JPWO2008152937A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場に起因する誤差補正方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場に起因する誤差補正方法 Download PDF

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Abstract

非直交系サンプリング法において、傾斜磁場の誤差に起因する画像上のアーチファクトを低減するため、画像再構成に用いるデータを取得する際、傾斜磁場に起因する誤差を補正するためのデータを取得し、取得した補正のためのデータを用いて画像再構成に用いるデータを補正する。誤差を補正するためのデータを取得するため、平行な複数のエコー信号を有するブロックの計測を行う。

Description

本発明は、核磁気共鳴(以下、「NMR」と呼ぶ。)現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」と呼ぶ。)装置に関し、特に計測空間(K空間)を放射状にサンプリングする計測法によるアーチファクトを低減する技術に関する。
NMR現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得るMRI装置では、撮影中に被検体が動いた場合、その影響は画像全体に及び、位相エンコード方向に画像が流れた様なアーチファクト(以下、「体動アーチファクト」と呼ぶ。)が生じる。これは、計測空間(K空間)上の各格子点のエコー信号をサンプリングするに際し、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返すためである。以下、このような計測法を直交系(Cartesian)サンプリング法という。
直交系(Cartesian)サンプリング法に対して、非直交系(Non-cartesian)サンプリング法がある。代表的なものに、ラディアルサンプリング法(たとえば、非特許文献1参照。)や、ラディアルサンプリング法に位相エンコードを組み合わせた、ハイブリッドラディアル法またはプロペラMRI法(たとえば、非特許文献2参照。)がある。
ラディアルサンプリング法は、計測空間の略一点(一般的には原点)を回転中心として回転角を変えながら放射状に計測空間を走査してデータのサンプリングを行い、一枚の画像再構成に必要なエコー信号を得る技術である。ラディアルサンプリング法を用いて撮影を行った場合、放射状にサンプリングを行うことから、体動アーチファクトが画像の周辺に散らばり、注目すべき視野の外側へ出る。このため、直交系サンプリング法の撮影と比較して体動アーチファクトが目立たなくなり、体動に対してロバストといわれている。
ラディアルサンプリング法は、計測空間を放射状に走査するため、エコー信号毎に撮影面内の読み出し傾斜磁場の配分が異なる。従って、静磁場分布の不均一、傾斜磁場の非線形性の影響はエコー信号毎に異なる。また、傾斜磁場の非線形性やオフセットを考慮せずに予め計算された傾斜磁場印加量は、実際に印加された傾斜磁場量と異なり、エコー信号を正しい計測空間の座標に配置できない。このようなことから、直交系サンプリング法と比較して、ラディアルサンプリング法は傾斜磁場の非線形性等によるアーチファクトを画像に生じやすい、という問題がある。
ラディアルサンプリング法における上記アーチファクトを補正するため、シーケンス実行前に予め傾斜磁場の非線形性を測定しておき、本計測に反映する手法がある(たとえば、非特許文献3参照。)。
G. H. Glover et. al., Projection Reconstruction Techniques for Reduction of Motion Effects in MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275-289 (1992) James G. Pipe, Motion Correction with PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging, Magnetic Resonance in Medicine42:963-969 (1999) D. C. Peters et. al., Centering the Projection Reconstruction Trajectory: Reducing Gradient Delay Errors, Magnetic Resonance in Medicine50:1-6(2003)
非特許文献3に開示された手法では、傾斜磁場の非線形を測定するための余分な計測が必要になるので、全撮影時間が延長する。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交系サンプリング法において、撮影時間の延長を抑制しつつ、傾斜磁場に起因する誤差に基づく画像上のアーチファクトを低減することを目的とする。
本発明は、非直交系サンプリング法において画像再構成に用いるデータを取得する際、傾斜磁場に起因する誤差を補正するためのデータを取得し、取得した補正のためのデータを用いて、該傾斜磁場に起因する誤差を補正する。誤差を補正するためのデータを取得するため、平行な複数のエコー信号を有する少なくとも1つのブロックの計測を行う。
具体的には、本発明のMRI装置は、非直交系サンプリング法のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場の印加とK空間に配置されるエコー信号の計測とを制御する計測制御部と、傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正処理部と、K空間データを演算処理して画像を再構成する演算処理部と、を備え、計測制御部は、K空間上で互いに平行に配置される複数のエコー信号からなるブロックを計測するよう傾斜磁場の印加を制御し、補正処理部は、ブロックのエコー信号群のピーク位置のK空間原点からのシフト量を検出し、該シフト量に基づいて傾斜磁場に起因する誤差を補正することを特徴とする。
また具体的には、本発明の傾斜磁場に起因する誤差補正方法は、K空間上で互いに平行に配置された複数のエコー信号からなるブロックを用いて、非直交系サンプリング法のパルスシーケンスにおける傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正方法であって、ブロックのエコー信号群のピーク位置の前記K空間原点からのシフト量を検出する検出ステップと、検出されたシフト量に基づいて、前記傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正ステップと、を有することを特徴とする。
これらにより、傾斜磁場誤差が原因となって発生する、非直交系サンプリング法で計測されたエコー信号のピーク位置のK空間原点からのシフト量を用いて、傾斜磁場に起因する誤差を補正するので、該傾斜磁場誤差が原因となって発生する画像上のアーチファクトを低減することが可能になる。
本発明によれば、非直交系サンプリング法において、撮影時間の延長を抑制しつつ、傾斜磁場に起因する誤差に基づく画像上のアーチファクトを低減できる。
本発明の第一の実施形態のMRI装置のブロック図である。 直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスである。 計測空間に配置されるエコー信号を説明するための図である。 ラディアルサンプリング法のグラディエントエコーのパルスシーケンスである。 読み出し傾斜磁場に傾斜磁場オフセットがある場合の例を説明するための図である。 位相エンコード傾斜磁場に傾斜磁場オフセットがある場合の例を説明するための図である。 計測空間における傾斜磁場誤差の影響を説明するための図である。 第一の実施形態のパルスシーケンスにより取得したエコー信号を配置した計測空間の模式図である。 第一の実施形態の補正処理のフローチャートである。 第一の実施形態の補正用データ取得シーケンスの設定例である。 第一の実施形態による計測の効率化を説明するための図である。 第二の実施形態の補正処理のフローチャートである。 第三の実施形態の補正処理のフローチャートである。 三次元撮影に適用した場合を説明するための図である。
