不均一分布と被検体に依存する静磁場不均一分布の和から成るが、本ステップでは装置固有の静磁場不均一分布がステップ69と同じでA(x)であるのに対して、被検体に依存する静磁場不均一分布は、x軸方向へ被検体がシフトしている分だけB(x−Δx)となる。
φ２(ｘ)＝Ａ(ｘ)＋Ｂ(ｘ−Δｘ) (２)
(ステップ７１)
本ステップでは、ステップ69及びステップ70で得た静磁場分布φ1(x)及びφ2(x)を基に、被検体の頭部領域における被検体に依存する静磁場不均一分布を算出する。以下に、その説明を行う。
先ず、φ1(x)からφ2(x)への引き算を行う。
φ１(ｘ)−φ２(ｘ)＝Ｂ(ｘ)−Ｂ(ｘ−Δｘ)
＝ΔＢ(ｘ)／Δｘ＝ｄＢ(ｘ)／ｄｘ (３)
これによれば、プロファイルφ1(x)からプロファイルφ2(x)を引いた結果のプロファイルは、被検体の各位置における被検体に依存する静磁場不均一分布のx軸方向への微分値となっている。そのため、式(3)によって得られる差分プロファイルをx軸方向に次式のように積分することにより、被検体の各位置における、被検体に依存する静磁場不均一分布が求められる。
Figure 2007113992
(ステップ７２)
次に、ステップ71で式(4)により得られた被検体に依存する静磁場不均一分布B(x)を、式(1)における左辺φ1(x)から差し引くことにより、装置固有の静磁場不均一分布A(x)が求める。
(ステップ７３)
次に、寝台をステップ毎あるいは連続的に移動させながら、被検体の頭部以外の他の領域の静磁場不均一分布を計測する。その分布よりステップ72で求めた装置固有の静磁場不均一分布A(x)を差し引くことにより、被検体の頭部以外の部分(腹部や脚部等)の被検体に依存する静磁場不均一分布B(x)を求める。
以上ステップ69から73で求めた装置固有の静磁場不均一分布及び被検体に依存する静磁場不均一分布を用い、本撮影等を行うことは、実施例1あるいは実施例2等と同じである。本実施例は、装置固有の静磁場不均一分布を、ファントム等を用いずに被検体を用いて得ることができるという点に利点がある。ただし、上記説明のステップ69から73における、静磁場不均一分布の表現式では、説明の簡略化のためテーブル移動方向のx軸座標のみを示したが、実際には、y軸座標、z軸座標等も考慮して静磁場不均一分布を求める場合もあることは言うまでもない。
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、上記実施例は撮影断面をコロナル方向一枚に設定する場合についてのみ示したが、コロナル方向に複数枚設定する場合にも本発明は適用できる。また、アクシィアル方向に撮影断面を設定する撮影方法にも本発明を適用できることは言うまでもない。

Claims (20)

  1. 撮影空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記撮影空間に高周波磁場及び傾斜磁場を発生して、前記撮影空間に配置された被検体が発生する核磁気共鳴信号を計測する計測手段と、前記核磁気共鳴信号を基に、磁気共鳴画像を再構成する信号処理手段と、前記計測手段及び前記信号処理手段を制御する制御手段と、前記信号処理手段により得られた磁気共鳴画像を表示する表示手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記静磁場発生手段の特性に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第1の情報及び前記被検体内の組織に依存して生じる静磁場の不均一分布を表す第2の情報を記憶する記憶手段と、前記被検体の所望の領域における撮影視野を設定する設定手段と、前記第2の情報のうち、前記設定された撮影視野に対応する情報を第3の情報として選択する選択手段と、前記第3の情報と前記第1の情報に基づいて、前記静磁場を補正する補正磁場を発生する補正磁場発生手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記第3の情報と前記第1の情報を加算して第4の情報を取得する加算手段を備え、前記補正磁場発生手段は、前記第4の情報に基づいて前記補正磁場を発生することを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記第1の情報と前記第2の情報を測定する測定手段を備えたことを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記測定手段には、前記撮影空間に前記被検体を配置した場合に生じる静磁場の不均一分布を表す第5の情報を測定する手段と、前記第5の情報より前記第1の情報を減算する減算手段が、前記第2の情報を測定するために備えられていることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記被検体を静磁場中で移動させる移動手段を備えたことを