WO2013046900A1 - 磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム - Google Patents

磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム Download PDF

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Abstract

撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面の、RFシミングによるB不均一低減効果を最大とする。予め定めた1方向の数枚のB分布のみを計測し、そのB分布データから、任意方向、任意位置の撮像断面に対して、B不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を各々計算する。たとえば、AX方向に数枚のみのB分布を計測した上で、AX方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、撮像断面に近い2つのB分布から計算された最適な高周波磁場条件から補間することによって求め、SAG、COR方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、B分布のうち、撮像断面との交差領域内のB値のみを抽出し、それを用いて求める。

Description

磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム

 本発明は、磁気共鳴撮像(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置(以下、MRI装置)に関する。特に、磁気共鳴現象を誘起する回転磁界の空間分布の調整技術に関する。

 MRI装置は、検査対象を横切る任意の断面内の原子核に磁気共鳴を起こさせ、発生する磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。検査対象に電磁波の一種であるラジオ波(Radio Frequency wave、以下、高周波またはRFと呼ぶ。)を送信し、検査対象内の原子核のスピンを励起すると共に、その後、核スピンにより発生する核磁気共鳴信号を受信し、検査対象を画像化する。送信は、RF送信用コイルによって行われ、受信は、RF受信用コイルによって行われる。

 近年、画像のSNR(Signal to Noise ratio)を向上させるため、静磁場強度が高まる方向にあり、静磁場強度が3T(テスラ)以上の高磁場MRI装置(3T MRI装置)の普及が始まっている。しかし、静磁場強度が大きくなるほど、撮像画像にムラが生じやすくなる。これは、高磁場化に伴って、磁気共鳴現象を誘起するために使用されるRFの周波数が高くなるためである。例えば、3T MRI装置では周波数128MHzのRFが使用されているが、このRFの生体内での波長は腹部断面とほぼ同スケールの30cm程度となり、生体内においてRFの位相に変化が生じる。そのため、照射RF分布、および、そのRFにより生成され磁気共鳴現象を誘起する回転磁界(以下、B)の空間分布が不均一となり、画像ムラが生じる。このような現状より、高磁場MRI装置で行われるRF照射において、画質を向上させるため、回転磁界Bの分布の不均一を低減する技術が必要とされている。

 B分布の不均一を低減する方法として、RF照射方法を工夫する手法がいくつか提案されている。その中で近年、「RFシミング」という手法が登場し、注目されている。これは、複数のチャンネルを持つRF送信用コイルを用いて、各チャンネルに与えるRFの位相と振幅とを制御して、撮像領域のB不均一を低減させる方法である。

 RFシミングでは、一般的に、本撮像前に各チャンネルのB分布を予め計測し、そのB分布を用いて、B不均一を低減するRFの振幅と位相とを算出する(例えば、特許文献1、非特許文献1参照)。また、関心領域(ROI)を設定し、ROI内のB不均一を低減するようRFの振幅または位相の少なくとも一方を撮像条件としてイメージングを行う技術がある(例えば、特許文献2参照)。特許文献2に記載の技術では、複数のROIを設定した場合、複数のROI間におけるデータのばらつきが低減されるようなRFの振幅または位相の少なくとも一方を取得する。これにより、被検体ごとの特徴により、B不均一性の影響が異なる問題を解決している。

米国特許第7078901号明細書 特開2010―29640号公報

Nistler J他著、 "Homogeneity Improvement Using A 2 Port Birdcage Coil" Proceedings of International Society of Magnetic Resonance in Medicine 2007 p.1063

 特許文献1および非特許文献1によれば、撮像断面のB分布を予め計測することによって、B不均一を低減するRFパルスの振幅と位相とを算出する。しかし、実際の画像撮像時は、様々な軸に直交する方向(以下、軸方向と呼ぶ)の、様々な位置の断面の画像を複数枚取得する。軸方向は、一般に、アキシャル(以下、AX)、サジタル(以下、SAG)、コロナル(以下、COR)の3方向があり、さらにこれらの方向からある角度だけ傾けた軸方向(オブリーク)もある。また、断面数は1方向あたり数~数十となることが多い。

 従って、特許文献1および非特許文献1の技術を用いる場合、全ての撮像断面のB不均一低減効果を最大とするためには、全ての撮像断面について各々B分布を計測して、各々最適なRFの振幅と位相とを計算する必要があり、多大な時間がかかる。このため、総撮像時間が延長する。一方、所定の撮像断面のみB分布を計測して、算出された一つのRFの振幅および位相の値を、他のすべての断面にも適用すると、他断面においてB不均一低減効果が十分に得られない場合がある。

 特許文献2に記載の技術においても、全ての撮像断面のB分布を計測するためには多くの時間がかかり、総撮像時間が延長する。

 本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面の、RFシミングによるB不均一低減効果を最大とする技術を提供する。

 本発明は、所定軸方向の所定数の断面のB分布と、B不均一低減効果を最大とするRFの振幅および位相と、を用いて、任意の撮像断面のB不均一低減効果を最大とするRFの振幅および位相を算出する。

 本発明の代表的なものの一例を示せば以下の通りである。すなわち、本発明は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置を提供する。

 また、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受診する信号受信部と、を備える磁気共鳴撮像装置の高周波磁場の不均一を低減する撮像条件決定方法であって、前記高周波磁場照射部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算ステップと、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算ステップと、を備えることを特徴とする撮像条件決定方法を提供する。

 本発明によれば、撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、かつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面すべてにおいて、RFシミングによるB不均一低減効果を最大にできる。

第一の実施形態のMRI装置の概要を示す構成図である。 第一の実施形態の送信コイル、ファントムおよび回転磁界を説明するための説明図である。 (A)は、ファントム内におけるAX断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果の説明図であり、(B)は、ファントム内におけるSAG断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果の説明図であり、(C)は、ファントム内におけるCOR断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果の説明図である。 撮像断面を説明するための説明図である。 (A)は、本撮像時の撮像断面が複数のAX断面である場合の断面位置を説明するための説明図であり、(B)は、本撮像時の撮像断面が複数のSAG断面である場合の断面位置を説明するための説明図であり、(C)は、本撮像時の撮像断面が複数のCOR断面である場合の断面位置を説明するための説明図である。 第一の実施形態の計算部の機能ブロック図である。 第一の実施形態の撮像領域およびB分布計測断面を説明するための説明図である。 第一の実施形態の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する手法を説明するための説明図であり、(A)は、撮像断面がAX断面である場合、(B)は、撮像断面がSAG断面である場合、(C)は、撮像断面がCOR断面である場合である。 第一の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 (A)は、骨盤領域のCOR画像上に、設定した各AX断面位置およびSAG断面位置を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図であり、(B)は、骨盤領域のAX画像上に、SAG、CORの各方向の交差領域を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図である。 (A)は、撮像断面が骨盤領域のAX断面の場合の、B均一度指標のグラフであり、(B)は、撮像断面が骨盤領域のSAG断面の場合のB均一度指標のグラフであり、(C)は、撮像断面が骨盤領域のCOR断面の場合の、B均一度指標のグラフである。 頸椎領域のCOR画像上に、AX、SAGの各方向の断面位置を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図である。 (A)は、撮像断面が頸椎領域のAX断面の場合の、B均一度指標のグラフであり、(B)は、撮像断面が頸椎領域のSAG断面の場合のB均一度指標のグラフであり、(C)は、撮像断面が頸椎領域のCOR断面の場合の、B均一度指標のグラフである。 第一の実施形態の、撮像断面がオブリーク断面の場合のRFシミングの手法を説明するための説明図である。 骨盤領域のAX画像上に、SAG、CORの各方向の領域を示し、第一の実施形態の変形例を説明する説明図である。 第二の実施形態の計算機の機能ブロック図である。 第二の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 第三の実施形態の計算機の機能ブロック図である。 第三の実施形態の撮像処理のフローチャートである。

 はじめに、本発明の概要を説明する。本発明は、上述のように、所定軸方向の所定数の断面のB分布から、任意の撮像断面のB不均一低減効果を最大とするRFの振幅および位相を算出する。

 具体的には、予め定めた1軸に垂直な複数の異なる断面のB分布(以下、高周波磁分布とも呼ぶ)を計測する。そして、このB分布を用いて、任意の撮像断面を撮像する際に撮像条件として用いる高周波磁場(RF)の振幅および位相の少なくとも一方を算出する。算出するRFの振幅および位相は、当該撮像断面の、B分布不均一低減効果を最大とするものとする。

 以下、本明細書では、B分布を計測する断面を分布計測断面と呼び、分布計測断面に垂直な軸を分布計測軸と呼ぶ。また、撮像条件として算出するRFの振幅および位相の少なくとも一方を高周波磁場条件と呼ぶ。また、B分布不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を最適な高周波磁場条件と呼ぶ。さらに、所定の軸に垂直な断面を、当該軸方向の断面と呼ぶ。

 このB分布計測軸方向の、任意の位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、複数の分布計測断面のB分布から計算した、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を補間することにより算出する。

 また、B分布計測軸と異なる軸方向の、任意の位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、各分布計測断面のB分布の中から、分布計測断面と撮像断面との交線を含む領域(以下、交差領域と呼ぶ。)のB値を抽出し、それらの値のばらつきが最小となるよう算出する。

 なお、分布計測断面は1枚であってもよい。この場合、B分布計測軸方向の任意位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件には、この1枚の分布計測断面のB分布から得た高周波磁場条件をそのまま用いる。また、B分布計測軸と異なる軸方向の任意位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、このB分布から交差領域のB値を抽出し、その値に基づいて計算する。

 <<第一の実施形態>>
 以下、本発明の第一の実施形態について説明する。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のブロック図である。本図に示すように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を発生するマグネット101と、傾斜磁場を発生するコイル102と、静磁場均一度を調整するシムコイル112と、シーケンサ104と、高周波磁場(RF)を照射(送信)するRF送信用コイル(送信コイル)114と、被検体103から発生する核磁気共鳴信号を検出(受信)するRF受信用コイル(受信コイル)115と、被検体103を載置するテーブル107と、傾斜磁場電源105と、高周波磁場発生器106と、受信器108と、シム電源113と、計算機109と、を備える。