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(送信側)、14b 高周波コイル(受信側)、15 増幅器、16 直交位相検波器、17 A/D変換器、18 磁気ディスク、19 光ディスク、20 ディスプレイ、501 高周波パルス、502 スライス選択傾斜磁場、503 位相エンコード傾斜磁場パルス、504 周波数エンコード傾斜磁場パルス、505 データサンプルウインド、506 エコー信号、507 繰り返し時間間隔、508 画像取得時間
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明の第一の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、本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。
図1は本実施形態のMRI装置20の全体構成を示すブロック図である。MRI装置20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、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
傾斜磁場発生系3は、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、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれの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軸方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを被検体1に印加する。一般には、X,Y,Zのいずれかの1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、残り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)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。
シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の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、振幅等の組み合わせのタイムチャートであり、撮影の目的に従って予め決定し、プログラムとしてメモリ(不図示)等に格納される。CPU8は、パルスシーケンスに従ってシーケンサ4を制御する。
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から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された送信コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体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核スピンの核磁気共鳴により放出されるNMR信号(エコー信号)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から照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された受信コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、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、信号処理系7に送られる。
信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータが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の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。
なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
現在MRI装置の撮影対象スピン種は、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、励起状態の緩和現象の空間分布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影する。
次に、MRI装置20において実施される撮影を説明する。以下の処理は、予めメモリ(不図示)等に保持されたプログラムに従って、CPU8がシーケンサ4に実行させる。
MRI装置20では、傾斜磁場の印加を制御することにより、直交系サンプリング法および非直交系サンプリング法を実現する。
まず、直交系サンプリング法による撮影について説明する。図2は直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスである。図2のRF,Gs,Gp,Gr,A/D,echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場(読み出し傾斜磁場)、AD変換、エコー信号の軸を表し、501はRFパルス、502はスライス選択傾斜磁場パルス、503は位相エンコード傾斜磁場パルス、504は周波数エンコード傾斜磁場パルス、505はサンプリングウインド、506はエコー信号、507は繰り返し時間(RFパルス501の間隔)である。また、横軸は時間軸である。
繰り返し時間TR507毎に位相エンコード傾斜磁場パルス503の印加量(＝傾斜磁場パルス波形と時間軸とが囲む面積)を変えて異なる位相エンコード量を与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号506を検出する。この操作を位相エンコードの数だけ繰り返し、1枚の画像再構成に必要なエコー信号を画像取得時間508で取得する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり64,128,256,512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128,256,512,1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを二次元フーリエ変換して1枚のＭR画像を作成する。
図2に示すパルスシーケンスを用いてサンプリングしたエコー信号を計測空間(K空間)に配置した様子を図3(a)に示す。図3(a)では、説明を簡単にするために、TR507間のシーケンスを12回繰り返し、それぞれエコー信号506-1〜506-cを取得した場合を示す。各エコー信号の添え字は、エコー信号を取得した時刻の順序(TR507の回数、以後、繰り返し番号とも呼ぶ。)と対応する。すなわち、添え字の番号の小さいものは、エコー信号を取得した時間が早く、番号の大きなものは、エコー信号を取得した時間が遅いことを意味する。以下、本文中の添え字の記述は全て同様とする。なお、図3(a)は、エコー信号群506-1〜506-cが計測空間801のKy方向の上から順に配置されるように位相エンコード量を制御した場合の例である。
