JP7557741B2 - 磁気共鳴イメージング装置、画像補正方法、および静磁場不均一補正方法 - Google Patents

Description

この発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に静磁場不均一による画質劣化を低減する技術に関する。

ＭＲＩ装置は、均一な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加することで、被検体の任意の領域に存在する原子核（プロトン）に核磁気共鳴現象を生じさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号（或いはエコー信号）からその領域の断層像を得るものである。この際、特定の領域を選択的に励起する為に、高周波磁場とともに傾斜磁場を印加し、また、計測されるエコー信号へ空間の位置情報を付与する為に傾斜磁場の印加磁場及び強度を制御している。

ＭＲＩ装置で傾斜磁場を印加する際、傾斜磁場の印加軸と印加強度に依存して、Ｚ^２、ＸＹ、ＺＹ、ＸＺなどのマクスウェル項による静磁場不均一が発生し、画質劣化をもたらす。そのため、マクスウェル項による静磁場不均一を補正する様々な手段が検討されている。例えば特許文献１に記載された技術では、パルスシーケンスから所定の時間単位で傾斜磁場の時間平均を算出し、算出された時間平均値に基づいて、静磁場不均一を調整するシムコイルの出力量を制御し、これにより低容量の電源で傾斜磁場印加時に発生する静磁場不均一を補正する方法が提案されている。また、特許文献２には、Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ（以下、ＥＰＩという）シーケンス実行時の位相方向に生じる誤差磁場を事前に測定しておき、それを元に画像を補正する方法が提案されている。

特開２０１７－８６７３６号公報 特開２００７－１１７７６５号公報

特許文献１の技術は、シムコイルに流す補償電流（シム電流）を切り替える必要があるため、シムコイルの応答が遅いと、補正磁場出力をリアルタイムに制御することができず適用できない場合がある。またシム電流を比較的短期で切り替えることにより、渦電流が発生するなど新たな課題を生じる可能性がある。一方、特許文献２の技術では、事前計測によって誤差磁場（静磁場不均一）を測定しているため、実際の撮像に用いる撮像条件やパルスシーケンスを事前計測に合わせる必要があり、撮像条件やパルスシーケンスを限定せざるを得ないという課題がある。

本発明は、事前計測や傾斜磁場制御信号に応じたシムコイルの出力制御などを行うことなく、傾斜磁場印加に伴い発生する静磁場不均一を簡便に補正することが可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、撮像に用いられるパルスシーケンスの形状から傾斜磁場印加に伴い発生する静磁場不均一が画像に及ぼす影響を簡易的な演算により推定する。この推定結果を用いて、撮像して得られた画像を補正する。または、推定結果に従って、予めシムコイルに補償電流を通電し、撮像中に傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一を抑制する。

すなわち、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場空間に置かれた被検体に高周波パルスを照射する送信部と、高周波パルスの照射により被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、送信部、前記傾斜磁場発生部および前記受信部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、核磁気共鳴信号を元に被検体の画像を再構成する画像生成部と、を備え、さらに所定のパルスシーケンスから、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一を推定する演算部と、を備える。演算部は、所定のパルスシーケンスで決まる傾斜磁場パルスの印加強度または平均印加強度を用いて静磁場不均一を簡易的に推定する。

本発明の一態様によれば、演算部は、推定した静磁場不均一から画像に生じる歪を算出し、画像生成部は、演算部が算出した歪に基づき、再構成画像を補正する。
本発明の別の態様によれば、演算部は、推定した静磁場不均一をもとに、補正磁場を発生させる補償電流を算出し、制御部は、算出された補償電流を予め通電する制御を行う。

本発明によれば、補正磁場出力をリアルタイムに制御することなく、傾斜磁場印加に伴い発生する静磁場不均一による画質劣化を補正することができる。併せて、補正磁場の出力をリアルタイムに変化させることに伴って２次的に生じる誤差磁場をなくすことができる。これにより、特に、傾斜磁場印加に伴う静磁場不均一の影響が大きい中低磁場ＭＲＩ装置やシムコイルの応答が遅い装置において、顕著な効果が得られる。さらに、予備計測ではなく、実際に撮像に用いるパルスシーケンスから静磁場不均一を推定するので、撮像条件やパルスシーケンスを限定する必要がなく、撮像の自由度が向上する。

本発明におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図 実施形態１の演算処理部の機能ブロック図 実施形態１の静磁場不均一推定と画像補正処理を示すフロー図 ＳＥ ＥＰＩのシーケンスチャートの一例を示した図 画像の位相エンコード方向、周波数エンコード方向に印加される傾斜磁場強度を表した図 垂直磁場装置の絶対座標例を示した図 ＸＺ平面に生じる静磁場不均一の推定例を示した図 静磁場不均一Ｂｃにより画像が歪む量をベクトル表示した図 静磁場不均一Ｂｃによる画像歪を示す図で、（a）は歪のない元画像、（b）はＢｃにより歪んだ画像を示す。 画像歪の補正例を示した図で、（a）はＢｃにより歪んだ画像、（ｂ）は歪を補正した画像を示す。 実施形態１の変形例で用いるパルスシーケンスの例を示す図で、（Ａ）は２Ｄ ＳＥシーケンス、（Ｂ）は３Ｄ ＧＥシーケンスを示す。 実施形態２の演算処理部の機能ブロック図 実施形態２の静磁場不均一の調整値を推定する処理を示すフロー図 スライス位置によって異なる静磁場不均一を説明する図。 実施形態３の演算処理部の機能ブロック図 実施形態３の静磁場不均一推定と静磁場不均一補正の処理を示すフロー図 実施形態４のシムコイル出力量の調整値を算出するフローを示す図