 傾斜磁場コイル102およびシムコイル112は、それぞれ傾斜磁場電源105およびシム電源113に接続される。また、送信コイル114および受信コイル115は、それぞれ、高周波磁場発生器106および受信器108に接続される。シーケンサ104は、傾斜磁場電源105とシム電源113、および高周波磁場発生器106に命令を送り、それぞれ傾斜磁場およびRFを発生させる。RFは、送信コイル114を通じて被検体103に照射(送信)される。RFを照射(送信)することにより被検体103から発生する核磁気共鳴信号は、受信コイル115によって検出(受信)され、受信器108で検波が行われる。受信器108での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、計算機109によりシーケンサ104を介してセットされる。検波された信号はA/D変換回路を通して計算機109に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、計算機109に接続されるディスプレイ110に表示される。検波された信号や測定条件は、必要に応じて、計算機109に接続される記憶装置111に保存される。シーケンサ104は通常、予めプログラミングされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。

 マグネット101とシムコイル112とシム電源113とは、静磁場空間を形成する静磁場形成部を構成する。傾斜磁場コイル102と傾斜磁場電源105とは、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部を構成する。また、送信コイル114と高周波磁場発生器106とは、被検体103にRFを照射(送信)する高周波磁場送信部を構成する。受信コイル115と受信器108とは、被検体103から発生する核磁気共鳴信号検出(受信)する信号受信部を構成する。

 次に、B不均一を低減するRFシミングについて図2および図3を用いて簡単に説明する。まず、被検体103を模擬したファントム202に対して、送信コイル114からRFを照射した際に、ファントム202内で生成される回転磁界(B)の様子を説明する。

 図2は、送信コイル114およびファントム202の模式図である。図3(A)、図3(B)、および、図3(C)は、それぞれ、電磁場シミュレーションにより計算されたファントム202内のB分布の一例である。図3(A)は、ファントム内におけるAX断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果であり、図3(B)は、ファントム内におけるSAG断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果であり、図3(C)は、ファントム内におけるCOR断面での回転磁界B分布を示すシミュレーション結果である。なお、図3(A)、図3(B)、および、図3(C)内のB強度は、ファントム202内の最大B強度が1となるよう規格化している。また、図3(B)および図3(C)には、z軸方向に300mmの範囲内のB分布を示す。ここでは、静磁場方向をzとする座標系を用いる。

 本シミュレーションで用いたファントム202は、直方体形状を有し、そのx、y、z軸方向の寸法は、それぞれ、350mm、200mm、600mmとした。これは、生体の腹部断面を想定し、決定した寸法である。また、ファントム202の物性値は、導電率を0.6S/m、比誘電率を60とした。これは、生体における各物性値を想定した上で決定されたものである。

 このファントム202に対して磁束を与えるための送信コイル114として、24ラングのバードケージコイルを使用した。このバードケージコイル(送信コイル114)は、直径が615mm、z軸方向のラング長が500mmの円筒形状を有し、中心軸がz軸と平行になるよう配置される。バードケージコイル(送信コイル114)から照射(送信)するRFの周波数は、3T MRI装置を想定して、128MHzとした。また、バードケージコイル(送信コイル114)は、2箇所に給電点201を有し、2チャンネルのRF送信ができる構造とした。各チャンネルを、それぞれ、チャンネル1(ch1)、チャンネル2(ch2)と呼ぶ。なお、給電点201及びチャンネルの数は複数であればよく、2つに限定されるものではない。以下、本実施形態では、送信コイル114が2チャンネルの場合を例にあげて説明する。

 なお、電磁場シミュレーションは、バードケージコイル(送信コイル114)の外側に、直径655mm、z軸方向の寸法が900mmの円筒シールド(不図示)を設置して行った。

 各給電点201にsine波形の電圧を給電することによって、直交する2つの磁束が生成される。具体的には、A1、φ1をチャンネル1に供給する電圧の振幅および位相、A2、φ2をチャンネル2に供給する電圧の振幅および位相、B_ch1をチャンネル1によって生成される磁束、B_ch2をチャンネル2によって生成される磁束とすると、各給電点にA1sin(ωt+φ1)およびA2sin(ωt+φ2)の電圧を給電することにより、磁束B_ch1およびB_ch2が生成されることになる。

 このとき、生成される回転磁場Bは、以下の式(1)で表される。
   B=(B_ch1+i×B_ch2)/2・・・(1)
従来のMRI装置においては、このBを最も効率よく生成するために、B_ch1とB_ch2との、振幅比(A2/A1)を1、位相差(φ2-φ1)をπ/2に設定してきた。これは、QD(Quadrature Drive)と呼ばれるRF照射方法で、標準的な設定である。

 図3(A)は、このように振幅比および位相差を設定した場合(QD照射時)の、AX断面のB分布である。この場合、ファントム202内において、B強度が大きくばらつき不均一になっている様子がみられる。これが、現在高磁場MRI装置において課題とされているB不均一である。

 RFシミングでは、このB不均一を低減するために、チャンネル1(ch1)およびチャンネル2(ch2)各々に供給する電圧の振幅(A1、A2)および位相(φ1、φ2)、すなわち、各チャンネルから送信するRFの振幅および位相の調整を行う。

 次に、撮像断面について説明する。図4は、被検体103がヒトである場合に、所定の1断面を撮像する場合の撮像断面を説明するための図である。なお、本図では、ヒト骨盤領域402のアキシャル(AX)断面401を撮像する例を示す。以下、本明細書では、被検体103がヒトである場合を例にあげ、z軸方向をアキシャル(AX)方向、z軸に垂直な断面(z軸方向の断面)をAX断面、x軸方向をサジタル(SAG)方向、x軸に垂直な断面(x軸方向の断面)をSAG断面、y軸方向をコロナル(COR)方向、y軸に垂直な断面(y軸方向の断面)をCOR断面とする。

 本図に示すように、所定の1断面を撮像する場合は、まず、この撮像断面401内の骨盤領域402のB分布を計測し、B分布を得る。そして、得られたB分布から、この撮像断面401に最適なRFの振幅および位相を決定する。そして、それを撮像条件に設定する。これにより、B不均一低減効果を最大とすることができる。

 しかし、実際の撮像時(画像本撮像時)の撮像断面は1断面に限られない。様々な軸方向に、複数断面の撮像を行う。図5(A)は、複数のAX断面411を撮像する場合を、図5(B)は、複数のSAG断面412を撮像する場合を、図5(C)は、複数のCOR断面413を撮像する場合の、撮像断面の例である。

 このように、様々な方向に複数の撮像断面を撮像する場合、上述のように、全ての撮像断面のB分布を計測し、撮像断面ごとに最適なRFの振幅および位相を各々計算すると、各撮像断面のB不均一低減効果を最大とすることができるが、撮像時間が延長する。

 本実施形態では、この総撮像時間の延長を避けるため、B分布を計測する断面は、撮像断面の枚数、方向によらず、予め定めた方向の、予め定めた枚数とする。そして、その計測した断面のB分布から、計算により、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を決定する。以下、本実施形態では、最適な高周波磁場条件として、各チャンネルから送信するRFの最適な振幅および位相とする場合を例にあげて説明する。

 図6は、これを実現する本実施形態の計算機109の機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態の計算機109は、撮像位置設定部310と、静磁場シミング部320と、RFシミング部330と、画像本撮像部340と、を備える。計算機109の各機能は、計算機109が備えるCPUが、予め記憶装置111に格納されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。

 撮像位置設定部310は、本撮像を行う前にスカウトスキャン等を実施し、撮像断面の位置決めを行い、位置決めに係る各パラメータを決定する。位置決めに係るパラメータは、例えば、本撮像画像の軸方向、枚数、位置などである。そして、決定した各パラメータを、画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。撮像位置設定部310が行う処理を撮像位置設定処理と呼ぶ。

 静磁場シミング部320は、静磁場分布を計測し、静磁場が出来る限り均一となるよう、静磁場均一度調整に係る各パラメータを決定する静磁場シミング処理を行う。そして、決定した各パラメータを、画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。静磁場シミング部320が行う処理を、静磁場シミング処理と呼ぶ。撮像に十分な静磁場均一度が得られる場合は、静磁場シミング処理は行わなくてもよい。静磁場シミング処理を行わない場合、静磁場シミング部320は、備えなくてもよい。以下、本実施形態では、静磁場シミング処理を行わない場合を例にあげて説明する。

 RFシミング部330は、撮像断面毎にRFシミングに係るパラメータ(高周波磁場条件)を決定する。本実施形態では、撮像断面毎に、各チャンネルから送信する最適なRFの振幅および位相を高周波磁場条件として算出する。そして、算出した高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。RFシミング部330による処理をRFシミング処理と呼ぶ。本実施形態のRFシミング処理の詳細は後述する。

 画像本撮像部340は、撮像位置設定部310と、静磁場シミング部320と、RFシミング部330と、に設定された撮像条件に基づいて、本撮像を実施する。

 以下、本実施形態のRFシミング部330によるRFシミング処理について説明する。本実施形態のRFシミング部330は、核磁気共鳴信号から予め定めた分布計測軸に直交する分布計測断面のB分布(高周波磁場分布)を計算する分布計算部331と、得られたB分布を用いて、任意の撮像断面の高周波磁場条件を計算する条件計算部332と、得られた高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する条件設定部333と、を備える。ここでは、高周波磁場条件として算出された撮像断面に対する最適なRF振幅および位相の値を、シーケンサ104内のRFパルスのパラメータ値として設定する。本実施形態では、計算された振幅および位相の電圧を、送信コイル114の各チャンネルの給電点201に送信するよう設定する。

 また、条件計算部332は、撮像断面と分布計測断面との交線を含む領域(以下、交差領域と呼ぶ)のB分布(B値)を、分布計測断面のB分布から抽出する分布抽出部334を備える。交差領域は、計測軸方向および撮像断面に直交する方向に所定幅を有する領域とする。

 以下、分布計算部331および条件計算部332の処理の詳細を、具体例を用いて説明する。

 まず、分布計算部331による処理の詳細について説明する。分布計算部331は、撮像領域内のB分布を得るための計測を行い、計測結果から、予め定めた分布計測断面の、チャンネル毎のB分布を計算する。撮像領域内のB分布は、予め定めたシーケンスを実行することにより、計測する。また、分布計測断面の計測軸は、B分布の変化が小さい方向に設定することが望ましい。あるいは、被検体の形状変化が最も少ない方向とすることが望ましい。