次に、非直交系サンプリング法による撮影について説明する。ここでは、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例に挙げて説明する。図4は、ラディアルサンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスである。基本的には、図2で示した直交系サンプリング法と同様である。しかし、ラディアルサンプリング法では、位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場とを組み合わせ、繰り返しTR507毎に両者の大きさ(振幅)の比率を変化させて印加する。パルスシーケンスの各繰り返しTR507で異なる振幅の位相エンコード傾斜磁場601および周波数エンコード傾斜磁場602を印加することにより、計測空間の略一点を中心として放射状にサンプリングされたデータを取得する。
図4に示すパルスシーケンスを用いてサンプリングしたエコー信号を計測空間に配置した結果を図3(b)に示す。図3(b)は、説明を簡単にするために、TR507間のシーケンスを12回繰り返し、それぞれエコー信号603-1〜603-cを取得した場合を示す。エコー信号群603-1〜603-cによって計測空間を均等に埋めるため、各エコー信号と隣のエコー信号との間の角度(回転角)△θ(802)を等しくする。この場合、回転角△θは、以下の(式１)のとおりである。
Δθ＝π/12 (式1)
また、繰り返し番号をn(1≦n≦12)とし、n＝1の時のエコー信号が計測空間のKx軸方向に配置されるものとすると、n番目のエコー信号がKx軸に対してなす角度(回転角度)θ(n)は、以下の(式2)のとおりである。
θ(n)＝Δθ×(n-1) (式2)
この時、n番目の位相エンコード軸の傾斜磁場Gp(θ(n))および周波数エンコード軸の傾斜磁場Gr(θ(n))の出力は、直交系サンプリング法で用いる周波数エンコード傾斜磁場の出力をGとすると、それぞれ以下の(式3)、(式4)で表される。
Gp(θ(n))＝G×sin(θ(n)) (式3)
Gr(θ(n))＝G×cos(θ(n)) (式4)
なお、通常、ラディアルサンプリング法で取得したデータは、計測空間の直交系座標の格子点上には配置されない。このため、サンプリングしたデータに補間処理を施し、直交系座標の格子点上のデータを作成するグリッディング処理を行う。図3(c)は、非直交系サンプリング法で取得したデータと計測空間との関係を説明するための模式図である。計測空間801の直交系座標の格子点を図3(c)の黒丸で、ラディアルサンプリング法で取得したデータ803-1〜803-3を白丸で示す。本図に示すように、サンプリングされたデータは計測空間801の格子点とは異なる位置に配置される。グリッディング処理により、サンプリングされたデータに補間処理を行い、直交系座標の各格子点にデータを再配置する。なお、グリッディング処理は、例えばSinc関数やKaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行う(例えば、非特許文献4参照。)。
J. I Jackson et. al. , Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding, IEEE Trans. Med. Imaging, vol.10, pp.473-478, 1991
次に、静磁場の不均一や傾斜磁場の非線形性やオフセット等のハードウェア誤差がエコー信号に与える影響、それによるサンプリングデータのシフトについて説明する。以下においては、これらにより、周波数エンコード(読み出し)傾斜磁場および位相エンコード傾斜磁場に傾斜磁場オフセットが発生した場合を例にあげて説明する。また、直交系サンプリング法を用いて説明する。
図5は、読み出し傾斜磁場Grに傾斜磁場オフセットがある場合の例を説明するための図であり、図2に示すシーケンスの一回の繰り返しTRの、RFパルス、読み出し傾斜磁場Gr、AD変換、エコー信号の軸を抽出したものである。図5(a)は、傾斜磁場オフセットがない場合、図5(b)は、読み出し傾斜磁場Grに傾斜磁場オフセット−Groがある場合を示す。
傾斜磁場オフセットがない場合、図5(a)に示すように、読み出し傾斜磁場Gr軸に印加したディフェイズ傾斜磁場パルス504-1aと読み出し傾斜磁場パルス504-1bとの積分量の和が0となる時間(すなわち、図の場合はA部とB部との面積が同じとなる時間)にエコー信号506-1のピークが生じる。RFパルス501照射時からエコー信号発生時までの時間をTEと呼ぶ。
これに対し、読み出し傾斜磁場方向に傾斜磁場オフセット−Groがある場合、図5(b)に示すように読み出し傾斜磁場パルス504-1a、504-1bの印加量に、傾斜磁場オフセット−Groを加えたものがエコー信号取得中に印加された傾斜磁場の総量となる。このため、傾斜磁場オフセット−Groと同極性に印加するディフェイズ傾斜磁場パルス504-1aの面積A'は、見かけ上大きくなる。読み出し傾斜磁場パルス504-1bは、傾斜磁場オフセットと逆極性に印加しているので、面積B'は見かけ上小さくなる。従って、読み出し傾斜磁場Gr軸に印加した傾斜磁場パルスの積分量が0となる時間は、図5(a)の場合に比べて時間軸tの方向へ所定時間P0シフトする。すなわち、エコー信号506-1のピークは、TE＋P0時間後に発生する。従って、サンプリングされたデータは、計測空間においてKx方向にシフトした位置に配置される。ここで、シフト量をΔKxとする。
図6は、位相エンコード傾斜磁場Gpに傾斜磁場オフセットがある場合の例を説明するための図であり、図2に示すシーケンスの一回の繰り返しTRの、RFパルス、位相エンコード傾斜磁場Gp、読み出し傾斜磁場Gr、AD変換、エコー信号の軸を抽出したものである。
図6(a)は、位相エンコード方向に傾斜磁場オフセット−Gpoがある場合を示す。エコー信号506の発生位置(タイミング)は、読み出し傾斜磁場パルスGr504の面積に依存するため、位相エンコード方向に傾斜磁場オフセット−Gpoがあっても、エコー信号506の発生タイミングはTEである。しかし、位相エンコード方向の傾斜磁場オフセット−Gpoの影響で、実際に印加される位相エンコードパルスの強度がパルスシーケンスに設定されているものと異なる。このため、サンプリングされたデータは、計測空間上でKy方向にシフトした位置に配置される。このときのシフト量をΔKyとする。図6(b)に示すように、オフセット−Gpoがない場合のデータの配置位置を計測空間の中心701とすると、オフセット-Gpoがある場合の配置位置は、計測空間の中心701からKy方向にΔKyだけシフトした702となる。
図6(c)は、読み出し傾斜磁場Grと位相エンコード傾斜磁場Gpとの両方に傾斜磁場オフセット-Gro、-Gpoがある場合のサンプリングデータを計測空間に配置した様子である。ここでは、両オフセットがない場合の配置位置を計測空間の中心701とする。この場合、計測空間の中心701からKy、Kxのそれぞれの方向にΔKy、ΔKxシフトした位置703に配置される。
以上のように、傾斜磁場オフセットがあると、エコー信号のピーク位置がシフトし、それに伴い、サンプリングデータが計測空間上でシフトした位置に配置される。なお、ここでは傾斜磁場オフセットによるものを説明した。傾斜磁場の立ち上がり時間のずれ、静磁場の不均一、傾斜磁場の非線形性等により傾斜磁場が変形することによっても同様の影響が生じる。ただし、位相エンコード方向のピーク位置シフトについては、位相エンコードパルスが離散的に印加されている場合、傾斜磁場の立ち上がり時間のずれの影響はほとんどない。以下、傾斜磁場を変形させるこれらの要因をまとめて傾斜磁場誤差と呼ぶ。
以上、傾斜磁場誤差が計測空間におけるデータ配置に与える影響を、直交系サンプリング法を用いて説明した。ラディアルサンプリング法においても影響は同様に発生する。図7は、計測空間の中心部を拡大したものである。図3(c)と同様に黒丸は計測空間の直交系座標の格子点、白丸はラディアルサンプリング法で取得したデータの配置(データ点)を表す。ラディアルサンプリング法でサンプリングされるデータは、計測空間の略一点(一般に原点)を中心として、位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場との比率で決まる傾斜(回転角度θ(n))を持つ走査線上に配置される。図7(a)は、傾斜磁場誤差が無い理想的な状態であり、計測したエコー信号903のデータ点は、計測空間の1点(図7(a)では原点)を中心にして放射状に規則正しく並ぶ。