最初に、本発明に係るＭＲＩ装置を、図１を参照して説明する。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。

このＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体１０１の断層画像を得るもので、静磁場発生磁石１０２と、傾斜磁場コイル１０３及び傾斜磁場電源１０８（傾斜磁場発生部）と、ＲＦ送信コイル１０４及びＲＦ送信部１０６（送信部）と、ＲＦ受信コイル１０５及び信号処理部１０７（受信部）と、計測制御部１１１と、全体制御部（制御部）１１２と、表示・操作部１１８と、被検体１０１を搭載する天板を静磁場発生磁石１０２の内部に出し入れするベッド１２０と、を備えている。ＭＲＩ装置１００は、さらに静磁場不均一を補正するためのシムコイル１０９及びシム電源１１０（補償磁場発生部）を備えていてもよい。

静磁場発生磁石１０２は、垂直磁場方式であれば被検体１０１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、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体１０１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場コイル１０３は、ＭＲＩ装置の実空間座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源１０８に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源１０８は、それぞれ後述の計測制御部１１１からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが発生する。この傾斜磁場コイル１０３と傾斜磁場電源１０８とを含めて傾斜磁場発生部という。２次元スライス面の撮像時には、スライス面（撮像断面）に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス（Ｇｓ）が印加されて被検体１０１に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して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傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルス（Ｇｆ）が印加されて、核磁気共鳴信号（エコー信号）にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。

シムコイル１０９及びシム電源１１０は補償磁場発生部として機能する。シムコイル１０９は、一次の傾斜磁場やＺ^２、ＸＹ、ＺＹ、ＸＺなどのゼロ次以上の球面調和関数に従う空間分布を有する磁場を発生することが可能なコイルで構成されており、それぞれシム電源１１０に接続され、シム電源１１０から供給される補償電流により静磁場均一度を向上するため磁場を発生する。なお、一次の傾斜磁場については、傾斜磁場コイル１０３が、補償磁場発生部として用いられる場合もある。この場合には、傾斜磁場電源１０９は、補正磁場を発生させるための補償電流を上述した位置情報付与のための傾斜磁場電流に重畳して傾斜磁場コイル１０３に供給する。

ＲＦ送信コイル１０４は、被検体１０１にＲＦパルスを照射するコイルであり、ＲＦ送信部１０６に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体１０１の生体組織を構成する原子のスピンにＮＭＲ現象が誘起される。具体的には、ＲＦ送信部１０６が、後述の計測制御部１１１からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体１０１に近接して配置されたＲＦ送信コイル１０４に供給することにより、ＲＦパルスが被検体１０１に照射される。このＲＦ送信コイル１０４とＲＦ送信部１０６とを含めて送信部という。

ＲＦ受信コイル１０５は、被検体１０１の生体組織を構成するスピンのＮＭＲ現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号処理部１０７に接続されて受信したエコー信号が信号処理部１０７に送られる。ＲＦ受信コイル１０５と信号処理部１０７とを含めて受信部という。

信号処理部１０７は、ＲＦ受信コイル１０５で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部１１１からの命令に従って、信号処理部１０７が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数（例えば１２８、２５６、５１２等）サンプリングし、各サンプリング信号をＡ／Ｄ変換してディジタル量に変換する。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ（以下、エコーデータという）として得られる。そして、信号処理部１０７は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部１１１に送る。

計測制御部１１１は、被検体１０１の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源１０８と、ＲＦ送信部１０６と、信号処理部１０７に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部１１１は、後述する全体制御部１１２の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスの制御データに基づいて、傾斜磁場電源１０８、ＲＦ送信部１０６及び信号処理部１０７を制御して、被検体１０１へのＲＦパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体１０１からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体１０１の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、２次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、３次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変化させる。位相エンコードの数は通常１枚の画像あたり１２８、２５６、５１２等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常１６、３２、６４等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部１０７からのエコーデータを全体制御部１１２に出力する。

全体制御部１１２は、計測制御部１１１の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、演算処理部（ＣＰＵ）２００、メモリ２１０、及び磁気ディスク等の内部記憶部２２０を備えた計算機やワークステーション上に構築することができる。但し、その一部の機能は、ＡＳＩＣやＦＰＧＡ等のハードウェアで実現される場合もある。このような計算機或いはワークステーションで構成される全体制御部１１２は、外部ネットワークとのインターフェースを行うネットワークＩＦ２３０と、を有し、光ディスク等の外部記憶部２４０が接続されていても良い。

具体的には、全体制御部１１２は、計測制御部１１１に撮像シーケンスの実行によりエコーデータを収集させ、計測制御部１１１からのエコーデータが入力されると、ＣＰＵ１１４がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ２１０内のｋ空間に相当する領域に記憶させる。エコーデータをメモリ２１０内のｋ空間に相当する領域に記憶させることを、以下では、「エコーデータをｋ空間に配置する」ともいう。また、メモリ２１０内のｋ空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をｋ空間データともいう。

演算処理部（ＣＰＵ）２００は、このｋ空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１０１の画像を表示・操作部１１８に表示させ、内部記憶部２１０や外部記憶部２４０に記録させたり、ネットワークＩＦ２３０を介して外部装置に転送したりする。

表示・操作部１１８は、再構成された被検体１０１の画像を表示する表示部と、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記全体制御部１１２で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