 例えば、被検体103がヒトであり、送信コイル114として図2に示すバードケージコイルを用いる場合、分布計測断面はAX断面とし、計測軸はz軸方向とすることが望ましい。これは、以下の理由による。

 図2に示す形状のバードケージコイルの、z軸方向に直線状に伸びるラングの各々の電流分布を考えると、z軸方向の電流変化は小さく、ほぼ一様である。よって、このような形状のバードケージコイルでは、z軸方向に生成される磁場の分布もほぼ一様となり、z軸方向のBの変化も小さいと考えられる。

 図3(B)、図3(C)に示す、SAG断面(yz平面)およびCOR断面(xz平面)におけるB分布から、z軸方向に対するBの変化は比較的小さいことがわかる。一方、図3(A)に示されるように、AX断面(xy平面)内においては、B分布は大きく変化している。よって、撮像領域のBの3次元分布を考えると、xおよびy軸方向のB変化に比べ、z軸方向のB変化は小さいといえる。

 なお、B分布は撮像断面の形状にも大きく依存するが、z軸方向に対する撮像断面の形状変化が小さい場合、z座標の異なる複数のAX断面においては、ほぼ同様のB分布を示す。例えば、撮像対象が骨盤領域や上腹部領域である場合、z軸方向に対する断面形状の変化が比較的小さいため、どのz座標のB分布も比較的同じ傾向を示す。

 以上の理由より、例えば、被検体103がヒトであり、送信コイル114として図2に示すバードケージコイルを用いる場合、z軸方向(AX断面に垂直な方向)が、B分布の変化が最も小さい方向であり、かつ、被検体103の形状変化が最も少ない方向であり、計測軸方向として望ましい。

 また、計測する分布計測断面は、全撮像断面が含まれる撮像領域内で設定することが望ましい。以下、本実施形態では、計測する分布計測断面の枚数をN枚(Nは1以上の整数)とする。具体例では、計測軸方向をAX方向、分布計測断面の枚数Nを3とする。

 例えば、撮像断面が、図5(A)~図5(C)に示すようにy軸方向(AX断面)、x軸方向(SAG断面)、y軸方向(COR断面)に、それぞれ複数枚設定される場合、分布計測断面は、これらの撮像断面411、412、413を包含する、図7に示す撮像領域420内で設定する。例えば、計測軸をAX方向とし、分布計測断面の枚数Nを3とする場合、分布計測断面は、図7に示すように、AX方向の、撮像領域420の両端部421、423と、中央部422に設定する。

 例えば、骨盤領域の撮像を想定した場合、SAG、COR方向の画像のz軸方向のFOV(Field of View)を300mmとし、領域420のz軸方向の中心を原点とすると、z=―150mm、0mm、150mmの3箇所を通る分布計測断面421、422、423のB分布を計測する。このとき、分布計測断面のFOVは300~500mm程度、スライス幅は5~20mm程度とする。

 なお、複数の分布計測断面のB分布の計測は、例えば、マルチスライス法などを用いて行う。

 次に、条件計算部332による処理の詳細について説明する。条件計算部332は、撮像断面が、計測軸と直交する場合とそれ以外とで異なる手順で最適な高周波磁場条件を計算する。

 まず、撮像断面が計測軸に直交する場合、すなわち、撮像断面が分布計測断面と平行な場合の、条件計算部332による最適な高周波磁場条件の算出手順を説明する。この場合、条件計算部332は、まず、各分布計測断面の、チャンネル毎の最適な高周波磁場を計算し、計算結果を、例えば、記憶装置111などに登録する。各分布計測断面の、チャンネル毎の最適な高周波磁場条件は、それぞれの分布計測断面のB分布を用いて、以下の式(2)で計算できる。
   Bx=m・・・(2)
ここで、Bは、各チャンネルのB分布を表す行列、mは、理想のB分布を表す行列、xは、求めたい最適な高周波磁場条件(ここでは、RFの振幅および位相)である。行列mは、例えば、理想のB分布を想定し、全ての要素を同じ値とする。上記式(2)を、例えば、最小二乗法を用いて解き、xの値を算出する。得られた高周波磁場条件が、最適な高周波磁場条件である。

 例えば、各チャンネルのB分布が1000点のデータから構成され、チャンネル数が2の場合、Bは1000×2の行列となる。また、xは2×1の行列、mは1000×1の行列となる。例えば、チャンネル数が2、分布計測断面数Nが3で、高周波磁場条件としてRFの振幅および位相を算出する場合、計3組の振幅・位相の値(A1、A2、φ1、φ2)が計算される。

 各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を得ると、条件計算部332は、その中から2枚以上の分布計測断面を抽出し、補間により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。例えば、2枚の分布計測断面を用いて補間を行う場合、撮像断面の両側の分布計測断面の高周波磁場条件を用いることが望ましい。

 ここで、補間により撮像断面の高周波磁場条件を算出する手法を、具体例を用いて説明する。ここでは、図8(A)に示すように、分布計測断面がAX方向(z軸方向)の3枚511、512、513であり、撮像断面510が同方向で分布計測断面511と分布計測断面512と間とし、高周波磁場条件をRFの振幅および位相とする。また、各計測断面511、512、513のz座標をそれぞれ、z1、z2、z3(z1≦z2≦z3)とし、撮像断面510のz座標をzi(z1≦zi≦z2)とする。

 被検体の断面形状および最適なRFの振幅および位相のz軸方向の変化は、ほぼ線形と考えられる。従って、撮像断面510のチャンネル1の最適なRFの振幅A1の値A1ziは、例えば、以下の式(3)で計算できる。

Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
ここで、A1z1、A1z2は、それぞれ、計測断面511および512のチャンネル1の最適なRFの振幅である。

 撮像断面のチャンネル2の最適なRFの振幅A2の値A2ziは、上記式(3)のA1z1、A1z2を、それぞれ、分布計測断面511および512のチャンネル2の最適なRFの振幅A2z1、A2z2に置き換え、算出する。また、チャンネル1の最適なRFの位相Φ1ziは、上記式(3)のA1z1、A1z2を、それぞれ、分布計測断面511および512のチャンネル1の最適なRFの位相Φ1z1、Φ1z2に置き換え、算出する。チャンネル2の最適なRFの位相Φ2ziは、上記式(3)のA1z1、A1z2を、それぞれ、分布計測断面511および512のチャンネル2の最適なRFの位相Φ2z1、Φ2z2に置き換え、算出する。

 なお、撮像断面が分布計測断面に合致する場合(ziがz1、z2、z3のいずれかと等しい場合)、合致する分布計測断面の最適な高周波磁場条件をそのまま当該撮像断面の高周波磁場条件とする。これは、式(3)を用いて算出してもよい。

 次に、撮像断面が計測軸以外の軸に直交する場合、すなわち、撮像断面が分布計測断面と非平行な場合の、条件計算部332による最適な高周波磁場条件の算出手順を説明する。この場合、条件計算部332は、まず、分布抽出部334に撮像断面と分布計測断面との交差領域のB分布を、チャンネル毎に抽出させる。そして、得られたチャンネル毎の交差領域のB分布から、条件計算部332は、上記式(2)を用い、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。このとき、条件計算部332は、上記式(2)のBに、各チャンネルの交差領域のB分布を表す行列を用いる。

 なお、このとき、分布抽出部334が抽出する交差領域の、撮像断面に直交する方向の幅は、10~80mm程度であることが望ましい。これは、交差領域の幅を小さくしすぎると、抽出されるB値の数が少なくなり、最適なRFの振幅および位相を計算する際に不十分であり、逆に、交差領域の長さを大きくしすぎると、位置情報が損なわれるためである。B分布の空間的変化は、主にRF波長に依存し、波長が短くなるほど、空間的変化も激しくなる。このため、波長が短くなるほど、より小さい幅に設定する必要がある。

 撮像断面が分布計測断面と非平行な場合の、最適な高周波磁場条件を算出する手法を、具体例を用いて説明する。分布計測断面は、図8(A)の場合と同様に、AX方向の3枚511、512、513とする。

 例えば、撮像断面520を、図8(B)に示すように、SAG断面とする。このとき、分布抽出部334は、図8(B)に示すように、3枚の分布計測断面511、512、513のB分布の中から、予め定めた領域(交差領域)521、522、523のB値のみを抽出する。このとき、交差領域521、522、523は、SAG断面(SAG(x軸)方向の断面)である撮像断面520との交線(図8(B)の点線箇所)をそれぞれ含む。例えば、撮像断面520のx軸方向の位置が、x=0mmである場合、図8(B)に示すように、x=0mmを中心としてy軸方向に長い短冊状の領域(521、522、523)のB値のみを抽出する。そして、条件計算部332は、このB値から式(2)により、最適な高周波磁場条件を算出する。

 また、撮像断面530を、図8(C)に示すように、COR断面とする。このとき、分布抽出部334は、図8(C)に示すように、3枚の分布計測断面511、512、513のB分布の中から、予め定めた領域(交差領域)531、532、533のB値のみを抽出する。このとき、交差領域)531、532、533は、COR断面(COR(y軸)方向の断面)である撮像断面530との交線(図8(C)の点線箇所)を含む。例えば、撮像断面530のy軸方向の位置が、y=0mmである場合、図8(C)に示すように、y=0mmを中心としてx軸方向に長い短冊状の領域(531、532、533)のB値のみを抽出する。そして、条件計算部332は、このB値から式(2)により、最適な高周波磁場条件を算出する。

 以下、本実施形態の計算機109による撮像処理の流れを、図9を用いて説明する。図9は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、AX方向とし、分布計測断面の枚数をN枚とする。また、撮像断面数をM(Mは1以上の整数)とする。

 まず、撮像位置設定部310は、撮像領域設定処理を行う(ステップS1101)。次に、分布計算部331は、B分布計測を行い、AX方向にN枚の分布計測断面のB分布を計算する(ステップS1102)。このとき、分布計算部331は、撮像位置設定部310が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、B分布を計測する撮像領域を決定する。

 そして、RFシミング部330は、撮像位置設定部310が設定した撮像断面毎に、RFシミング処理を行う。ここでは、撮像断面毎に、条件計算部332が最適な高周波磁場条件を計算し、条件設定部333が計算した高周波磁場条件を設定する。