図7(b)は、傾斜磁場誤差がある場合の状態を示す。傾斜磁場誤差によりエコー信号のピーク位置がシフトすると、サンプリングされるデータの位置もシフトし、本図に示すように、規則正しい放射状にならない。パルスシーケンスの設定時は、傾斜磁場の誤差を考慮していないため、これに基づく再構成時のグリッディング処理は、図7(a)のように理想的な状態に配置されるものとしてなされる。従って、正しく変換されずに画像の信号消失などが発生して画質が劣化し、アーチファクトとなる。また、傾斜磁場誤差は、読み出し傾斜磁場パルスの印加軸によって変わる要素も含まれる。このため、ラディアルサンプリング法ではサンプリングデータが配置される走査線の回転角度によって傾斜磁場誤差の影響が異なることがある。
本実施形態では、ラディアルサンプリング法において上述のように発生する計測空間におけるサンプリングデータのシフトを、所定のデータ(信号補正用データ)を用いて各データのシフト量を算出し、補正を行う。以下、本実施形態の信号補正用データの取得手順とそれを用いた補正処理について説明する。
まず、信号補正用のデータの取得について説明する。上述のように、直交系サンプリング法では、傾斜磁場誤差の影響が計測空間のKx軸方向およびKy軸方向のシフトとして現れる。本実施形態では、信号補正用のデータを取得するため、ラディアルサンプリング法のパルスシーケンス内で一部、直交系サンプリング法と同様のシーケンスを実行する。具体的には、特定のエコー信号について、当該エコー信号と平行に複数のエコー信号を取得する。これは、平行な複数のエコー信号内の基準となるエコー信号と同じ読み出し傾斜磁場パルス強度で、撮影スライス面内で読み出し傾斜磁場パルスと直交する方向に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加することにより取得できる(オブリーク撮影により計測空間を回転させることに相当する)。
図8(a)は本実施形態のパルスシーケンスにより取得したエコー信号を配置した計測空間の模式図である。本図に示すように、本実施形態のパルスシーケンスを用いてサンプリングしたエコー信号は、特定のエコー信号603-1,603-7に平行に複数のエコー信号が配置されるブロック1001及び1002を含む。ブロック1001,1002内には、それぞれ計測空間上で互いに平行なエコー信号群1003-1〜1003-5と、1004-1〜1004-5とが配置される。本実施形態では、本図に示すように、Kx軸方向に平行なエコー信号群からなるブロック1001とKy軸方向に平行なエコー信号群からなるブロック1002とを取得する。これは、位相エンコード方向の傾斜磁場誤差の影響、および、それに直交する方向の傾斜磁場誤差の影響、それぞれについて、x成分およびy成分を抽出するためである。なお、取得する2つのブロックは、互いに異なる角度であれば、これに限られない。また、取得するブロック数も2つ以上であればよく、特に2つに限られない。
次に、このブロック内のデータを用いて、傾斜磁場誤差によるデータのシフト量、すなわち、エコー信号のピーク位置のシフト量を算出する。データのシフト量は、各ブロックについて、位相エンコード方向成分ΔKy1、ΔKx2と、それに直交する方向(周波数エンコード方向)成分ΔKx1、ΔKy2とをそれぞれ計算する。
図8(b)および図8(c)は、傾斜磁場誤差によるデータのシフトを説明するための図である。それぞれ、ブロック1001と1002とのデータを、計測空間中心部1005を拡大して示す。ここでは、計測空間の中心701に配置されるべきデータが、傾斜磁場誤差によりそれぞれ1006,1007の位置にシフトしたものとする。
各ブロック1001,1002のシフト量ΔKx1、ΔKy1、ΔKx2、ΔKy2を用い、任意の角度(θ)におけるデータのシフト量(ピーク位置のシフト)の、θと平行な方向の成分ΔP(θ)およびθと直交する方向の成分ΔO(θ)を計算する。本実施形態では、まず、任意の角度(θ)の傾斜磁場オフセット量と傾斜磁場誤差量とを算出し、それらを用いてΔP(θ)、ΔO(θ)を算出する。
ここで、傾斜磁場誤差の中で、位相エンコード方向のシフトには、傾斜磁場パルスの立ち上がり時間のずれの影響がほとんど入っていない。このため、このシフトは、傾斜磁場オフセットによるものと考えられる。従って、位相エンコード方向のシフトから、撮影断面内のX軸およびY軸方向の傾斜磁場誤差のうち、傾斜磁場オフセットによるものを算出できる。以下、位相エンコード方向のシフトから得られる傾斜磁場誤差を、傾斜磁場オフセット量と呼ぶ。
一方、周波数エンコード方向のシフトには、傾斜磁場のオフセットによる影響に加え、傾斜磁場の非線形性や立ち上がり時間のずれによるものが含まれる。従って、本実施形態では、まず、位相エンコード方向のシフト量を用いて傾斜磁場オフセット量を算出し、その後、周波数エンコード方向のシフト量から得られる傾斜磁場誤差から傾斜磁場オフセット量を減算し、傾斜磁場オフセット量以外の傾斜磁場誤差を算出する。
まず、各ブロックで計測した位相エンコード方向のシフト量ΔKy(ΔKy1、ΔKx2)を用い、信号取得時に用いた計測空間の1エンコードステップに対応する位相エンコード傾斜磁場パルスの印加量Gpにより、撮影断面内のX軸およびY軸方向の傾斜磁場オフセット量Goffを以下の式で算出する。
Goff＝ΔKy/(γ・FOV・TE) (式５)
ここで、γは磁気回転比、FOVは撮影視野サイズ、TEはシーケンスで設定したエコー時間である。なお、GoffのX軸方向成分GoffXおよびY軸方向成分GoffYは、それぞれ、ΔKy1、ΔKx2を用い、以下のように算出する。
GoffX＝ΔKx2／(γ・FOV・TE) (式6)
GoffY＝ΔKy1／(γ・FOV・TE) (式7)
傾斜磁場オフセット量のX軸方向成分GoffXとY軸方向成分GoffYとを用いて、計測空間の任意の角度(θ)における傾斜磁場オフセット量RoffX(θ)、RoffY(θ)を、以下の式で算出する。
Roffx(θ)＝Goffx×cos(θ)−sin(θ) (式8)
Roffy(θ)＝Goffy×cos(θ)＋sin(θ) (式9)
次に、周波数エンコード方向のシフト量ΔKx(ΔKx1、ΔKy2)を用い、傾斜磁場オフセット量Goff以外の傾斜磁場誤差を算出する。まず、傾斜磁場オフセット量Goffに起因する周波数エンコード方向のピークシフト量は、
ΔK＝Goff×γ×FOV×TE/Sample (式10)
である。ここで、Sampleは周波数エンコード方向のサンプリング点数である。これを、周波数エンコード方向のピーク位置のシフト量ΔKxから減算することで、傾斜磁場誤差Gerrorを以下の式で算出する。
Gerror＝(ΔKx−ΔK)・Sample/(γ・FOV) (式11)
(式11)に(式10)を代入し、
Gerror＝ΔKx×Sample／(γ・FOV)-Goff×TE (式12)
なお、GerrorのX軸方向成分GerrorXおよびY軸方向GerrorYは、ΔKx1、ΔKy2とGoffX、GoffYを用い、以下のように算出する。
GerrorX＝ΔKx1・Sample／(γ・FOV)-GoffX×TE (式13)
GerrorY＝ΔKy2・Sample／(γ・FOV)-GoffY×TE (式14)
撮影断面内のX軸およびY軸方向の傾斜磁場誤差量GerrorX,GerrorYを用いて、計測空間の任意の角度(θ)における傾斜磁場誤差量RerrorX(θ)、RerrorY(θ)を以下のように算出する。
RerrorX(θ)＝GerrorX×cos(θ)− GerrorY×sin(θ) (式15)
RerrorY(θ)＝GerrorY×cos(θ)＋ GerrorX×sin(θ) (式16)
上記で求めた計測空間の任意の角度(θ)における傾斜磁場オフセット量と傾斜磁場誤差量を用いて、任意の角度(θ)における計測空間のずれを算出する。ここでは、ΔP(θ)およびΔO(θ)は、それぞれ以下の(式17)、(式18)で計算できる。