本実施形態のＭＲＩ装置においては、演算処理部２００が、上述した画像再構成を行う画像生成部としての機能の他に、後に詳述するが、撮像に用いるパルスシーケンスから、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一を推定する静磁場不均一（Ｂｃ）推定部としての機能を備えている。このＢｃ推定部で推定した静磁場不均一をもとに、画像の補正や静磁場不均一を補正する補償電流の発生などの処理を行う。以下、静磁場不均一の推定処理機能を備えたＭＲＩ装置の実施形態を説明する。

＜実施形態１＞
本実施形態のＭＲＩ装置は、撮像に用いるパルスシーケンスから、撮像時に傾斜磁場を印加することに伴い発生する静磁場不均一Ｂｃを推定し、静磁場不均一によって生じる画質劣化を補正する補正値を、推定した静磁場不均一から算出し、補正する。

本実施形態の演算処理部２００は、図２に示すように、ｋ空間データを用いて画像を再構成する画像生成部２１と、パルスシーケンスから静磁場不均一を推定するＢｃ推定部２２と、Ｂｃ推定部２２が推定した静磁場不均一から画像に生じる歪を算出する歪算出部２３とを含む。

以下、上述した演算処理部２００を備えたＭＲＩ装置の処理を、図３を参照して説明する。

まずパルスシーケンスや撮像パラメータが設定されると、計測制御部１１１が撮像に用いるパルスシーケンス（以下、撮像シーケンスという）を生成する（Ｓ３０１）。ここでは、一例として、撮像シーケンスがＳＥ ＥＰＩシーケンスであるものとする。図４にＳＥ ＥＰＩシーケンスの一例を示す。

ＳＥ ＥＰＩシーケンスでは、図４に示すように、スライス選択傾斜磁場パルス403とともに励起用ＲＦパルス（９０度パルス）401を印加し、さらにＴＥ（エコー時間）／２のタイミングでスライス選択傾斜磁場パルス404とともに反転ＲＦパルス（１８０パルス）402を印加した後、周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場パルス（Ｇｆ）407の極性を高速でスイッチングしながら、かつ、位相エンコード傾斜磁場にＢｌｉｐパルス406を印加しながら、多くのエコー信号408を１ショットで取得する。位相エンコード傾斜磁場パルス405はディフェイズ用パルスである。図４では位相エンコード方向にＢｌｉｐパルスを用いているが、エコー信号を収集する間傾斜磁場を印加し続ける場合もある。

撮像シーケンスが決まると、Ｂｃ推定部２２は、撮像シーケンスに含まれる傾斜磁場パルスの印加強度または平均印加強度を用いて静磁場不均一を簡易的に推定する（Ｓ３０２）。傾斜磁場パルスによって生じる静磁場不均一は、傾斜磁場出力に応じて時間によって変化するものであるため、厳密に求めるには複雑な演算が必要となり、リアルタイムで求めることが困難である。本実施形態では、時間の要素を取り除くことによって簡易的に静磁場不均一を推定する。

すなわち、傾斜磁場印加の際に発生するマクスウェル項による静磁場不均一Ｂｃは、次式（１）で算出できることが広く知られている。

式（１）からわかるようにＢｃは、時間により変化する各軸の傾斜磁場強度の関数である。本実施形態で採用したＥＰＩシーケンスにおいて、周波数エンコード方向及び位相エンコード方向に印加される傾斜磁場強度は、実空間（画像空間）の方向で示すと図５の（a）及び(b)に示すような傾斜で表すことができる。傾斜の大きさが傾斜磁場強度である。実際には、傾斜磁場強度を切り替えながらエコー信号を取得しているが、仮想的には図５に示すような固定の傾斜磁場強度が印加されているとみなすことができる。本実施形態のＢｃ推定部２２は、固定の傾斜磁場強度が印加されているとみなし、上述の式（１）に変えて、時間の要素を取り除いた式（２）を用いる。これにより、簡便に静磁場不均一を算出する。

例えば、図６に示すような垂直磁場のＭＲＩ装置において、スライス方向をＹ軸、位相エンコード方向をＺ軸、周波数エンコード方向をＸ軸とした場合、図４のＳＥ ＥＰＩシーケンスにおいて、エコー信号取得時には、スライス方向に傾斜磁場は印加していないため、Ｇｙは０ ｍＴ／ｍであり、Ｇｘは周波数エンコード傾斜磁場強度、Ｇｚは位相エンコード傾斜磁場（Ｂｌｉｐ）強度となる。図４の一つの周波数エンコード傾斜磁場パルス408の印加強度が、周波数エンコード傾斜磁場強度である。位相エンコード傾斜磁場強度は、一つのＢｌｉｐの印加強度としてもよいが、通常Ｂｌｉｐパルス406は台形ではなく三角形状となるので、一つの位相エンコード傾斜磁場パルス406の平均印加強度を用いる。

これらＧｘ，Ｇｙ、Ｇｚを式（２）に代入することで、Ｂｃ（ｘ，ｙ，ｚ）が求められる。こうして算出した静磁場不均一Ｂｃの例を図７に示す。図７は、スライス方向の中心位置（ｙ＝０）において、ｘｚ平面に生じる静磁場不均一Ｂｃを推定したものである。図５の（a）、（b）に示したように、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｘの強度が位相エンコード傾斜磁場Ｇｙの強度より大きく、式（２）の右辺に含まれる４つの項（ｚ^２、（ｘ^２+ｙ^２）/４、ｘｚ、ｙｚ）のうち、1番目の項（Ｇｘ^２ｚ^２）が支配的であり、図７に示すような、ｚ方向の静磁場不均一がｚの二次関数となるような分布となる。