 RFシミング処理として、RFシミング部330は、以下の処理を、全撮像断面数、M回繰り返す(ステップS1103、ステップS1109、S1110)。

 まず、条件計算部332は、処理対象のm番目(mは、1≦m≦Mを満たす整数)の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する(ステップS1104)。そして、計測軸方向であれば、条件計算部332は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する(ステップS1105)。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件が記憶装置111に登録されているか否かで判別する。

 ステップS1105で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部332は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、上記手法を用いて計算し、記憶装置111に登録する(ステップS1106)。そして、算出した各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS1107)。一方、ステップS1105で算出済みである場合は、ステップS1106へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 条件設定部333は、算出された最適な高周波磁場条件を、m番目の撮像断面の撮像条件として設定する(ステップS1108)。そして、条件設定部333は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し(ステップS1109)、終えていなければ、mを1インクリメントし(ステップS1110)、ステップS1104へ戻り、処理を繰り返す。

 ステップS1109で、全ての処理を終えていると判別された場合、RFシミング部330は、RFシミング処理を終え、画像本撮像部340は、画像本撮像を実行する(ステップS1111)。

 一方、ステップS1104で、処理対象のm番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部332は、分布抽出部334に、m番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のB分布を抽出させる(ステップS1112)。そして、条件計算部332は、抽出されたB分布から、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS1113)。そして、ステップS1108へ移行する。

 以上、本実施形態のRFシミングを含む撮像処理全体の流れを説明した。

 ここで、本実施形態のRFシミングを、実際のヒト撮像に適用した実験結果の一例を以下に示す。

 まず、骨盤領域に対して本実施形態のRFシミングを適用した結果を示す。まず、具体的な実験条件を記す。実験装置として3T MRI装置を用いて、撮像断面は、AX断面5枚、SAG断面7枚、COR断面3枚とした。最適な高周波磁場条件として、RFの振幅および位相を計算した。

 なお、AX断面の間隔はz軸方向に75mm、SAG断面の間隔はx軸方向に40mm、COR断面の間隔はy軸方向に40mmとした。AX断面5枚のAX方向中央の断面のz軸上の位置を0mm、他の4枚のz軸上の位置をそれぞれ、-150mm、-75mm、75mm、150mmとした。また、SAG断面7枚の、SAG方向中央の断面のx軸上の位置を0mm、他の6枚のx軸上の位置を、それぞれ、-120mm、-80mm、-40mm、40mm、80mm、120mmとした。また、COR断面3枚の、COR方向中央の断面のy軸上の位置を0mm、他の2枚のy軸上の位置を、それぞれ、-40mm、40mmとした。

 図10(A)は、骨盤領域のCOR画像630上に、設定した各AX断面位置611およびSAG断面位置621を示した図である。骨盤領域全体において本実施形態の効果を確認するために、このような撮像断面位置を設定した。

 ここで、本実施形態の効果を検証するために、3種類のRFの振幅および位相の計算方法を実施して比較した。比較した各方法は、(方法1)全撮像断面(AX断面5枚、SAG断面7枚、COR断面3枚;計15枚)について全てB分布を計測し、撮像断面ごとの最適なRFの振幅および位相の計算を行うもの、(方法2)AX方向の中央のAX断面1枚のみのB分布から、撮像断面毎の最適なRFの振幅および位相のみの計算を行うもの(本実施形態の、分布計測断面を1枚とする場合に相当する)、(方法3)AX断面3枚のB分布から、撮像断面ごとの最適なRFの振幅および位相の計算を行うもの(本実施形態の分布計測断面を3枚とする場合に相当する)の3種類である。

 ここで、方法3の具体的な処理方法を説明する。ここでは、分布計測断面は、-150mm、0mm、150mmの位置のAX断面とした。すなわち、z=-150mm、0mm、150mmの位置でB分布を計測した。

 まず、AX断面5枚に対する最適なRFの振幅および位相の計算方法を説明する。z=―150mm、0mm、150mmの位置の撮像断面に対しては、各々の座標で計測した計B分布からRFの振幅および位相を計算した。また、z=75mmの位置の撮像断面位置については、z=0mmおよびz=150mmの2枚の分布計測断面のB分布から算出されたRFの振幅および位相の値を用いて、補間により最適なRFの振幅および位相を算出した。z=―75mmの位置の撮像断面については、z=0mmおよびz=―150mmの2枚のB分布を用いて算出されたRFの振幅および位相の値を用いて、補間により最適なRFの振幅および位相を算出した。

 次に、SAG断面7枚に対する最適なRFの振幅および位相の計算方法を説明する。図10(B)に、ヒト骨盤領域のAX断面の画像610、および、SAG方向の各撮像断面位置を中心とする短冊状の交差領域622、およびCOR方向3枚分の各撮像断面位置を中心とする交差領域632、を示す。なお、画像610は、分布計測断面のB分布を示す画像である。

 SAG方向の中心断面(x=0mmの位置の断面)の最適なRFの振幅および位相は、交差領域622のうち、中央にある交差領域622のB値を抽出し、上記式(2)のBとし、計算した。他の撮像断面も同様に、当該撮像断面位置を中心とする短冊状の交差領域622のB値を抽出し、上記式(2)のBとし、それぞれ計算した。

 なお、本撮像を想定すると、スライス厚は数mm程度であるが、図10(B)内のSAG方向の交差領域622のx軸方向の長さは40mmとした。交差領域622のx軸方向の長さを小さくしすぎると、抽出されるB値の数が少なくなり、最適なRFの振幅および位相を計算する際に不十分な場合がある。逆に、SAG方向の各交差領域622のx軸方向の長さを大きくしすぎると、SAG断面の位置情報が損なわれる。このため、交差領域622のx軸方向の長さは、10~800mm程度が望ましい。

 COR断面3枚に対する最適なRF振幅および位相の計算方法は、SAG断面の場合と同様とした。すなわち、各撮像断面を中心位置とする短冊状の交差領域632のB分布を用い、最適なRFの振幅および位相を算出する。

 以上の3種類の方法に対して、B不均一低減効果を確認した。ここで、B分布の不均一について、以下の式(4)に示す定量的な指標USDを用いて評価した。

Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
なお、m(B)、σ(B)はそれぞれ、Bの平均値、標準偏差である。式(4)に示す均一度指標USDは、標準偏差を平均値で除した値である。このUSDの値は、Bのばらつきが小さいほど小さくなる。従って、USDの値が小さいほど、B均一度が高いということになる。

 上記各方法による、各方向の撮像断面の均一度指標USDを図11に示す。図11(A)は、骨盤領域におけるAX方向の各撮像断面の、図11(B)は、SAG方向の各撮像断面の、図11(C)は、COR方向の各撮像断面の、それぞれ、上記各方法を適用した場合の均一度指標USDの値である。また、合わせて、RFシミングをしないQD照射時の均一度指標USDの値も示す。なお、各図において、縦軸はUSDの値、横軸は各方向の位置である。図11(A)において、方法1による結果(均一度指標)を641で、方法2による結果(均一度指標)を642で、方法3による結果(均一度指標)を643、RFシミングをしないQD照射時の結果を644で示す。同様に、図11(B)では、それぞれ、651、652、653、654で、図11(C)では、それぞれ、661、662、663、664で示す。

 図11(A)に示すように、AX方向の撮像断面では、方法1(641)、方法2(642)、方法3(643)いずれの方法であっても、QD照射時(644)に比べ、USDが小さくなり、B不均一が低減していることがわかる。さらに詳しくみると、方法1、方法3に比べ、方法2において、z=150mmの位置の撮像断面でUSDの値が大きくなり、B不均一の低減効果が小さいことがわかる。これは、AX中心断面(z=0mm)のB分布のみから計算したRFの振幅および位相を用いた影響が現れたものと考えられる。一方、方法1と方法3とは、いずれの撮像断面でもほぼ同じUSDの値となり、方法1と方法3とにより、略同等のB不均一低減効果を得られることが示された。

 SAG断面、COR断面においてもAX断面の場合と同様の傾向がみられる。図11(B)および図11(C)に示すとおり、方法2では、一部の撮像断面でUSDの値が大きくなり、B不均一低減効果が十分に得られていないが、方法1と方法3とは、いずれの撮像断面でもほぼ同じUSDの値となる。これにより、方法1と方法3とにより、略同等のB不均一低減効果を得られることが示された。

 方法1では、B分布計測の時間がかかるものの、撮像断面そのものでB分布を全て計測するため、全ての撮像断面において最適なRFの振幅および位相が計算できる。よって、方法1で実現されたB不均一低減効果は最大であるといえる。方法2は、B分布計測時間は1枚分のみと短いものの、得られた1つのRFの振幅および位相を15枚全ての撮像断面に適用する。このため、B不均一低減効果は小さくなる場合がある。ただし、QD照射時(RFシミングをしない場合)と比べ、はるかにUSDの値が小さくなり、Bの均一度は増している。一方、方法3は、B分布の計測時間も短く、かつ、B不均一低減効果も、方法1とほぼ同定度となる。

 以上の検討結果より、撮像領域が骨盤領域の場合、本実施形態の方法である方法3は、B不均一低減効果が最大となる方法1とほぼ同程度のB不均一低減効果を得られることが示された。従って、本実施形態の方法によって、全ての撮像断面においてRFシミングによるB不均一低減効果を最大にできることが示された。従って、本実施形態の方法(方法3)の有用性が示された。

 次に、頸椎領域に対して本実施形態のRFシミングを適用した結果を示す。頸椎領域は骨盤領域に比べ、z軸方向に対するAX断面形状の変化が大きい。そのような形状変化の大きい領域に対する本実施形態の有用性について検討した。本検討では、実験装置は、上記骨盤領域同様、3T MRI装置とし、計算する最適な高周波磁場条件は、RFの振幅および位相とした。また、AX断面9枚、SAG断面5枚、COR断面3枚に対して、本実施形態の効果の確認を行った。なお、AX断面はz軸方向に30mm、SAG断面はx軸方向に25mm、COR断面はy軸方向に25mmの間隔とした。また、各方向の中央の撮像断面の各軸上の位置を0mmとした。

 図12は、頸椎領域のCOR画像730上に、設定した各AX断面位置711、SAG断面位置721を示した図である。頸椎領域全体において本実施形態の効果を確認するために、このような断面位置を設定した。なお、方法3において、Bの分布は、AX方向の-120mm、0mm、120mmの位置の3箇所を分布計測断面として計測とした。