ΔP(θ)＝(RerrorX(θ)＋RoffX(θ)・TE)×γ・FOV／Sample (式17)
ΔO(θ)＝RoffY(θ)×γ・FOV・TE (式18)
本実施形態では、以上のように求めた計測空間の任意の角度θにおけるデータのシフト量の、θと平行な方向のピーク位置のずれ量ΔP(θ)およびθと直交する方向のピーク位置のずれ量ΔO(θ)を用いて、各データをそのピーク位置が計測空間の原点に一致するようにシフトする。
なお、上述のように算出したシフト量に応じて計測空間でエコー信号のピーク位置をシフトする代わりに、エコー信号を一次元フーリエ変換した空間において位相補正を行ってもよい。ここで、計測空間のピーク位置とエコー信号を一次元フーリエ変換した空間における位相φとの関係は、算出したピーク位置ずれ量をΔKとした場合、以下の(式１９)で表される。
φ(x)＝ΔK×2π×x／X (式19)
(Xは再構成時の画像空間のデータ点数：１≦x≦X)となる。
位相補正は、例えば、補正対象となる複素データをC(n，x)、信号補正用データの位相をφ(n，x)とすると、補正後のデータC'(n，x)は、以下の(式20)、(式21)のとおりである。
Re［C'(n,x)］＝Re［C(n,x)］×cos(φ(n,x))−Im［C(n,x)］×sin(φ(n,x)) (式20)
Im［C'(n,x)］＝Im［C(n,x)］×cos(φ(n,x))＋Re［C(n,x)］×sin(φ(n,x)) (式21)
ここで、Re［］、Im［］は、それぞれデータの実部、虚部を表す。なお、位相補正のメリットは、サブピクセル単位で補正を行うことができるため、補正の精度が高いことである。
次に、本実施形態の補正処理の手順について説明する。図9は、本実施形態のラディアルサンプリング法における傾斜磁場誤差の補正処理のフローチャートである。以下の処理は、予めメモリ等に保持されたプログラムに従って、CPU8が実行する。
まず、信号補正用のデータの計測を実施する(ステップ101)。ここでは、上述の２ブロックの計測を行う。ただし、本実施形態では、この計測で取得したデータも画像の再構成にも用いる。
ステップ101で取得したデータを用い、各ブロックで計測した位相エンコード方向のシフト量ΔKyから回転角度θ毎の傾斜磁場オフセット量と傾斜磁場誤差量とを算出する。それらを用い、回転角度θと平行な方向に対するピーク位置のずれ量と、θと直交する方向に対するピーク位置のずれ量を算出する(ステップ１０２)。
回転角度θ(n)を変化させ、エコー信号を計測する(ステップ103)。
ステップ103で取得したエコー信号をサンプリングして得られる各データについて、ステップ102で算出したずれ量を用いて補正を行う(ステップ104)。
画像の再構成に必要な全ての回転角度θ(n)の計測を終えたか判断する(ステップ105)。ここでは、nが最大値(ここでは12)となった場合、全ての回転角度θ(n)の計測を終えたものと判断する。全ての計測を終えたものと判断された場合、すなわち、ステップ104で処理されたデータが最終データであるものと判断された場合は、次のステップ107に移行する。一方、最終データでなければ、nを1インクリメントし(ステップ106)、ステップ103に戻り、次の回転角度θ(n)で計測を行う。
補正後の全データをグリッディングし、計測空間の各格子点上のデータを求める(ステップ107)。このとき、本実施形態では、信号補正用データを含んだブロックのデータも全てグリッディングに用いることができる。これにより、取得したデータを無駄にすることなく画像を作成できる。
ステップ107でグリッティングされた計測空間データを二次元フーリエ変換して画像を得る(ステップ108)。
なお、上記処理フローでは、信号補正用のデータからシフト量を算出後、回転角度を変化させて各データを計測している。しかし、最初に全てのデータの計測を行い、その後、信号補正用のデータからシフト量を算出し、各データを補正してもよい。
以上説明したように、画像の再構成に用いるデータを取得する中で、エコー信号のピーク位置のシフト量を算出するために用いるデータを取得する。従って、信号補正用データを取得するために特別なシーケンスを実施する必要がない。このため、本実施形態によれば、静磁場の不均一、傾斜磁場の非線形性、傾斜磁場オフセット等に起因してエコー信号のピーク位置がシフトした場合であっても、撮影時間の延長を最小限にしつつ、エコー信号のピーク位置のシフトを補正することができる。これにより、撮影時間の延長を抑えつつ、画像の信号消失、アーチファクトを低減し、画質を向上させることができる。
なお、本実施形態では、画像取得用の計測で設定する撮影パラメータに基づいてシフト量を測定するための撮影条件を設定することができる。例えば、本実施形態では、信号補正用データを含むブロックの計測において、位相エンコードを付加した複数のエコー信号を取得する。ブロックで取得すべきエコー信号数および各エコー信号間の計測空間上の間隔は、撮影パラメータに基づいて、以下のように設定する。
ラディアルサンプリング法では、グリッディングの際、エコー信号が計測空間で1ピクセル以上ずれるとアーチファクトが大きくなるので、傾斜磁場オフセットを算出するピッチは、撮影条件で設定した計測空間のピッチに基づいて決める必要がある。位相エンコード方向の１ライン分に相当する傾斜磁場強度Gstepは、撮影の視野FOVと磁気回転比γを用い、以下の(式22)で表される。
Gstep＝1／(γ・FOV) (式22)
本実施形態では、(式22)に従って、位相エンコード方向の計測空間上の間隔を定めることができる。
図10は、補正用データ取得シーケンスの設定例である。本図においては、Ky方向に位相エンコードを印加して複数のエコー信号を取得する場合を例に挙げて説明する。ここでは、計測空間の中心(Kx＝0、Ky＝0)付近のみを示す。また、(式22)で計算される傾斜磁場強度Gstepによる位相エンコードステップに対応する位置を、点線で示す。
図10(a)には、(式22)で計算される傾斜磁場強度Gstepによる位相エンコードステップで5個のデータ1301-1〜1301-5を取得するように設定した場合を示す。補正データを含んだブロックの計測は、エコー信号のピーク位置のシフトを抽出するための計測である。エコー信号のピーク位置が位相エンコードステップ内に収まっているか否かを確認するため、計測するエコー信号数は、Ky＝0を中心にして2エコー以上取得する。
エコー信号のピーク位置は傾斜磁場オフセット量に依存して変わる。このため、傾斜磁場オフセット量の極性に基づいて、シフトΔPEを設定することで、エコー信号のピーク位置がシフトする方向に多くの補正用のデータを取得できる。図10(b)には、図10(a)に対して、位相エンコードの設定をΔPEだけ上側にシフトさせて、(式22)で計算される傾斜磁場強度Gstepによる位相エンコードステップで5個のデータ1302-1〜1302-5を取得した場合を示す。このように構成することにより、少ないエコー信号数でも精度良く補正値を算出できる。
なお、通常、MRI装置を用いる撮影では、診断用の撮影を行う前にプリスキャンとして各種の計測を実施し、装置の調整を行う。このとき、傾斜磁場オフセットも調整されることが多い。上記シフトΔPEは、このプリスキャンで得られた傾斜磁場オフセット量の極性に基づいて定める。傾斜磁場オフセットの中で傾斜磁場電源に起因するものは、被検体に依存せず、常に一定である。しかし、傾斜磁場オフセットには、被検体が撮影領域内に入ったことにより生じる磁場の乱れに起因するものがある。従って、傾斜磁場オフセットの中で、被検体に依存するものの割合が所定以上の場合、撮影断面を設定する毎に傾斜磁場オフセットを算出する。
一般に、上述の(式22)で定められる間隔で位相エンコード傾斜磁場のステップを設定すればよい。しかし、さらに精度を高めたい場合は、上記間隔をさらに狭くしてもよい。図10(c)には、図10(a)に対して1/2のステップとなるように位相エンコード傾斜磁場のステップを設定し、9個のデータ1303-1〜1303-9を取得した場合を示す。この場合、位相エンコードステップの間隔が半分になった分、Ky方向のエコーピークずれを算出する精度が、図10(a)の場合と比べて倍になる。さらに、図10(b)と図10(c)との手法を組み合わせることも可能である。