次に、歪算出部２３が、Ｂｃ推定部２２が推定したＢｃと、式（２）に代入したＧｘ、Ｇｚを、次式（３）に代入することで、画像の歪量を推定する（画質劣化推定処理Ｓ３０３）。

スライス位置ｙ＝０に対して、磁場中心でＦＯＶ ３００ ｍｍで撮像した場合の歪量をベクトル表示した例を図８に示す。また、図８の歪量に従って画像を歪ませた例を図９に示す。図９の（a）は歪がない状態で得られた画像、（ｂ）は（a）の画像を歪ませた画像であり、紙面の縦が位相エンコード方向（Z方向）である。この例では位相方向（Ｚ軸）に大きく歪が発生することが分かる。

上述したパルスシーケンス生成処理Ｓ３０１で計測制御部１１１に撮像シーケンスが設定されると、計測制御部１１１の制御のもと、撮像が開始され、ｋ空間データが収集され（Ｓ３０４）、画像生成部２１は取得したｋ空間データに対しフーリエ変換等の再構成処理を行い、画像を取得する（Ｓ３０５）。この画像には、傾斜磁場に起因する歪が生じており、この歪量は、概ねＳ３０３で算出した歪量であると推定できる。そこで画像生成部２１は、推定した歪量を用いて再構成画像を逆方向に画像変形する（Ｓ３０６）。すなわち、図８に示すような歪ベクトルの逆ベクトルを行列として用い、アフィン変換等の一般的な画像処理により画像変換して、歪を補正する。これにより、図１０（a）に示すような歪んだ画像から、（ｂ）に示すような補正画像を得ることができる。

以上のステップＳ３０１～Ｓ３０６により、実際に撮像に用いたパルスシーケンスを用いて、傾斜磁場によって生じた静磁場不均一が画像に与える歪を簡便に補正することができる。

なお、図６では、装置の座標軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とスライス軸、周波数エンコード軸及び位相エンコード軸が一致している場合を例にしたが、パルスシーケンスは、一般的に、スライス軸、位相エンコード軸、周波数エンコード軸の相対座標系で作成されることが多く、オブリーク（回転）などを加味した絶対座標系の情報が得られないケースがある。その場合は、次式（４）を用いて、相対座標系（ｘ’,ｙ’,ｚ’）から絶対座標系（ｘ,ｙ,ｚ）に換算すればよい。式（４）中、Ｒｘ、Ｒｙ、Ｒｚは、それぞれ、オブリークを表すマトリックスである。傾斜磁場強度についても同様に絶対座標系に展開した上で計算すれば良い。

以上、説明したように、本実施形態によれば、撮像シーケンスで決まる傾斜磁場強度から簡易的に静磁場不均一を推定することにより、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一の事前計測を不要にでき、且つ撮像条件設定の自由度を高めることができる。また画像に影響を及ぼす成分を重点的に補正することができるので簡易ながら高い画質改善効果が得られる。

＜実施形態１の変形例＞
実施形態１では、撮像シーケンスとしてＳＥ ＥＰＩシーケンスを用いた例を説明したが、他のシーケンスにも同様に適用可能である。ここでは、他のシーケンスとして、２Ｄ ＳＥシーケンスを用いる場合を説明する。

一般的な２Ｄ ＳＥシーケンスは、図１１（Ａ）に示すように、スライス選択傾斜磁場パルス503とともに励起用ＲＦパルス501を印加した後、スライス選択傾斜磁場パルス504とともに反転ＲＦパルス502を印加して、エコー時間（ＴＥ）でピークとなるエコー信号508を発生させて、読み出し傾斜磁場（周波数エンコード傾斜磁場パルス）507を印加してエコー信号508を収集する。この際、励起用ＲＦパルス501と反転ＲＦパルス502との間で、周波数エンコード傾斜磁場パルス507のディフェイズパルス506を印加するとともに、位相エンコード傾斜磁場パルス505を印加し発生するエコー信号508に位相エンコードを付与する。このシーケンスをＴＲで繰り返し、ｋ空間データを収集する。

このようなＳＥシーケンスについても、実施形態１と同様に、傾斜磁場強度について時間の要素を取り除いた式（２）を用いて、パルスシーケンス実行時の静磁場不均一Ｂｃを推定することができる。

一例として、図６の垂直磁場のＭＲＩシステムに対して、スライス方向をＹ軸、位相エンコード方向をＺ軸、周波数エンコード方向をＸ軸とした場合を考えると、エコー信号取得時にスライス方向に傾斜磁場は印加していないため、式（２）のＧｙは０ ｍＴ／ｍであり、Ｇｘは周波数エンコード傾斜磁場507の強度（パルスの高さ）である。位相エンコード傾斜磁場505繰り返し毎に強度が異なるので、Ｇｚとしては、全繰り返しの位相エンコード傾斜磁場の平均値を代入する。通常、位相エンコードは正負同じ強度を印加するため、実質Ｇｚは０ ｍＴ／ｍである。これらを式（２）に代入することで、Ｂｃ（ｘ，ｙ，ｚ）を推定できる。オブリーク撮像の場合についても、式（４）を用いて、オブリークの座標系を絶対座標系に展開することで実施形態１と同様に推定することができる。

こうして推定した静磁場不均一を用いて、それによって画像に生じる歪量を式（３）により算出すること、及び算出した歪量で再構成画像を補正することは実施形態１と同様である。