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記制御手段は、前記移動手段による前記被検体の移動に応じて前記補正磁場の発生量を変更することを特徴とする請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記移動手段は、前記被検体をステップ毎に移動させ、前記補正磁場発生手段は、前記ステップ毎に加算された前記第4の情報に基づいて、前記補正磁場の発生量を変更することを特徴とする請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記移動手段は、前記被検体を連続的に移動させ、前記補正磁場発生手段は、前記核磁気共鳴信号の収集の少なくとも1個以上毎に加算された前記第4の情報に基づいて前記補正磁場の発生することを特徴とする請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記測定手段は、隣接した2つの位置に前記被検体を配置して計測した場合に得られる前記第5の情報の差分情報を基に、前記第2の情報の空間的微分値の分布を表す第6の情報を算出する微分分布算出手段と、前記微分分布算出手段により得られた第6の情報の積分処理により、前記第2の情報を算出する積分処理手段を備えていることを特徴とする請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記測定手段は、前記第5の情報より、前記積分処理手段により得られる前記第2の情報を減算し、前記第1の情報を算出する手段を備えたことを特徴とする請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 被検体の核磁気共鳴画像を得る磁気共鳴イメージング方法において、
    (1)前記被検体の所望の領域に表す撮影視野を設定する工程と、
    (2)前記第2の情報のうち、前記設定された撮影視野に対応する情報を前記第3の情報として選択する工程と、
    (3)前記第3の情報と、前記第1の情報を加算して前記第4の情報を取得する工程と、
    (4)前記第4の情報に基づいて補正磁場を発生しながら、撮影空間に配置された前記被検体に高周波磁場及び傾斜磁場を印加して、それにより発生する核磁気共鳴信号を計測する工程を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  12. (5)前記第1の情報を測定する工程を備えたことを特徴とする請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. (6)前記第2の情報を測定する工程を備えたことを特徴とする請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記工程(6)は、
    (7)前記被検体を搭載したテーブルを少なくとも一つ以上の位置に配置した場合における前記第5の情報を測定する工程と、
    (8)前記第5の情報より、前記第1の情報を減算して、前記第2の情報を算出する工程
    を含むことを特徴とする請求項13記載の磁気共鳴イメージング方法。
  15. 前記工程(4)における核磁気共鳴信号の測定は、
    前記被検体をステップ毎に移動させながら行い、
    前記工程(3)は、前記ステップ毎の各位置の撮影視野について前記第4の情報を算出することを特徴とする請求項11記載の磁気共鳴イメージング方法。
  16. 前記工程(3)における核磁気共鳴信号の測定は、
    前記被検体を連続的に移動させながら行い、
    前記工程(1)は、前記核磁気共鳴信号の収集の少なくとも1個以上毎について前記第4の情報を算出することを特徴とする請求項11記載の磁気共鳴イメージング方法。
  17. 前記核磁気共鳴信号の収集の少なくとも1個以上毎とは、全位相エンコードについてのエコー信号取得の1サイクル毎であることを特徴とする請求項16記載の磁気共鳴イメージング方法。
  18. 前記各サイクル毎のエコー信号取得においては、中央のタイミングで位相エンコードがゼロであるエコー信号が計測されることを特徴とする請求項17記載の磁気共鳴イメージング方法。
  19. 前記工程(5)は、
    (9)隣接した2つの位置に被検体を配置して計測した場合に得られる2つの前記第5の情報の差分情報を基に、前記第2の情報の空間的微分値を表す前記第6の情報を算出する工程と、
    (10)前記工程(9)により得られた前記第6の情報の積分処理により、前記第2の情報を算出する工程を含むことを特徴とする請求項13記載の磁気共鳴イメージング方法。
  20. 前記工程(5)は、
    (11)前記第5の情報より、前記工程(10)により得られる前記第2の情報を減算する工程を含むことを特徴とする請求項19記載の磁気共鳴イメージング方法。
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