このように、本実施形態では、画像取得用の計測で設定した撮影パラメータに基づいて傾斜磁場オフセット量や傾斜磁場誤差の量を測定するための撮影条件を設定できるため、効率よく補正用のデータを取得できる。
次に、本実施形態による時間的な効果を説明する。図11は、本実施形態による計測の効率化を説明するための図である。
図11(a)は、典型的な従来の撮影の例であり、信号補正用のデータをプリスキャン1201で取得する場合である。メインスキャン1202は、ハイブリッドラディアル法あるいはラディアル法をとする。ここでは、メインスキャン1202で取得したデータは、信号補正ステップ1203においてプリスキャン1201で取得した補正用データで補正され、画像作成ステップ1204で画像に再構成される。このとき、1201で取得した信号補正用のデータは、画像作成用としては用いない。
これに対し、本実施形態では、図11(b)で示すようにメインスキャン1205内に信号補正用データ1206を含んだブロックの計測を行うため、従来例で示すプリスキャン1201は不要である。メインスキャン1205で得られたデータは、信号補正ステップ1203で信号補正され、画像作成ステップ1204で画像に再構成される。
図11(c)は、ダイナミック撮影やフルオロスコピー撮影に本実施形態を適用する場合の例である。本図では3回の計測を行う場合を示す。本実施形態では、連続して行うそれぞれのメインスキャン1205-1〜1205-3中に、信号補正用データ1206を取得する。メインスキャン1205で得られたデータは、それぞれ信号補正ステップ1203-1〜1203-3で信号補正され、画像作成ステップ1204-1〜1204-3で画像に再構成される。本例は、例えば、連続して異なる撮影断面を撮影する場合などに適用される。撮影断面が変わると、傾斜磁場出力の割合が変わる。このため、信号補正用データ1206は、その都度取得する必要がある。
図11(d)は、ダイナミック撮影やフルオロスコピー撮影に本実施形態を適用した場合の別の形態である。ここでは、図11(c)と異なり、2回目のメインスキャン1205-2には信号補正用データ1206を取得していない。この場合、2回目のメインスキャン1205-2で取得したデータは、1回目のメインスキャン1205-1で取得した信号補正用データ1206-1を用いて信号補正ステップ1203-2において信号補正され、画像作成ステップ1204-2において画像に再構成される。例えば、連続して撮影する際、撮影断面を変更しない場合は、傾斜磁場出力の割合が同じであるため、補正用データも共用できる。本例はこのような場合に適用したものである。このようにシーケンスを実行することで、補正用データ取得時間を少なくでき、画像のフレームレートを向上できる。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、位相エンコードを印加して計測した2つのブロックのデータから、各データのシフト量を算出し、それを用いて補正を行う。しかし、本実施形態では、2つのブロックのデータから、傾斜磁場オフセット量と傾斜磁場誤差量とを算出し、それを用いてパルスシーケンスを再設定し、その後の計測を行う。ここで、パルスシーケンスの再設定とは、誤差の影響を除去した位相エンコード傾斜磁場Gpおよび周波数エンコード傾斜磁場Grを計算し、それを用いたパルスシーケンスとすることを意味する。本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態と同様である。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。
本実施形態においても、信号補正用データとして、図8(b)、(c)に示すように、Kx軸方向に平行なエコー信号群からなるブロック1001と、Ky軸方向に平行なエコー信号群からなるブロック1002とを計測する。このブロック内のデータから得られた、傾斜磁場誤差によるデータのシフト量、すなわち、エコー信号のピーク位置のシフト量の位相エンコード方向成分をそれぞれΔKy1、ΔKx2、それに直交する方向(周波数エンコード方向)成分をそれぞれΔKx1、ΔKy2とする。なお、本実施形態においても、取得する2つのブロックは、互いに異なる角度であれば、これに限られない。また、取得するブロック数も2つ以上であればよく、特に2つに限られない。
本実施形態では、第一の実施形態の(式8)、(式9)、(式15)、(式16)により求めた計測空間の任意の角度θにおける各軸方向の傾斜磁場オフセット量RoffX(θ)、RoffY(θ)と、その他の傾斜磁場誤差RerrorX(θ)、RerrorY(θ)とを用い、誤差の影響を除いた傾斜磁場を、位相エンコード軸の傾斜磁場G'p(θ(n))および周波数エンコード軸の傾斜磁場G'r(θ(n))を計算する。ここでは、第一の実施形態の(式3)、(式4)で計算されるシーケンスの実行時の傾斜磁場量Gp(θ(n))、Gr(θ(n))から、RoffX(θ)、RoffY(θ)、RerrorX(θ)、RerrorY(θ)をそれぞれ減算し、誤差の影響を除いた値G'p(θ(n))、G'r(θ(n))を算出する。すなわち、以下の計算を行う。
G'p(θ(n))＝Gp(θ(n))−RerrorY(θ(n))−RoffY(θ(n))・TE (式23)
G'r(θ(n))＝Gr(θ(n))−RerrorX(θ(n))−RoffX(θ(n))・TE (式24)
そして、補正後の各傾斜磁場G'p(θ(n))、G'r(θ(n))を用いて、回転角度(θ)を変化させて計測を行う。
なお、シーケンスが位相エンコードパルスを併用したハイブリッド型のラディアルサンプリング法の場合、傾斜磁場オフセット量RoffX(θ)、RoffY(θ)は位相エンコード部分に含めることができる。この時、回転角度毎の位相エンコード軸と周波数エンコード軸の位相エンコード傾斜磁場パルスをGpp(θ(n))、Gpr(θ(n))とすると、誤差の影響を除いた値Gp'p(θ(n))、Gp'r(θ(n))はそれぞれ、
Gp'p(θ(n))＝Gpp(θ(n))−RoffY(θ(n))・TE (式25)
Gp'r(θ(n))＝Gpr(θ(n))−RoffX(θ(n))・TE (式26)
となる。この場合、回転角度毎の位相エンコード軸と周波数エンコード軸の周波数エンコード傾斜磁場パルスをGrp(θ(n))、Grr(θ(n))とすると、誤差の影響を除いた値Gr'p(θ(n))、Gr'r(θ(n))はそれぞれ、
Gr'p(θ(n))＝Grp(θ(n))−RerrorY(θ(n)) (式27)
Gr'r(θ(n))＝Grr(θ(n))−RerrorX(θ(n)) (式28)
である。
以下、本実施形態の補正処理の手順を説明する。図12は、本実施形態の補正処理のフローチャートである。第一の実施形態との違いは、信号補正処理ステップがない代わりに、シーケンスを再設定するステップがあることである。
まず、信号補正用データを含むブロックの計測を行う(ステップ201)。そして、ステップ201で取得したデータを用いて、(式8)、(式9)、(式15)、(式16)により各軸の傾斜磁場オフセット量RoffX(θ)、RoffY(θ)と傾斜磁場誤差量RerrorX(θ)、RerrorY(θ)とを計算する(ステップ202)。そして、(式23)、(式24)のように、誤差の影響を除いた値G'p(θ(n))、G'r(θ(n))を算出する(ステップ203)。また、ハイブリッド型のラディアルサンプリングの場合は、(式25)〜(式28)のように、誤差の影響を除いた値Gp'p(θ(n))、Gp'r(θ(n))、Gr'p(θ(n))、Gr'r(θ(n))を算出する。
以降は、基本的に第一の実施形態と同様に、回転角度θ(n)を変化させ、画像の再構成に必要な全てのエコー信号の計測を行い(ステップ204〜206)、グリッディングを行い(ステップ207)、二次元フーリエ変換を行い(ステップ208)、再構成画像を得る。