以上、２ＤのＳＥシーケンスに適用した変形例を説明したが、３Ｄでも同様である。図１１（Ｂ）に、３ＤのＧＥシーケンス例を示す。図１１（Ｂ）において図１１（Ａ）と同じ要素は同じ符号で示す。このＧＥシーケンスでは、反転ＲＦパルスを用いずに、読み出し傾斜磁場506，507の反転でエコー信号508を発生させて計測する。また２Ｄシーケンスとの大きな違いとしてスライスエンコード傾斜磁場513が印加される。なお傾斜磁場パルス514、516、517はそれぞれ各軸のリワインドパルスである。

このような３Ｄシーケンスについて静磁場不均一を算出する場合、式（２）において、スライス傾斜磁場強度の値として、ＳＥ－シーケンスにおける位相エンコード傾斜磁場強度の場合と同様に、全繰り返しのスライスエンコード傾斜磁場強度の平均値を代入すれば良い。例えば、スライス方向をＹ軸とした場合、Ｇｙとして、スライスエンコード傾斜磁場強度の平均値を代入する。通常、エンコード量は正負で同一のため、平均すると０ ｍＴ／ｍとなる。他の軸については２Ｄシーケンスと同様である。

＜実施形態２＞
実施形態１ではパルスシーケンスの形状から簡易的な演算により静磁場不均一と画像の歪量を推定し、画質劣化を補正したが、本実施形態では、ファントムなどを用いた事前計測結果を利用して、歪算出部が算出する歪量の精度を向上する。

実施形態１で推定する静磁場不均一は、撮像時の傾斜磁場印加に起因する静磁場不均一であるが、本来の静磁場強度にもわずかながら不均一は存在する。また傾斜磁場は静磁場中心を中心とした傾斜磁場となるように設計されているが、実際には静磁場中心からわずかにずれる場合がある。本実施形態では、このような不均一やずれを調整値として求め、歪量を調整する。具体的には、静磁場不均一の推定値と実測値の誤差を解消するための調整値を加えると、静磁場不均一Ｂｃを算出する式（２）は、次式（５）で表される。

式（５）において、Ｃ_Ｚ２、Ｃ_ＸＹ、Ｃ_ＸＺ、Ｃ_ＹＺは静磁場不均一強度を調整するための係数（補正係数）であり、Δｘ、Δｙ、Δｚは磁場中心位置を調整するため補正値（位置補正値）である。本実施形態では、これら補正係数と位置補正値とを含むように調整された歪量を算出する。

以下、実施形態１と異なる点を中心に本実施形態を説明する。

本実施形態の演算処理部２００の機能を図１２に示す。図１２において、図２と同じ要素は同じ符号で示し重複する説明は省略する。図示するように、演算処理部２００は、画像生成部２１、静磁場不均一を推定するＢｃ推定部部２２、及び、歪算出部２３に加えて、歪算出部２３が算出した歪量を調整するための調整値を算出する調整値算出部２４を含む。歪量は、実施形態１（図３：Ｓ３０１～Ｓ３０３）と同様に算出することができる。

以下、調整値算出部２４が行う処理の一例を、図１３を参照して説明する。

まず被検体の撮像を行う前に、ファントムなどを用いて二つの事前撮像を行う（Ｓ６０１、Ｓ６０２）。一つは、静磁場不均一Ｂｃの影響を受けにくい条件でリファレンス画像を撮像する（Ｓ６０１）。静磁場不均一の影響を受けにくい条件の撮像として、例えば、グラディエントエコーシーケンスやスピンエコーシーケンスを採用してもよいし、ＥＰＩシーケンスであれば、歪の影響を軽減するために、マルチショットにすることでＢｌｉｐパルスの傾斜磁場強度を増加させ歪量を低減してもよい。もう一つの撮像では、歪が多く発生する条件で調整用画像を撮像する（Ｓ６０２）。例えば、シングルショットのＥＰＩシーケンスなどを用いる。これらの撮像は、いずれが先でも後でもよいが、実際の撮像（図３：Ｓ３０４）に先立って行うことが好ましい。例えばＭＲＩ装置の調整時に行って、その後に得られる調整値を登録しておいてもよい。

次にリファレンス画像と調整用画像とを用いて、歪量の調整値を算出するための繰り返し演算を行う（Ｓ６０３～Ｓ６０６）。まず静磁場不均一を調整するための調整値の初期値を設定する（Ｓ６０３）。調整値（補正係数及び位置補正値）の初期値としては、調整値として取りえる値、例えば経験的に予測できる範囲から選択した値を用いることができる。次にこの調整値を用いて調整用画像の歪を補正する（Ｓ６０４）。この処理は、歪を算出するために用いる静磁場不均一推定の計算式として、式（２）の代わりに式（５）を用いる以外は、実施形態１の処理（図３：Ｓ３０２～Ｓ３０４）と同様である。すなわち、調整用画像を撮像したパルスシーケンスをもとに、その傾斜磁場強度と初期値で設定した調整値を式（５）に代入して、静磁場不均一Ｂｃを推定し、式（３）により歪量を算出する。算出した歪量を用いて調整用画像を補正する。

次いで補正後の調整用画像とリファレンス画像との類似度を算出する（Ｓ６０５）。類似度の算出には一般的な画像処理技術、例えば正規化相互相関などを用いることができる。その後、調整値を異ならせて、Ｓ６０３～Ｓ６０５を繰り返す。