 上記各方法による、各方向の撮像断面の均一度指標USDを、図13に示す。図13(A)は、頸椎領域におけるAX方向の各撮像断面の、図13(B)は、SAG方向の各撮像断面の、図13(C)はCOR方向の各撮像断面の、それぞれ、各方法を適用した場合の均一度指標USDの値である。各方法による結果を、図13(A)では、それぞれ、折れ線グラフ741、742、743で、図13(B)では、それぞれ、折れ線グラフ751、752、753で、図13(C)では、それぞれ、折れ線グラフ761、762、763で示す。また、合わせて、RFシミングをしないQD照射時の均一度指標USDの値も、それぞれ、744、754、764で示す。

 図13(A)に示すように、AX方向の撮像断面では、方法1(741)、方法2(742)、方法3(743)のいずれの方法であっても、QD照射時(744)に比べ、USDが小さくなり、B不均一が低減していることがわかる。さらに詳しくみると、方法1、方法3に比べ、方法2において、z=0mm以外の断面ではUSDの値が大きくなり、B不均一の低減効果が小さいことがわかる。一方、方法1と方法3とはいずれの断面でもほぼ同じUSDの値となり、方法1と方法3とが同等のB不均一低減効果を示すことがわかる。

 SAG、COR方向の撮像断面も、図13(B)および図13(C)に示すように同様の傾向を示す。すなわち、方法2では、一部の撮像断面でUSDの値が大きくなり、B不均一低減効果が十分に得られないが、方法1と方法3とは、いずれの断面でもほぼ同じUSDの値となる。従って、方法1と方法3とが同等のB不均一低減効果を示すことがわかる。

 以上より、z軸方向にAX断面形状の変化の大きい頸椎領域においても、本実施形態の方法によって、全ての断面においてRFシミングによるB不均一低減効果を最大にできることが示された。

 以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部331と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部332と、を備える。

 このとき、前記分布計算部331は、前記核磁気共鳴信号から、前記第一の軸に直交する第二の分布計測断面の高周波磁場分布である第二の高周波磁場分布をさらに算出し、前記条件計算部332は、第二の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出してもよい。

 また、前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に直交する断面であるとき、前記条件計算部332は、前記撮像断面と前記第一の分布計測断面との交線を含む領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、前記第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部334を備え、前記交差領域高周波磁場分布を用いて、前記撮像断面の前記高周波磁場条件を算出してもよい。一方、前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記第一の分布計測断面および前記第二の分布計測断面のいずれとも異なる断面であるとき、前記条件計算部332は、前記第一の高周波磁場分布から算出した第一の高周波磁場条件と前記第二の高周波磁場分布から算出した第二の高周波磁場条件とを補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出してもよい。

 このように、本実施形態によれば、予め定めた1方向の数枚のB分布のみを計測し、そのB分布データから、任意方向、任意位置の撮像断面に対して、B不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を各々計算する。たとえば、AX方向に数枚のみのB分布を計測した上で、AX方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、撮像断面に近い2つのB分布から計算された最適な高周波磁場条件から補間することによって求め、SAG、COR方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、B分布のうち、撮像断面との交差領域内のB値のみを抽出し、それを用いて求める。

 すなわち、本実施形態によれば、1軸方向の分布計測断面のB分布を用いて、任意の撮像断面のチャンネル毎の高周波磁場条件を計算する。従って、B分布の計測にかかる時間が少ないため、総撮像時間の延長が抑えられる。また、撮像断面の高周波磁場条件は、送信コイルの性質、被検体の形状等によるB分布の変化の特性を利用し、計測軸方向と、その他の方向とについて、それぞれ最適な手法で算出する。従って、実際に撮像断面のB分布から得た最適な高周波磁場条件と略同等の精度で、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を得ることができ、同等のB不均一低減効果を得ることができる。

 また、本実施形態では、特に、計測軸を1方向としている。このように、B分布計測を行う断面の方向を1方向とすることによって、B分布計測にマルチスライス法を用いることが可能となる。従って、1断面のB分布を計測する場合と同じ計測時間で、必要な全分布計測断面のB分布を計測することができ、B分布計測にかかる時間を抑えることができる。

 以上説明したように、本実施形態によれば、撮像時間の延長を最小限に抑えながら、撮像断面を問わず、RFシミングによるB不均一低減効果を最大とすることができる。従って、撮像断面を問わず、効率よく高画質の画像を得ることができる。

 なお、上記実施形態では、上記式(2)を用いて、分布計測断面のB分布から最適な高周波磁場条件を計算している。しかし、各分布計測断面のB分布から、高周波磁場条件(RFの振幅および位相)を算出する手法は、これに限られない。例えば、特許文献2に記載の手法を用いてもよい。すなわち、RFの振幅および位相をある一定間隔で変化させて、各々の均一度を算出し、均一度が最も高くなるRFの位相および振幅を最適なRFの位相および振幅としてもよい。

 また、上記実施形態では、高周波磁場条件として、B分布の不均一を低減するために最適なRFの振幅および位相を算出するよう構成しているが、必ずしもRFの振幅および位相を両方算出する必要はなく、いずれか一方であってもよい。例えば、位相のみを制御したい場合は、式(2)を解く際に振幅の値を固定してxを算出すればよい。振幅のみを制御したい場合も同様に、位相の値を固定して式(2)を解き、xを算出する。

 また、本実施形態の中では、撮像断面が、主にAX断面、SAG断面、COR断面の3方向の断面である場合を例にあげて説明したが、撮像断面は、これらに限られない。これらの方向から所定の角度だけ傾けた軸方向の断面であってもよい。すなわち、撮像断面は、オブリーク撮像の撮像断面であってもよい。条件計算部332は、撮像断面が分布計測断面と平行でない限り、分布抽出部334に、撮像断面と分布計測断面との交差領域のB値を抽出させ、それを用いて、撮像断面の最適な高周波磁場条件を算出する。

 図14は、SAG断面から所定角度傾けた断面を撮像断面とするオブリーク撮像を行う場合の、B値を抽出する領域(交差領域)を説明するための図である。分布計測断面は、上記実施形態同様、AX方向の3断面511、512、513とする。

 本図に示すように、オブリーク撮像の場合も、その撮像断面540と分布計測断面511、512、513との交線を含む、予め定めた領域を交差領域541、542、543とし、その交差領域のB値を抽出する。そして、上記、撮像断面540が計測軸以外の軸に直交する場合と同様の処理を行い、最適な高周波磁場条件を計算する。

 ただし、オブリーク撮像の場合、オブリーク角が大きくなるほど、撮像断面が、全ての分布計測断面と交差しない可能性が高くなる。よって、オブリーク撮像時は、必要に応じて、分布計測断面の枚数Nを多くする、もしくは、計測する分布計測断面の間隔を小さくするといった対処を行う。

 また、例えば、少なくとも1枚、撮像断面540と交差しない分布計測断面がある場合、エラーメッセージを表示するよう構成してもよい。具体的には、分布計測断面としてAX断面3枚のB分布を取得し、分布抽出部334がオブリーク撮像の撮像断面との交差領域のB分布を抽出する際、抽出されるB値の数がゼロとなる分布計測断面がある場合、エラーメッセージを出力する。その後、ユーザが分布計測断面数を多くする、または、分布計測断面間の間隔を小さくするといった対処を行うよう構成してもよい。あるいは、分布抽出部334がエラーメッセージを出力したことを受け、分布計算部331が、分布計測断面数を予め定めた数だけ多くする、または、分布計測断面間の間隔を、予め定めた長さだけ小さくする、といった分布計算処理の条件の変更を行い、再度、B分布計測を行うよう構成してもよい。このようなフローを導入することによって、撮像断面のオブリーク角が大きい場合でも最適なRF振幅および位相を計算することができる。

 また、上記実施形態では、具体例として分布計測断面数Nを3とする場合を例にあげて説明したが、分布計測断面数Nは、1であってもよい。例えば、計測軸方向に対する被検体103の断面形状の変化が少ない場合などである。上述の具体例で言えば、z軸方向に対する被検体103のAX断面の形状の変化が少なく、ほぼ同様の場合である。これは、被検体103のAX断面の形状がほぼ同じであれば、どの断面位置におけるB分布もほぼ同様となるためである。このような場合、N=1とすることによって、B分布を計測する分布計測断面の位置の設定が容易になる。また、計測軸方向のFOVが小さい場合もN=1としてもよい。上述の具体例で言えば、z軸方向のFOVが小さい場合である。

 なお、分布計測断面を1枚(N=1)とする場合、計測軸方向の撮像断面については、分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、そのまま撮像断面の高周波磁場条件とする。また、計測軸方向以外の撮像断面については、当該分布計測断面との交差領域のB1分布を用いて算出した高周波磁場条件を最適な高周波磁場条件とする。

 一方、逆に、計測軸方向の被検体103の断面形状の変化が大きいことが予めわかっている場合は、Nの数を大きく設定する。すなわち、上記具体例で言えば、z軸方向に対するAX断面の形状変化が大きい場合、N=4以上としても良い。

 また、分布計測断面数を、計測軸方向の被検体の断面形状の変化、FOVの大きさ、等に応じて決定するよう構成してもよい。

 また、上記実施形態で説明したように、B分布を計測する分布計測断面は、原則、その計測軸方向を、B分布の変化が少ない方向、および/または、被検体の形状変化が少ない方向とすることが望ましい。このため、上記実施形態では、これらの条件を満たすAX方向を計測軸方向とする場合を例にあげて説明した。しかし、計測軸方向は、これらの条件を必ずしも満たす必要はない。例えば、SAG方向もしくはCOR方向としても良い。

 例えば、本撮像において、上記条件を満たす方向以外の断面の重要度が、当該方向の断面の重要度より高い場合、もしくは、当該方向の断面の撮像を行わない場合などである。このような場合、計測軸を重要度の高い撮像断面の方向に合致させることにより、重要度の高い撮像断面のB不均一低減効果をより確実に得ることができる。

 例えば、上記具体例では、AX断面の重要度が低く、SAG、COR断面の重要度が高い場合、もしくは、AX断面の撮像をしない場合など、計測軸をSAG方向もしくはCOR方向とした分布計測断面でB分布を取得することにより、SAG、COR断面のB不均一低減効果をより確実に得ることができる。