以上説明したように、本実施形態では、計測した信号から誤差を算出し、その誤差の影響を取り除いた傾斜磁場量でシーケンスを実行し、得られたデータを用いてグリッディング処理、画像再構成を行う。このため、画像再構成時に補正処理を行わなくてもアーチファクトのない画像を得ることができる。従って、本実施形態によれば、第1の実施形態で得られる効果に加え、信号計測時に補正値を反映してエコー信号を取得するため、再構成時に補正が不要となり、高速に画像を作成できる。
なお、本実施形態においても、上記第一の実施形態と同様に画像取得用の計測で設定した撮影パラメータに基づいて傾斜磁場オフセット量、傾斜磁場誤差量を測定するための撮影条件を設定できる。また、本実施形態の時間的な効果も第一の実施形態と同様である。
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明の第三の実施形態を説明する。本実施形態は、信号補正用データのシフト量を用いてデータ自体または傾斜磁場出力を補正する代わりに、グリッディング時の補間処理に用いる変換先の座標点を変更する。本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態と同様である。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。
傾斜磁場強度Gr、Gpと、計測空間上の回転角θ、グリッディング後の座標(Kx、Ky)には、以下の関係がある。
Kx(θ(n),m)＝γ・Gr(θ(n))・Δt・m (式29)
Ky(θ(n),m)＝γ・Gp(θ(n))・Δt・m (式30)
ここで、Δtはデータサンプルピッチ、mはサンプル点である。
ここで、傾斜磁場オフセットおよび傾斜磁場誤差を除いた傾斜磁場量(傾斜磁場強度)G'r(θ(n))、G'p(θ(n))は、第二の実施形態の(式23)、(式24)より得られる。これを(式29)、(式30)のGr(θ(n))、Gp(θ(n))にそれぞれ代入すると、以下のようにグリッディング座標(K'x、K'y)が定まる。
K'x(θ(n),m)＝γ・(Gr(θ(n))−RerrorX(θ(n))−RoffX(θ(n)))・Δt・m (式31)
K'y(θ(n),m)＝γ・(Gp(θ(n))−RerrorY(θ(n))−RoffY(θ(n)))・Δt・m (式32)
ハイブリッド型のラディアルサンプリングの場合は、(式29)、(式30)のGr(θ(n))、Gp(θ(n))に、第二の実施形態の(式25)〜(式28)で得られる(Gr'r(θ(n))＋Gp'r(θ(n)))、(Gr'p(θ(n))＋Gp'p(θ(n)))をそれぞれ代入すると、以下のようになる。
K'x(θ(n),m)＝γ・(Grr(θ(n))−RerrorX(θ(n)))・Δt・m+γ・(Gpr(θ(n))−RoffX(θ(n)))・Δτ (式33)
K'y(θ(n),m)＝γ・(Grp(θ(n))−RerrorY(θ(n)))・Δt・m+γ・(Gpp(θ(n))−RoffY(θ(n)))・Δτ (式34)
ここで、Δτは位相エンコード傾斜磁場パルスの印加時間である。
先に説明したとおり、シーケンス実行時に傾斜磁場オフセットを含む傾斜磁場誤差がある場合、エコー信号のピーク位置がシフトする。これを、シーケンス計算時の傾斜磁場の誤差を考慮していない座標点にグリッディングすると、アーチファクトが生じる。本実施形態では、取得したデータを、グリッディング時に上記の式で求めた座標(K'x(θ(n),m)、K'y(θ(n),m))に変換することにより、グリッディング時にエコー信号のピーク位置のシフトの影響が除去され、アーチファクトを低減することができる。
以下、本実施形態の補正処理の手順を説明する。図13は、本実施形態の補正処理のフローチャートである。上記各実施形態との違いは、信号補正処理ステップ104、シーケンスを再計算するステップ203が無い代わりに、補正値込みのグリッディング処理1107があることである。補正値込みのグリッディング処理とは、上記(式31)、(式32)もしくは(式33)、(式34)で求めた座標にグリッディングする処理である。
まず、信号補正用のデータを含むブロックの計測を実施する(ステップ1101)。そして、ステップ1101で取得したデータを用い、各回転角のデータ毎のエコー信号のピーク位置のシフト量を求める(ステップ1102)。そして、全ての回転角度θ(n)の計測を行う(ステップ1103〜1105)。なお、本実施形態においても、先に信号補正用データを含むブロックの計測と併せ、全ての回転角度θ(n)の計測を行い、その後、ブロックのデータを用いてシフト量を求めてもよい。また、取得する2つのブロックは、互いに異なる角度であれば、これに限られない。また、取得するブロック数も2つ以上であればよく、特に2つに限られない。
次に、上記ステップ1102で得たシフト量を用いて、(式31)、(式32)もしくは(式33)、(式34)より、グリッディング先の座標を計算する(ステップ1106)。そして、求めた座標に計測点をグリッディングして最終計測空間を得(ステップ1107)、二次元フーリエ変換を行い(ステップ1108)、再構成画像を得る。
以上説明したように、本実施形態によれば、パルスシーケンスの変更や、画像再構成時の補正処理を行わず、アーチファクトの少ない画像を得ることができる。
上記各実施形態によれば、ラディアルサンプリング法などの非直交系サンプリング法において、傾斜磁場誤差に起因するエコー信号のピークずれを算出して補正することにより、画像の信号消失などの傾斜磁場誤差に起因するアーチファクトを低減する。このとき、補正用のデータを、画像再構成に必要なデータ取得時に併せて取得する。このため、全撮影時間が長引くこともない。
なお、上記各実施形態では、補正データを含んだブロックの計測は、画像取得用のパルスシーケンス内で行う場合を例にあげて説明した。しかし、補正データの取得は、これに限られない。例えば、プリスキャンとして予め計測するよう構成してもよい。この場合、パルスシーケンスを変更する毎にプリスキャンを行う。
また、上記各実施形態では、全てのデータの計測を終えた後にグリッディングする場合を例に挙げて説明した。しかし、グリッディングは各回転角のデータ取得の度に行うよう構成してもよい。ただし、この場合、計測の最初に補正データを含んだブロックの計測を実行し、補正データを求めておく。
本発明は、以上の各実施形態で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で各種形態を取り得る。また、上記各実施形態ではグラディエントエコーパルスシーケンスを例に挙げて説明した。しかし、ラディアルサンプリング法およびハイブリッドラディアル法は、パルスシーケンスの種類には依存せず、ＳＥパルスシーケンス、FSEパルスシーケンス、EPIパルスシーケンスなどであってもよい。
また、上記各実施形態では、二次元面内のGr軸、Gp軸に印加させる傾斜磁場の強度を変化させることにより計測空間の走査を行う場合を例に挙げて説明した。このGr軸、Gp軸は撮影空間のX、Y、Zの任意の軸と対応させることが可能であり、オブリーク撮影やオフセンター撮影であってもよい。更に、三次元球内での回転を行うこともできる。
図14は三次元撮影に本発明を適用した場合を説明するための図である。三次元撮影の場合でも、X、Y、Zの三軸方向の信号補正用データを取得することにより、本発明の上記効果を得ることができる。図14(a)は撮影空間1401を三次元的に示したものである。X、Y方向の傾斜磁場オフセット量および傾斜磁場誤差量は、図8(a)と同様にKx−Ky面1402上で信号補正用データを取得することによって得ることができる(図14(b)参照。)。また、Z方向の傾斜磁場オフセット量および傾斜磁場誤差量は、Kx−Ky面1402と直交するKz−Kx面1403上で信号補正用データを取得することによって得ることができる(図14(c)参照。)。すなわち、三次元撮影においては、二次元撮影の場合に取得する信号補正用データに加え、さらに、ブレード1404およびブレード1405のデータを信号補正用データとして取得する。なお、図ではKz−Kx面で信号補正用データを取得する場合を例に挙げて説明した。しかし、Kx−Ky面1402と直交する面であればよく、例えば、Kz−Ky面を用いても良い。