繰り返し演算は、調整値として取りえる値の範囲の値を網羅的に異ならせて、繰り返してもよいが、図１３に示す例では、調整値の探索範囲を予め決めて置き、所定の探索範囲の調整値でＳ６０３～Ｓ６０５を実施した後、調整値の探索範囲を更新して（Ｓ６０６）、繰り返し演算をすることとしている。範囲の更新手法として、例えば、まず調整値を広範囲に振って高い類似度を示す調整値に目星をつけ、次のステップでその調整値近辺に探索範囲を絞って探索する。このような探索を、範囲を狭めながら繰り返すことで効率的に最適な調整値を導出することも可能である。

最終的に、最も類似度が高い調整値をＭＲＩ装置の記憶装置２２０等に登録する（Ｓ６０７）。登録された調整値は、Ｂｃ推定部２２が静磁場不均一を算出する際に用いられる。

このような事前計測によって調整値を登録した後、被検体を対象とする撮像を行う。撮像の流れは、実施形態１やその変形例と同様であり、図３に示すフロー（Ｓ３０１～Ｓ３０６）に従って、静磁場不均一の推定、撮像、画像再構成及び画像補正等を行う。但し、本実施形態では、Ｂｃ推定部２２は、事前計測によって登録した調整値と撮像シーケンスから取得した傾斜磁場強度とを式（５）に代入して、静磁場不均一の推定処理（Ｓ３０２）を行う。

本実施形態によれば、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一の装置毎の誤差や傾斜磁場の静磁場中心からのずれを調整した静磁場不均一及び画像歪量が得られるので、より精度の高い画質劣化補正を行うことができる。

＜実施形態２の変形例１＞
実施形態２では、調整値算出部２４が調整値を算出する処理の一例として、繰り返し演算によって調整値を算出する例（図１３）を説明したが、別の例としては、磁場不均一の性質を利用して繰り返し演算することなく、調整値を逆算する方法を採用してもよい。

図７に示したように、位相エンコード方向をＺ軸方向とした場合、磁場不均一は磁場中心（ｚ＝０）を極小値とした２次関数状の分布が支配的である。つまり、画像の歪が最も少なくなる位置と、画像の中心（磁場中心）位置の誤差がΔｚとなる。また、Ｚ軸方向の分布が支配的であることから、式（５）の右辺の第一項の係数Ｃ_Z2を最適化することで補正精度が改善することは明らかである。

本変形例では、この事実を利用して、画像中心位置の誤差Δｚを用い、式（５）の右辺第一項のみから簡便にその項の補正係数を算出する。画像中心位置の誤差Δｚは、リファレンス画像の中心位置とΔｚ=0で歪を補正した調整用画像の中心とのずれとして算出することができる。この誤差ΔｚにＧｚの傾斜磁場強度を乗じることで（式（３））、磁場不均一Ｂｃを算出する。次いで式（５）において、Ｃ_Z2以外の補正係数を０として、上述のように算出した磁場不均一を式（５）に代入し、Ｃ_Z2を逆算する。

この手法によれば、繰り返し演算を不要とし、影響が大きいＺ軸方向の調整値を簡便に求めることができる。なお、この手法で求めた調整値を初期値として、図１３の繰り返し演算を行って最適値を探索しても良い。

＜実施形態２の変形例２＞
実施形態２では、静磁場不均一の調整値（補正係数）を、スライス中心位置が磁場中心である場合について算出したが、空間位置に応じて異なる値としても良い。

通常、撮像は画像中心（スライス中心）が磁場中心となるようにして行われるが、スライス方向に沿って比較的広い範囲を撮像する場合には、スライス位置を磁場中心からずらして行う場合もある。磁場不均一において支配的であるＺ軸方向の磁場不均一は、図７に示したように、２次関数状の分布となるが、スライス方向（Ｙ方向）の位置が変わると、図１４に模式的に示すように、静磁場や傾斜磁場出力の誤差などの影響で分布が変化する可能性がある。

本変形例では、事前撮像によって調整値を求める際に（図１３：ステップＳ６０１、６０２）、磁場中心からオフセンターしたスライス位置で撮像することで、磁場空間の広い範囲の磁場不均一を測定し、スライス位置毎に異なる調整値を算出し登録しておく。このように、スライス位置毎に対応する調整値を適用することで、補正効果の位置依存性を改善することができる。

さらに、別の変形例として、リファレンス画像及び調整用画像を撮像する際の受信バンド幅（ＢＷ）などの条件を変更して異なる傾斜磁場強度で歪量を算出し、調整値を傾斜磁場強度に応じた関数としても良い。これらにより、静磁場空間の局所的な不均一性や、傾斜磁場出力の非線形性などによる影響無く高い補正精度が得られる。

＜実施形態３＞
実施形態１、実施形態２では、推定した静磁場不均一を用いて、後処理として画像の歪を補正したが、本実施形態では、推定した静磁場不均一を補正するシムコイル（補償磁場発生部）の出力を算出し、シムコイルから補償磁場を事前に出力することで画質劣化を低減する。

本実施形態による傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一補正は、従来技術であるリアルタイムに補償磁場を制御するのではなく、事前に一定の補償磁場を出力する。従って、リアルタイムで補正する場合に比べ、画質劣化低減の観点での汎用性や精度は低下するが、簡便に画像の歪を補正することができ、傾斜磁場コイルに高度な応答性を必要とせず、低磁場機などの傾斜磁場印加による静磁場不均一が画質劣化に与える影響が大きいＭＲＩ装置において、簡便に優れた歪除去効果をえることができる。