 例えば、頸椎撮像や腰椎撮像において、SAG断面画像の重要度が高い場合がある。このような場合、SAG断面を分布計測断面とし、B分布を取得することによって最適なRF振幅および位相を算出してもよい。

 また、上記実施形態では、計測軸は1方向としているが、2方向としてもよい。すなわち、B分布を計測する分布計測断面の方向を2方向としてもよい。例えば、AX方向とSAG方向の2方向でB分布を取得することにより、B分布に関する情報量が多くなる。このため、1方向のB分布から最適な高周波磁場条件を算出する場合に比べ、より高いB不均一低減効果を実現できる。

 また、分布抽出部334が抽出する交差領域の、撮像断面に直交する方向の幅については、幅の設定値をパラメータとして変化させて最適調整をするよう構成してもよい。このとき、最も高いB不均一低減効果を示す高周波磁場条件を得る幅を最適値とする。これは、交差領域の幅を小さくしすぎると、抽出されるB値の数が少なくなり、最適なRFの振幅および位相を計算する際に不十分であり、逆に、交差領域の長さを大きくしすぎると、位置情報が損なわれるためである。

 また、上記実施形態では、最適な高周波磁場条件を撮影断面毎に得、設定するよう構成しているが、高周波磁場条件を得るのは、撮影断面毎に限られない。各軸方向に所定の幅を有する領域ごとに、1つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定するよう構成してもよい。

 所定の領域毎に1つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定する場合の詳細を、具体例をあげて説明する。図15に、ヒト骨盤領域のAX断面810、x軸方向に3つに区分された領域821、822、823、および、y軸方向に3つに区分された領域831、832、833を示す。x軸方向については、全撮像領域を、図の左側821、中央822、右側823の3つに区分する。また、y軸方向については、全撮像領域を、図の上側831、中央832、下側833の3つに区分する。

 分布抽出部334は、例えば、x軸方向については、左側821、中央822、右側823の領域ごとにB値を抽出する。そして条件計算部332は、各々の領域について最適な高周波磁場条件を計算する。すなわち、左側領域821のB値を用いて、各チャンネルのRFの振幅および位相(A1_L、A2_L、φ1_L、φ2_L)を、中央領域822のB値を用いて、各チャンネルのRFの振幅および位相(A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C)を、右側領域823のB値を用いて、各チャンネルのRFの振幅および位相(A1_R、A2_R、φ1_R、φ2_R)を、それぞれ計算する。

 たとえば、x軸方向に3つに区分された領域のうち、中央の短冊状の領域822のx軸方向の長さを150mm(その位置をx=-75mm~75mmの範囲)と設定し、最適なRFの振幅および位相(A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C)を計算する。x座標が-75mm~75mmの範囲のSAG断面である撮像断面には、全て中央の領域822の最適なRFの振幅および位相(A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C)を用いる。

 すなわち、ここでは、前記条件計算部332は、全撮像断面が含まれる撮像領域を、前記撮像断面と同方向に所定数に分割することにより得た各区分領域の前記高周波磁場条件を、前記第一の高周波磁場分布に基づいて算出し、前記区分領域の中の、前記撮像断面が含まれる区分領域の高周波磁場条件を、当該撮像断面の高周波磁場条件とする。

 このように、所定の幅を有する領域単位で最適な高周波磁場条件を算出するよう構成すると、撮像断面ごとにそれぞれ1つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定する場合と比べ、シーケンサ104内において各RFパルスのパラメータ値を設定する際の手間を軽減できる。

 <<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、撮像断面毎に、当該撮像断面においてB不均一低減効果が最大となるよう、最適な高周波磁場条件を設定している。一方、本実施形態では、撮像領域全体のB不均一低減効果を考慮し、最適な高周波磁場条件を設定する。

 本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、本実施形態では、最適な高周波磁場条件を設定するにあたり、撮像領域全体のB不均一低減効果を考慮する。従って、これを実現する計算機109の機能構成が第一の実施形態と異なる。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。

 図16は、本実施形態の計算機109の機能ブロック図である。本実施形態の計算機109は、第一の実施形態同様、撮像位置設定部310と、静磁場シミング部320と、RFシミング部330と、画像本撮像部340と、を備える。計算機109の各機能は、計算機109が備えるCPUが、予め記憶装置111に格納されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。

 また、本実施形態のRFシミング部330は、第一の実施形態同様、核磁気共鳴信号から予め定めた分布計測軸に直交する分布計測断面のB分布(高周波磁場分布)を計算する分布計算部331と、得られたB分布を用いて、任意の撮像断面の高周波磁場条件を計算する条件計算部332と、得られた高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する条件設定部333と、を備える。また、条件計算部332は、撮像断面と分布計測断面との交線を含む領域(以下、交差領域と呼ぶ)のB分布(B値)を、分布計測断面のB分布から抽出する分布抽出部334を備える。これらの各機能は、基本的に第一の実施形態の同名の機能と同様である。

 ただし、本実施形態の条件計算部332は、さらに、各分布計測断面内のB値の平均値(B平均値)を計算する平均値計算部335を備える。そして、本実施形態の条件計算部332は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を算出する際、平均値計算部335が算出した各分布計測断面内のB平均値を考慮する。本実施形態の条件計算部332は、撮像断面が計測軸方向の場合、算出した各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、B平均値が一定となるよう調整し、撮像断面が計測軸方向でない場合、抽出した各交差領域のB分布のB平均値が一定となるよう調整後、最適な高周波磁場条件を計算する。

 例えば、分布計測断面を、AX方向の3枚(例えば、図8(A)、図8(B)、図8(C)の511、512、513、以下、本実施形態では、D1、D2、D3と呼ぶ。)とする(AX方向に3枚のB分布を取得する)と、条件計算部332は、計測軸方向の撮像断面、すなわち、分布計測断面と平行な撮像断面(AX断面、例えば、図8(A)の510)の最適な高周波磁場条件を、以下の手順で算出する。

 まず、条件計算部332は、第一の実施形態同様の手順で、各分布計測断面(D1、D2、D3)の最適な高周波磁場条件を計算する。また、平均値計算部335に、各分布計測断面(D1、D2、D3)のB平均値をそれぞれ算出させ、例えば、記憶装置111に登録させる。ここで、得られた各分布計測断面(D1、D2、D3)のB平均値を、それぞれ、0.8、1.0、0.8とする。

 そして、条件計算部332は、全ての分布計測断面のB平均値が一定となるよう各分布計測断面(D1、D2、D3)のB平均値を調整し、記憶装置111に登録する。ここでは、例えば、全ての分布計測断面のB平均値が1.0となるよう、分布計測断面D1およびD3の、最適な高周波磁場条件を、1.25倍する。そして、調整後の各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、第一の実施形態同様の手順で、補間等により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 また、条件計算部332は、分布計測断面が上記D1、D2、D3の場合、計測軸方向以外の撮像断面、例えば、SAG断面(例えば、図8(B)の520)、COR断面(例えば、図8(C)の530)のように、分布計測断面と非平行な撮像断面の、最適な高周波磁場条件を、以下の手順で計算する。

 条件計算部332は、まず、第一の実施形態同様の手順で、分布抽出部334に、撮像断面と各分布計測断面(D1、D2、D3)との交差領域のB値を抽出させる。例えば、SAG断面(例えば、図8(B)の520)2枚の画像を撮像する場合、1枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々(例えば、図8(B)の521、522、523、以下、本実施形態では、E1_1、E1_2、E1_3と呼ぶ。)とし、2枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々(例えば、図8(B)の521、522、523、以下、本実施形態では、E2_1、E2_2、E2_3と呼ぶ。)とする。そして、平均値計算部335に、各交差領域(E1_1、E1_2、E1_3)全体のB平均値と、各交差領域(E2_1、E2_2、E2_3)全体のB平均値と、を算出させる。そして、条件計算部332は、全撮像断面位置(ここでは2枚の位置)のB平均値が一定となるように、第一の実施形態の手順で、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 例えば、上記の例で、2つの撮像断面位置のB平均値を、それぞれ、0.8、1.0とすると、条件計算部332は、例えば、全ての分布計測断面のB平均値が1.0となるよう、B平均値が0.8の撮像断面における最適な高周波磁場条件を、1.25倍する。

 なお、本実施形態は、分布計測断面の枚数が2枚以上の場合に適用される。

 以下、本実施形態の計算機109による撮像処理の流れを、図17を用いて説明する。図17は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、AX方向とし、分布計測断面の枚数をN枚(Nは2以上の整数)とする。また、撮像断面数をM(Mは1以上の整数)とする。

 まず、撮像位置設定部310は、撮像領域設定処理を行う(ステップS2101)。次に、分布計算部331は、B分布計測を行い、AX方向にN枚の分布計測断面のB分布を計算する(ステップS2102)。このとき、分布計算部331は、撮像位置設定部310が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、B分布を計測する撮像領域を決定する。

 そして、RFシミング部330は、撮像位置設定部310が設定した撮像断面毎に、RFシミング処理を行う。ここでは、撮像断面毎に、条件計算部332が最適な高周波磁場条件を計算し、条件設定部333が計算した高周波磁場条件を設定する。

 RFシミング処理として、RFシミング部330は、以下の処理を、全撮像断面数、M回繰り返す(ステップS2103、ステップS2110、S2111)。

 まず、条件計算部332は、処理対象のm番目(mは、1≦m≦Mを満たす整数)の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する(ステップS2104)。そして、計測軸方向であれば、条件計算部332は、各分布計測断面の、調整後の最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する(ステップS2105)。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件が記憶装置111に登録されているか否かで判別する。

 ステップS2105で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部332は、まず、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件およびB平均値を算出する(ステップS2106)。上述のように、B平均値は、平均値計算部321に計算させる。そして、条件計算部332は、算出したB平均値を用い、上記手法で各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整し、調整後の高周波磁場条件として記憶装置111に登録する(ステップS2107)。そして、得られた各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS2108)。一方、ステップS2105で算出済みである場合は、ステップS2108へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 条件設定部333は、算出された最適な高周波磁場条件を、m番目の撮像断面の撮像条件として設定する(ステップS2109)。そして、条件設定部333は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し(ステップS2110)、終えていなければ、mを1インクリメントし(ステップS2111)、ステップS2103へ戻り、処理を繰り返す。

 ステップS2110で、全ての処理を終えていると判別された場合、RFシミング部330は、RFシミング処理を終え、画像本撮像部340は、画像本撮像を実行する(ステップS2112)。