以上の説明においては、上述したように説明を簡単にするために、ラディアルサンプリング法やハイブリッドラディアル法の例において所定のブロック数を用いている。しかし、実際の撮影では、ブロック数とブロック内のエコー数は任意に設定することができる。同様に、ラディアルサンプリング法についても、取得するエコー数及び回転角、セグメント数は任意に設定することができる。
更に、ダイナミック撮影やフルオロスコピーのような連続撮影や、これら連続撮影時に計測空間の一部のデータを更新する、エコーシェア法に本発明を適用することも可能である。

Claims (15)

  1. 非直交系サンプリング法のパルスシーケンスに基づいて、傾斜磁場の印加とＫ空間に配置されるエコー信号の計測とを制御する計測制御部と、
    前記傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正処理部と、
    前記Ｋ空間データを演算処理して画像を再構成する演算処理部と、
    を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御部は、前記Ｋ空間上で互いに平行に配置される複数のエコー信号からなるブロックを計測するよう前記傾斜磁場の印加を制御し、
    前記補正処理部は、前記ブロックのエコー信号群のピーク位置の前記Ｋ空間原点からのシフト量を検出し、該シフト量に基づいて前記傾斜磁場に起因する誤差を補正する
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記Ｋ空間の所定軸との成す角度が異なる複数のブロックを計測するよう前記傾斜磁場の印加を制御し、
    前記補正処理部は、前記ブロック毎に前記シフト量を検出し、該検出された複数のシフト量に基づいて前記傾斜磁場に起因する誤差を補正する
    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において、
    前記計測制御部は、前記Ｋ空間上で、第１の軸方向に平行なブロックのエコー信号群と、第２の軸方向に平行なブロックのエコー信号群と、をそれぞれ計測するよう前記傾斜磁場の印加を制御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において、
    前記補正処理部は、前記ブロック毎のシフト量を用いて、所定方向との成す角度が任意の傾斜磁場についての傾斜磁場誤差量を求め、該任意角度の傾斜磁場誤差量に基づいて、該任意角度についての傾斜磁場に起因する誤差を補正す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１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記補正処理部は、前記ブロックのエコー信号群に平行な方向と垂直な方向のそれぞれにおいて、前記シフト量を検出し、該２方向のシフト量に基づいて前記傾斜磁場に起因する誤差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正処理部は、
    第１のブロックにおいて、第１の方向のシフト量から該第１の方向の傾斜磁場オフセットを検出し、第２の方向のシフト量から該第２の方向の傾斜磁場誤差を検出し、
    前記第１のブロックと直交する第２のブロックにおいて、前記第１の方向のシフト量から該第１の方向の傾斜磁場誤差を検出し、前記第２の方向のシフト量から該第２の方向の傾斜磁場オフセットを検出し、
    前記第１のブロックにおける前記第２の方向の傾斜磁場誤差から前記第２のブロックにおける前記第２の方向の傾斜磁場オフセットを減算して、該第２の方向における該傾斜磁場オフセット以外の傾斜磁場誤差を算出し、
    前記第２のブロックにおける前記第１の方向の傾斜磁場誤差から前記第１のブロックにおける前記第１の方向の傾斜磁場オフセットを減算して、該第１の方向における該傾斜磁場オフセット以外の傾斜磁場誤差を算出し、
    前記各方向の傾斜磁場オフセット、及び、傾斜磁場オフセット以外の傾斜磁場誤差に基づいて、前記傾斜磁場に起因する誤差を補正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１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記ブロックのエコー信号群が前記Ｋ空間の軸に関して対称に配置されるように前記傾斜磁場の印加を制御す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１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、事前に取得された傾斜磁場オフセットに対応して、前記ブロックの位置を該ブロックの位相エンコード方向へシフトするように前記傾斜磁場の印加を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記ブロックのエコー信号の間隔を撮影条件により定まる位相エンコードステップよりも狭くすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記補正処理部は、前記シフト量に基づいて、前記Ｋ空間に配置されたエコー信号群を、そのピーク位置が該Ｋ空間の原点に一致するようにシフトすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記演算処理部は、前記エコー信号をフーリエ変換し、
    前記補正処理部は、前記シフト量に基づいて、前記フーリエ変換されたエコー信号を位相補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記補正処理部は、前記シフト量に基づいて、前記傾斜磁場を再設定し、
    前記計測制御部は、前記再設定された傾斜磁場を用いて前記エコー信号の計測を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記補正処理部は、前記シフト量に基づいて、前記Ｋ空間に配置されたエコー信号群をグリッディングする際の座標を補正し、
    前記演算処理部は、前記補正された座標に前記Ｋ空間に配置されたエコー信号群をグリッディングし、該グリッディングされたエコー信号群を用いて前記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装置。
  14. Ｋ空間上で互いに平行に配置された複数のエコー信号からなるブロックを用いて、非直交系サンプリング法のパルスシーケンスにおける傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正方法であって、
    前記ブロックのエコー信号群のピーク位置の前記Ｋ空間原点からのシフト量を検出する検出ステップと、
    前記検出されたシフト量に基づいて、前記傾斜磁場に起因する誤差を補正する補正ステップと、
    を有することを特徴とする傾斜磁場に起因する誤差補正方法。
  15. 請求項１４記載の傾斜磁場に起因する誤差補正方法において、
    前記補正ステップは、前記シフト量に基づいて、
    前記非直交系サンプリング法のパルスシーケンスに基づいて計測され前記Ｋ空間に配置されたエコー信号群を、そのピーク位置が該Ｋ空間の原点に一致するようにシフトする処理、又は、
    前記傾斜磁場を再設定する処理、又は、
    前記非直交系サンプリング法のパルスシーケンスに基づいて計測され前記Ｋ空間に配置されたエコー信号群をグリッディングする座標を補正する処理、
    のいずれかを行うことを特徴とする傾斜磁場に起因する誤差補正方法。
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