本実施形態における演算処理部２００の機能を図１５に示す。図１５において、図２や図１２と同じ要素は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。図１５に示すように、演算処理部２００は、画像生成部２１、Ｂｃ推定部２２に加えて、補償出力算出部２５を備えている。補償出力算出部２５は、Ｂｃ推定部２２が推定した静磁場不均一からシムコイル１０９に流す一定の補償電流の出力値を算出する。計測制御部１１１（図１）は、算出した出力値相当する補償電流を、シム電源１１０に供給する制御を行う。

本実施形態の処理の流れを図１６に示す。図１６において、図３に示す処理と同じ処理は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。ここでは、前提として、通常のアクティブシミングを適用して静磁場均一度を図っているものとする。アクティブシミングは、事前に静磁場の均一度を測定し、シムコイル１０９に補償電流を通電させることで静磁場均一度を向上させる手法である。ただしアクティブシミングを併用することは必須ではない。

図１６のフローチャートに示す通り、処理Ｓ３０１、処理Ｓ３０２については実施形態１、実施形態２と同様にパルスシーケンス形状から静磁場不均一Ｂｃを推定する。

次にＳ３１３では、補償出力算出部２５が、静磁場不均一Ｂｃをキャンセルする補償磁場を発生させる補償電流の出力量を算出する。静磁場不均一Ｂｃをキャンセルする補償磁場は、例えば、図７に示すような２次関数分布と正負が逆の２次関数分布となる傾斜磁場であり、シムコイルにより発生する磁場と出力との関係から出力量を算出することができる。こうして算出した出力（Ｂｃ補償分）を、アクティブシミングにより算出した補償電流に追加する。

これにより、エコー信号取得時に傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一Ｂｃが補正されるため、歪の無い画像を得ることができる。

本実施形態では、事前測定を前提とする通常のアクティブシミングでは対応できない、撮像時の傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一Ｂｃを含めて、静磁場均一度を補正するので、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一が無視できない撮像について、高い画像劣化防止効果を得ることができる。また静磁場不均一を解消する出力を、固定値である補償電流として加えるので、シムコイルの切り替えが不要であり、シムコイルに高応答性が要求されず、また切り替えに伴う渦電流発生（誤差磁場発生）の問題もない。

なお本実施形態のＭＲＩ装置では、本来の補償電流とは別にＢｃ補償分が追加されるため、スライス選択傾斜磁場印加時など、周波数エンコード傾斜磁場や位相エンコード傾斜磁場を印加していないタイミングでは逆に静磁場均一度は悪化する可能性があるが、シムコイルの応答が間に合うタイミングで補償電流を変更可能であれば、パルスシーケンス実行中に補償電流量を変更することで、その問題を回避してもよい。例えば、脂肪抑制に周波数選択励起を用いる場合はＢｃ分を通電せず、脂肪抑制パルス印加後に通電を開始しても良い。

＜実施形態４＞
実施形態３ではパルスシーケンス形状から推定した静磁場不均一Ｂｃから、シムコイルに追加で通電する補償電流を決めたが、本実施形態では、実施形態２と同様に、静磁場不均一Ｂｃ推定の式として、式（２）の代わりに式（５）を用いることとし、その調整値（補正係数及び位置補正値）を事前にファントムで算出することで、画質改善精度を向上させる。

本実施形態の画像処理部２００は、図１５に示す実施形態２の画像処理部２００に、調整値算出部が追加されるほかは図１５の構成と同様であり、図示を省略する。また、本実施形態においても、処理の流れの概要は図１６と同様であるので、以下、調整値の算出の一例を、図１７に示すフローチャートに従って説明する。以下の説明では、適宜、実施形態２、３の説明に用いたフローチャート（図１３及び図１５）を引用して説明する。

まず、Ｓ７０１では、図１３のＳ６０１と同様に、ファントムを用いて歪の無いリファレンス画像を撮像する。次に適切な調整値を探索する繰り返し演算（Ｓ７０２～Ｓ７０５）を行う。そのため、まず調整値の初期値を設定し（Ｓ７０２）、この調整値と式（５）を用いて、傾斜磁場パルスに起因する静磁場不均一Ｂｃを算出する。式（５）に用いる傾斜磁場強度Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚは、例えば、次のＳ７０３で用いる撮像シーケンスにおける傾斜磁場強度を用いることができる。

算出した静磁場不均一Ｂｃを補正するシムコイルの出力値を算出し、シムコイルの補償電流を変更して、リファレンス画像と同じファントムを用いて調整用画像を撮像する（Ｓ７０３）。得られた調整用画像と、Ｓ７０１で取得したリファレンス画像との類似度を算出する（Ｓ７０４）。類似度を算出する手法は、実施形態２のＳ６０５と同様である。この類似度が高ければ、Ｓ７０２で設定した調整値が適切ということであり、高い類似度が得られるまで、調整値を探索する範囲を変更して（Ｓ７０５）、Ｓ７０２～Ｓ７０４を繰り返す。調整値の決め方や、探索範囲の設定の手法は実施形態２と同様であり、広い範囲から範囲を狭めながら検索する手法などを適宜採用することができる。

最終的に、最も高い類似度を示す調整値を登録する（Ｓ７０６）。これらの処理は、実際の撮像とは関係なく前に行っておくことができる。被検体を対象とする撮像に際しては、図１６のフローのように、各処理（Ｓ３０１～Ｓ３０５）を行う。