 一方、ステップS2104で、処理対象のm番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部332は、分布抽出部334に、m番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のB分布を抽出させる(ステップS2113)。そして、条件計算部332は、平均値計算部335に、各交差領域のB分布(B値)の平均値を算出させる(ステップS2114)。そして、条件計算部332は、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS2115)。そして、ステップS2109へ移行する。

 以上、本実施形態のRFシミングを含む撮像処理全体の流れを説明した。

 以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部331と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部332と、を備える。

 また、前記第一の分布計測断面は複数であり、前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記複数の第一の分布計測断面のいずれとも異なる断面の場合、前記条件計算部332は、前記複数の第一の分布計測断面それぞれについて、各第一の分布計測断面内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部335をさらに備え、前記各第一の計測断面の高周波磁場条件を、前記各磁場平均値が一定になるよう調整し、調整後の前記各高周波磁場条件を補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出する。

 前記第一の分布計測断面は複数であり、前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に垂直な断面の場合、前記条件計算部332は、前記各第一の分布計測断面と前記撮像断面との交線を含む各領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、それぞれ、前記各第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部334と、前記交線を含む領域毎に、当該領域内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部335と、を備え、前記各磁場平均値が一定になるよう前記撮像断面の高周波磁場条件を算出する。

 すなわち、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、1軸方向の分布計測断面のB分布を用いて、B分布の変化の特性を利用して、撮像断面毎に、それぞれ最適な手法で当該撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。また、計測軸方向を1方向としている。このため、第一の実施形態同様、実際に撮像断面のB分布から得た最適な高周波磁場条件と略同等の精度で、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を得ることができ、同等のB不均一低減効果を得ることができる。

 従って、第一の実施形態同様、撮像時間の延長を最小限に抑えながら、撮像断面を問わず、RFシミングによるB不均一低減効果を最大とすることができ、撮像断面を問わず、効率よく高画質の画像を得ることができる。

 さらに、本実施形態によれば、複数枚の分布計測断面間のB平均値を一定にする調整も行っているため、さらに、B不均一低減効果を高めることができ、より高画質の画像を得ることができる。

 なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、B分布の算出法は、他の手法を用いてもよい。また、最適な高周波磁場条件として、RFの振幅および位相のいずれか一方でもよい。また、撮像断面の方向は、オブリークであってもよい。この場合、第一の実施形態と同様の対処を行うよう構成してもよい。また、分布計測断面数を、計測軸方向の被検体の断面形状の変化、FOVの大きさ、等に応じて決定するよう構成してもよい。また、計測軸方向は、撮像条件、撮像対象に応じて所望の方向を選択してもよい。また、計測軸方向の数も2方向としてもよい。また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、領域単位で最適な高周波磁場条件を設定するよう構成してもよい。

 <<第三の実施形態>>
 以下、本発明の第三の実施形態について説明する。本実施形態では、高周波磁場(RF)出力の上限値を超えないという制約の下に、最適な高周波磁場条件としてRFの振幅および位相を決定する。

 RF出力の上限値は、例えば、人体に吸収されるRFのエネルギー量(SAR;Specific Absorption Ratio)の上限値、もしくは、RFアンプの出力限界値、等により決められる。また、SARには、人体全体に吸収されるエネルギーが考慮された全身SARと、人体内に局所的に吸収されるエネルギーが考慮された局所SARの二つがある。本実施形態では、人体に影響を及ぼさない程度に全身SARもしくは局所SARを抑えるように、RF出力の上限値を決定する。RF出力の上限値は、例えば、電磁場解析シミュレーションにより求めた、RF出力と、磁場(B値)およびSAR値との対応関係に基づいて決定する。

 本実施形態のMRI装置100は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、本実施形態では、最適な高周波磁場条件を設定するにあたり、RF出力の上限値を考慮する。従って、これを実現する計算機109の機能構成が第一の実施形態と異なる。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。

 図18は、本実施形態の計算機109の機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態の計算機109は、第一の実施形態同様、撮像位置設定部310と、静磁場シミング部320と、RFシミング部330と、画像本撮像部340と、を備える。計算機109の各機能は、計算機109が備えるCPUが、予め記憶装置111に格納されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。

 また、本実施形態のRFシミング部330は、第一の実施形態同様、核磁気共鳴信号から予め定めた分布計測軸に直交する分布計測断面のB分布(高周波磁場分布)を計算する分布計算部331と、得られたB分布を用いて、任意の撮像断面の高周波磁場条件を計算する条件計算部332と、得られた高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する条件設定部333と、を備える。また、条件計算部332は、撮像断面と分布計測断面との交線を含む領域(以下、交差領域と呼ぶ)のB分布(B値)を、分布計測断面のB分布から抽出する分布抽出部334を備える。これらの各機能は、基本的に第一の実施形態の同名の機能と同様である。

 ただし、本実施形態の条件計算部332は、さらに、算出した最適な高周波磁場条件でRFを送信した場合のSARの、予め定めたSARの上限値に対する比率を算出する出力計算部336と、を備える。本実施形態では、例えば、予め電磁場解析シミュレーションによりRF出力とSARの値とを対応づけておき、その対応関係から、所定のRF出力に応じたSARの値を得る。また、SAR上限値は、人体への安全性を考慮して決められたSARの値などから決定される。出力計算部336は、SARの値をSAR上限値で除し、上記比率を算出する。

 条件計算部332は、撮像断面が計測軸方向の場合、出力計算部336が計算した比率が1を超えた場合、当該分布計測断面の最適な高周波磁場条件のRFの振幅を、得られた比率で除すことにより、SAR上限値を超えないよう調整する。

 例えば、分布計測断面を、AX方向の3枚(例えば、図8(A)、図8(B)、図8(C)の511、512、513、以下、本実施形態では、D1、D2、D3と呼ぶ。)とする(AX方向に3枚のB分布を取得する)と、条件計算部332は、計測軸方向の撮像断面、すなわち、分布計測断面と平行な撮像断面(AX断面、例えば、図8(A)の510)の最適な高周波磁場条件を、以下の手順で算出する。

 まず、条件計算部332は、第一の実施形態同様の手順で、各分布計測断面(D1、D2、D3)の最適な高周波磁場条件を計算する。出力計算部336は、各分布計測断面(D1、D2、D3)におけるSARの値およびSAR上限値に基づいて、比率を算出する。そして、条件計算部332は、比率が1を超える分布計測断面について、計算した最適な高周波磁場条件を当該比率で除し、調整後の最適な高周波磁場条件を得る。

 例えば、ここで、得られた各分布計測断面(D1、D2、D3)の比率が、1.25、1、1の場合、条件計算部332は、分布計測断面D1の最適な高周波磁場条件のRFの振幅を、1.25で除し、すなわち、0.8倍し、調整後の最適な高周波磁場条件を得る。そして、調整後の各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、第一の実施形態同様の手順で、補間等により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 また、条件計算部332は、分布計測断面が上記D1、D2、D3の場合、計測軸方向以外の撮像断面、例えば、SAG断面(例えば、図8(B)の520)、COR断面(例えば、図8(C)の530)のように、分布計測断面と非平行な撮像断面の、最適な高周波磁場条件を、以下の手順で計算する。

 条件計算部332は、まず、第一の実施形態同様の手順で、分布抽出部334に、撮像断面と各分布計測断面(D1、D2、D3)との交差領域のB値を抽出させる。例えば、SAG断面(例えば、図8(B)の520)2枚の画像を撮像する場合、1枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々(例えば、図8(B)の521、522、523、以下、本実施形態では、E1_1、E1_2、E1_3と呼ぶ。)とし、2枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々(例えば、図8(B)の521、522、523、以下、本実施形態では、E2_1、E2_2、E2_3と呼ぶ。)とする。そして、出力計算部336は、各分布計測断面におけるSARの値およびSAR上限値に基づいて、比率を算出する。そして、調整後の各交差領域のB値を用いて、最適な高周波磁場条件を計算する。

 例えば、2つの撮像断面位置における比率を、それぞれ、1.25、1、とすると、条件計算部332は、比率が1.25の撮像断面における最適な高周波磁場条件を、1.25で除す。すなわち、0.8倍する。そして、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 なお、SARの上限値を超えているかどうかの判定は、例えば、全ての分布計測断面または、全ての交差領域に対して行う。これは、所定の撮像断面の撮像を行う場合でも、RFは被検体103全体に照射されるためである。

 以下、本実施形態の計算機109による撮像処理の流れを、図19を用いて説明する。図19は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、AX方向とし、分布計測断面の枚数をN枚(Nは2以上の整数)とする。また、撮像断面数をM(Mは1以上の整数)とする。

 まず、撮像位置設定部310は、撮像領域設定処理を行う(ステップS3101)。次に、分布計算部331は、B分布計測を行い、AX方向にN枚の分布計測断面のB分布を計算する(ステップS3102)。このとき、分布計算部331は、撮像位置設定部310が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、B分布を計測する撮像領域を決定する。

 そして、RFシミング部330は、撮像位置設定部310が設定した撮像断面毎に、RFシミング処理を行う。ここでは、撮像断面毎に、条件計算部332が最適な高周波磁場条件を計算し、条件設定部333が計算した高周波磁場条件を設定する。

 RFシミング処理として、RFシミング部330は、以下の処理を、全撮像断面数、M回繰り返す(ステップS3103、ステップS3111、S3112)。

 まず、条件計算部332は、処理対象のm番目(mは、1≦m≦Mを満たす整数)の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する(ステップS3104)。そして、計測軸方向であれば、条件計算部332は、各分布計測断面の、最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する(ステップS3105)。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件が記憶装置111に登録されているか否かで判別する。

 ステップS3105で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部332は、まず、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を算出する(ステップS3106)。そして、条件計算部332は、各分布計測断面におけるSARの値およびSAR上限値に基づいて、比率を算出する(ステップS3107)。算出は、上述のように出力計算部336に行わせる。

 そして、条件計算部332は、上述の手法で、得られた比率に従って、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整し、調整後の高周波磁場条件として記憶装置111に登録する(ステップS3108)。そして、得られた各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS3109)。一方、ステップS3105で算出済みである場合は、ステップS3109へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

 条件設定部333は、算出された最適な高周波磁場条件を、m番目の撮像断面の撮像条件として設定する(ステップS3110)。そして、条件設定部333は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し(ステップS3111)、終えていなければ、mを1インクリメントし(ステップS3112)、ステップS3104へ戻り、処理を繰り返す。