尚、本実施形態においても、実施形態２と同様に、調整値を空間位置（スライス位置）に応じて異なる値としても良い。また、リファレンス画像や調整値画像を取得する撮像において、受信バンド幅ＢＷなどの条件を変更して異なる傾斜磁場強度で補償出力を算出し、調整値を傾斜磁場強度に応じた関数としても良い。

本実施形態によれば、補償出力の精度をさらに高めることができ、傾斜磁場に起因する画像歪を解消した画像を得ることができる。

以上、本発明のＭＲＩ装置のいくつかの実施形態とその変形例を説明したが、本発明はこれら各実施形態や変形例に限定されるものではなく、技術的に矛盾しない限り、それらを組み合わせることも可能であり、また公知の補正手段などを追加することも可能である。さらに実施形態や変形例として示した構成のうち、いくつかの要素は省略することも可能である。

２１：画像生成部、２２：Ｂｃ推定部、２３：歪算出部、２４：調整値算出部、２５：補償出力算出部、１００：ＭＲＩ装置、１０２：静磁場発生部、１０３：傾斜磁場コイル、１０４：ＲＦ送信コイル、１０５：ＲＦ受信コイル、１０７：信号処理部（受信部）、１０９：シムコイル（補償磁場発生部）、１１０：シム電源（補償磁場発生部）、１１１：計測制御部、１１２：全体制御部、２００：演算処理部（ＣＰＵ）

Claims (11)

1. 静磁場空間に置かれた被検体に高周波パルスを照射する送信部と、高周波パルスの照射により被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記送信部、前記傾斜磁場発生部および前記受信部を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御部と、前記核磁気共鳴信号を元に前記被検体の画像を再構成する画像生成部と、前記所定のパルスシーケンスから、傾斜磁場印加に伴い生じる静磁場不均一を推定する静磁場不均一推定部と、を備え、
   前記静磁場不均一推定部は、前記所定のパルスシーケンスで決まる傾斜磁場パルスにおける時間の要素を取り除いた印加強度または平均印加強度を用いて前記静磁場不均一を簡易的に推定し、その際、事前撮像により、前記簡易的な静磁場不均一の推定において生じる誤差を算出し、予め調整値として登録しておき、当該調整値を用いて静磁場不均一の推定精度を高め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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記傾斜磁場は、スライス選択方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の各傾斜磁場を含み、
   前記静磁場不均一推定部は、位相エンコード傾斜磁場パルス及び読み出し傾斜磁場の印加強度または平均印加強度を用いて前記静磁場不均一を推定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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記静磁場不均一推定部は、空間位置に応じて、前記静磁場不均一を推定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１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記静磁場不均一推定部が簡易的に推定した静磁場不均一を補正する調整値を予め登録した記憶部をさらに備え、
   前記静磁場不均一推定部は、推定した静磁場不均一を前記記憶部に登録された調整値に基づき調整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４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記調整値は、静磁場不均一の強度を調整するための補正係数と、静磁場中心位置を調整する位置補正値とを含む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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   静磁場不均一の影響を含む事前計測画像を、前記静磁場不均一推定部により簡易的に推定した静磁場不均一を用いて補正した画像と、静磁場不均一の影響を含まないリファレンス画像との類似度を最大化する繰り返し演算により、前記調整値を算出する調整値算出部をさらに備え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であって、
   前記静磁場不均一推定部が推定した静磁場不均一から画像に生じる歪を算出する歪算出部をさらに備え、
   前記画像生成部は、前記歪算出部が算出した歪に基づき、再構成画像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。
8. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   ゼロ次以上の球面調和関数に従う空間分布を有する磁場を発生する補償磁場発生部と、
   前記静磁場不均一推定部が推定した前記静磁場不均一をもとに、前記補償磁場発生部に通電する補償電流を算出する補償出力算出部と、をさらに備え、
   前記制御部は、算出された補償電流を前記補償磁場発生部に予め通電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８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、事前に測定した画像の歪量から算出した調整値を用いて、前記補償磁場発生部に通電する補償電流を微調整することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 磁気共鳴イメージング装置で撮像した再構成画像を補正する方法であって、
    撮像に用いたパルスシーケンスから、当該パルスシーケンスで決まる傾斜磁場パルスにおける時間の要素を取り除いた印加強度または平均印加強度を用いて静磁場不均一を簡易的に推定するステップ、
    推定した前記静磁場不均一から、再構成画像に生じる歪量を算出するステップ、及び
    算出した歪量で再構成画像を補正するステップと、を含む画像補正方法であって、
    さらに、事前撮像により、前記簡易的な静磁場不均一の推定において生じる誤差を算出し、調整値として登録するステップと、前記静磁場不均一を推定するステップにおいて、前記調整値を用いて静磁場不均一の推定精度を高めるステップとを含む画像補正方法。
11. 磁気共鳴イメージング装置における静磁場不均一を、シムコイルを用いて補正する静磁場不均一補正法方法であって、
    撮像に用いたパルスシーケンスから、当該パルスシーケンスで決まる傾斜磁場パルスにおける時間の要素を取り除いた印加強度または平均印加強度を用いて前記静磁場不均一を簡易的に推定するステップ、
    推定した前記静磁場不均一から、前記シムコイルに通電する補償電流値を算出するステップ、及び
    算出した補償電流値の電流を前記シムコイルに通電するステップとを含む静磁場不均一補正方法であって、
    さらに、事前撮像により、前記簡易的な静磁場不均一の推定において生じる誤差を算出し、調整値として登録するステップと、前記静磁場不均一を推定するステップにおいて、前記調整値を用いて静磁場不均一の推定精度を高めるステップとを含む静磁場不均一補正法方法。

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