 ステップS3111で、全ての処理を終えていると判別された場合、RFシミング部330は、RFシミング処理を終え、画像本撮像部340は、画像本撮像を実行する(ステップS3113)。

 一方、ステップS3104で、処理対象のm番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部332は、分布抽出部334に、m番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のB分布を抽出させる(ステップS3114)。条件計算部332は、出力計算部336に、上記手法に従って、SARの比率を計算させる(ステップS3115)。そして、m番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する(ステップS3116)。そして、ステップS3110へ移行する。

 以上、本実施形態のRFシミングを含む撮像処理全体の流れを説明した。

 以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部331と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部332と、を備える。

 また、前記条件計算部332は、前記第一の高周波磁場分布および算出した前記高周波磁場条件のいずれか一方を用い、前記算出した高周波磁場条件で高周波磁場照射部から高周波磁場を照射した場合のSARの、予め定めたSARの上限値に対する比率を算出する出力計算部336を備え、前記出力計算部336による算出結果が1を超える場合、前記高周波磁場条件を、前記算出結果が1以下となるよう調整する。

 すなわち、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、1軸方向の分布計測断面のB分布を用いて、B分布の変化の特性を利用して、撮像断面毎に、それぞれ最適な手法で当該撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。また、計測軸方向を1方向としている。このため、第一の実施形態同様、実際に撮像断面のB分布から得た最適な高周波磁場条件と略同等の精度で、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を得ることができ、同等のB不均一低減効果を得ることができる。

 従って、第一の実施形態同様、撮像時間の延長を最小限に抑えながら、撮像断面を問わず、RFシミングによるB不均一低減効果を最大とすることができ、撮像断面を問わず、効率よく高画質の画像を得ることができる。

 さらに、本実施形態によれば、RFの出力が予め定めたSARの上限を超えないよう調整している。従って、安全性の高いMRI装置を提供することができる。

 なお、上記実施形態では、SARの値およびSARの上限値を、電磁場解析シミュレーションのデータに基づいて決定しているが、これらの値の規定はこれに限られない。例えば、SARを実測するシステムを用いるよう構成してもよい。例えば、実測されたB値とSARとの関係性を予め把握し、それに基づいてSARの値およびSAR上限値を定めてもよい。

 また、上記手法の中ではSAR上限値を基準にRF出力を調整しているが、RFアンプの出力限界の値をもとにRF出力を調整してもよい。この場合、条件計算部332は、あるRF出力値とRFアンプ出力限界値との比率を算出し、比率が1を超えた場合、当該分布計測断面の最適な高周波磁場条件のRFの振幅を、得られた比率で除すことにより、RFアンプ出力値を超えないよう調整する。

 なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、B分布の算出法は、他の手法を用いてもよい。また、最適な高周波磁場条件として、RFの振幅および位相のいずれか一方でもよい。また、撮像断面の方向は、オブリークであってもよい。この場合、第一の実施形態と同様の対処を行うよう構成してもよい。また、分布計測断面数を、計測軸方向の被検体の断面形状の変化、FOVの大きさ、等に応じて決定するよう構成してもよい。また、計測軸方向は、撮像条件、撮像対象に応じて所望の方向を選択してもよい。また、計測軸方向の数も2方向としてもよい。また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、領域単位で最適な高周波磁場条件を設定するよう構成してもよい。

 また、本実施形態において、さらに、第二の実施形態同様、分布計測断面が複数枚の場合、撮像領域全体のB不均一低減を考慮するよう構成してもよい。すなわち、RFシミング処理の中で、第二の実施形態同様、B平均値を用い、分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整する、または、交差領域のB平均値を用いるといった処理を行う。このように構成することにより、第二の実施形態による効果もさらに得ることができる。

 なお、上記各実施形態では、3T MRI装置、および2チャンネルのRF送信コイルを用いて説明したが、上記各実施形態は、3Tよりも高い静磁場、もしくは、2チャンネルよりも多いチャンネル数のRF送信コイルを用いた場合でも、適用可能である。

 また、上記各実施形態では、RFシミング部330を、MRI装置100が備える計算機109上に構築しているが、本構成に限られない。例えば、MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100から独立した一般の情報処理装置上に構築されていてもよい。

 100:MRI装置、101:マグネット、102:傾斜磁場コイル、103:被検体、104:シーケンサ、105:傾斜磁場電源、106:高周波磁場発生器、107:テーブル、108:受信器、109:シム電源、109:計算機、110:ディスプレイ、111:記憶装置、112:シムコイル、113:シム電源、114:送信コイル、115:受信コイル、201:給電点、202:ファントム、310:撮像位置設定部、320:静磁場シミング部、321:平均値計算部、330:RFシミング部、331:分布計算部、332:条件計算部、333:条件設定部、334:分布抽出部、335:平均計算部、336:出力計算部、340:画像本撮像部、401:撮像断面、402:ヒト骨盤領域、411:AX断面、412:SAG断面、413:COR断面、420:撮像領域、421:分布計測断面、422:分布計測断面、423:分布計測断面、510:撮像断面、511:分布計測断面、512:分布計測断面、513:分布計測断面、520:撮像断面、521;交差領域、522;交差領域、523;交差領域、530:撮像断面、531;交差領域、532;交差領域、533;交差領域、540:撮像断面、541:交差領域、542;交差領域、543;交差領域、610:AX画像、611:AX断面位置、621:SAG断面位置、622:交差領域、630:COR画像、632:交差領域、641:均一度指標、642:均一度指標、643:均一度指標、644:均一度指標、651:均一度指標、652:均一度指標、653:均一度指標、654:均一度指標、661:均一度指標、662:均一度指標、663:均一度指標、664:均一度指標、711:AX断面位置、721:SAG断面位置、730:COR画像、741:均一度指標、742:均一度指標、743:均一度指標、744:均一度指標、751:均一度指標、752:均一度指標、753:均一度指標、754:均一度指標、761:均一度指標、762:均一度指標、763:均一度指標、764:均一度指標、810:AX画像、821:左側領域、822:中央領域、823:右側領域、831:上側領域、832:中央領域、833:下側領域

Claims (20)

  1.  静磁場を形成する静磁場形成部と、
     傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、
     被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、
     前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、
     前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、
     前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、を備えること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  2.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記分布計算部は、前記核磁気共鳴信号から、前記第一の軸に直交する第二の分布計測断面の高周波磁場分布である第二の高周波磁場分布をさらに算出し、
     前記条件計算部は、第二の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  3.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に直交する断面であり、
     前記条件計算部は、
     前記撮像断面と前記第一の分布計測断面との交線を含む領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、前記第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部を備え、
     前記交差領域高周波磁場分布を用いて、前記撮像断面の前記高周波磁場条件を算出すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  4.  請求項2記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記第一の分布計測断面および前記第二の分布計測断面のいずれとも異なる断面であり、
     前記条件計算部は、前記第一の高周波磁場分布から算出した第一の高周波磁場条件と前記第二の高周波磁場分布から算出した第二の高周波磁場条件とを補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
     特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  5.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の軸の方向は、撮像空間内で磁場分布の変化が最も少ない方向であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  6.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の軸の方向は、被検体の形状変化が最も少ない方向であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  7.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の軸の方向は、アキシャル方向であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  8.  請求項3記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第二の軸は、前記第一の軸に直交すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  9.  請求項8記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の軸の方向は体軸方向であり、前記第二の軸の方向はコロナル方向、もしくはサジタル方向であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  10. [規則91に基づく訂正 14.09.2012] 
     請求項3記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記交線を含む領域は、前記撮像断面のスライス厚より大きい領域とすること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  11.  請求項10記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記交線を含む領域は、当該交線を中心として、幅が10~80mmの短冊状の領域であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  12.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記条件計算部は、全撮像断面が含まれる撮像領域を前記撮像断面と同方向に所定数に分割することにより得た各区分領域の前記高周波磁場条件を、前記第一の高周波磁場分布に基づいて算出し、前記区分領域の中の前記撮像断面が含まれる区分領域の高周波磁場条件を、当該撮像断面の高周波磁場条件とすること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  13.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって
     前記第一の分布計測断面は複数であり、
     前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記複数の第一の分布計測断面のいずれとも異なる断面であり、
     前記条件計算部は、前記複数の第一の分布計測断面それぞれについて、各第一の分布計測断面内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部をさらに備え、
     前記各第一の計測断面の高周波磁場条件を前記各磁場平均値が一定になるよう調整し、調整後の前記各高周波磁場条件を補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  14.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の分布計測断面は複数であり、
     前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に垂直な断面であり、
     前記条件計算部は、
     前記各第一の分布計測断面と前記撮像断面との交線を含む各領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、それぞれ、前記各第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部と、
     前記交線を含む領域毎に、当該領域内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部と、を備え、
     前記各磁場平均値が一定になるよう前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  15.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって
     前記条件計算部は、
     前記第一の高周波磁場分布および算出した前記高周波磁場条件のいずれか一方を用い、前記算出した高周波磁場条件で高周波磁場照射部から高周波磁場を照射した場合のSARの予め定めたSARの上限値に対する比率を算出する出力計算部を備え、
     前記出力計算部による算出結果が1を超える場合、前記算出結果が1以下となるよう前記高周波磁場条件を調整すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  16.  請求項2記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記第一の分布計測断面は、全撮像断面を含む撮像領域の、前記第一の軸方向の一方の端部の断面であり、
     前記第二の分布計測断面は、前記撮像領域の前記第一の軸方向の他方の端部の断面であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  17.  請求項1記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記分布計算部は、前記第一の軸とは異なる第三の軸に直交する第三の分布計測断面の高周波磁場分布である第三の高周波磁場分布をさらに算出し、
     前記条件計算部は、前記第三の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出すること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  18.  請求項12記載の磁気共鳴撮像装置であって、
     前記撮像領域の分割数は3であること
     を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  19.  被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受診する信号受信部と、を備える磁気共鳴撮像装置の高周波磁場照射方法であって、
     前記高周波磁場照射部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算ステップと、
     前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算ステップと、を備えること
     を特徴とする高周波磁場照射方法。
  20.  コンピュータを、
     磁気共鳴撮像装置の信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、
     前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、として機能させるためのプログラム。
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