磁気共鳴イメージング装置および非線形性歪み補正方法
【課題】撮像断面が確定した時点で、その断面での歪み量を、傾斜磁場コイルの形状からＢｉｏ−Ｓａｖａｒｔ（ビオ・サバール）の法則を用いて算出し、非線形性に起因する画像の歪み補正を行うＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴信号に基づいて被検体を収容する空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段において、傾斜磁場発生手段を構成するパターンに基づいて該空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、算出された傾斜磁場強度を用いて撮像断面における傾斜磁場の歪み量を算出し、傾斜磁場の歪み量に基づいて再構成画像の歪み量を補正することにより傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする。
【解決手段】磁気共鳴信号に基づいて被検体を収容する空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段において、傾斜磁場発生手段を構成するパターンに基づいて該空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、算出された傾斜磁場強度を用いて撮像断面における傾斜磁場の歪み量を算出し、傾斜磁場の歪み量に基づいて再構成画像の歪み量を補正することにより傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置に関し、特に、傾斜磁場の非線形性に起因する画像の歪みを補正する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ（核磁気共鳴）信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、ＮＭＲ信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
正しい再構成画像を得るためには、ＮＭＲ信号に位相エンコードを付与する傾斜磁場分布が線形でなければならない。しかし、現在のＭＲＩ装置では、磁石のボアを短くしたり傾斜磁場の速度を改善したりするため、傾斜磁場分布の線形性は犠牲にされている。このような傾斜磁場分布の非線形性は、再構成画像に歪みを生じさせる。従って、正しい画像を得ることができない。このため、傾斜磁場分布の歪みから、傾斜磁場分布の非線形性による再構成画像の歪み量を推定し、画像の歪みを補正する手法が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００９−２２６１９９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に記載された歪み補正手法は、あらかじめ３次元空間についての歪み補正テーブルを記憶し、歪み補正テーブルを用いて補正を行う手法である。歪み補正テーブルは、磁場測定器あるいは解析的に求めた２次元の歪み量を複数記憶して３次元空間に対応している。あらかじめ補正テーブルを記憶しておく場合、補正テーブルの精度が歪み補正の精度に影響する。また、補正テーブルと撮像位置が正確に一致しない場合は、近傍の値から、撮像位置に相当する補正テーブルを算出しなければならない。
【０００６】
ところで、ＭＲＩ装置は、３次元的なボリュームを持つ被検体のマルチスライスの撮影ができるので、被検体の内部の様態の詳細な検査が可能である。またＭＲＩ装置は、その大きな特徴として、任意の傾きを持つ断面の撮像が可能であることが挙げられる。具体的にＭＲＩ装置では、３組の直交する傾斜磁場を用いて、それぞれにスライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向に割り当てて、その組み合わせにより様々な角度から撮影を行える。アキシャル断面に加えて、それと直交するサジタル断面やコロナル断面、更には面と垂直な方向が傾斜磁場の軸と垂直でないオブリーク断面について撮影することができる。
【０００７】
ところが、任意の角度で傾斜されたオブリーク断面の撮像位置と補正テーブルとが、一致しない場合は、近傍の値から、撮像位置に相当する補正テーブルを算出しなければならない。しかし、補正テーブルとのずれが大きいと、補正テーブルとを対応させて、歪み補正を精度良く行うことは、難しい場合がある。
【０００８】
従って、傾斜磁場分布の不均一に起因した歪み補正を十分に行わないと、ＭＲ画像の歪みやボケや信号欠落につながる。
【０００９】
そこで本発明の目的は、撮像断面が確定した時点で、その断面での傾斜磁場の歪み量を傾斜磁場コイルの形状からＢｉｏ−Ｓａｖａｒｔ（ビオ・サバール）の法則を用いて算出し、任意の撮像断面における傾斜磁場分布の非線形性に起因する再構成画像の傾斜磁場の歪み量補正を行うＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本願発明の磁気共鳴イメージング装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すると、次の通りとなる。
【００１１】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、磁気共鳴信号に基づいて被検体の空間内の再構成画像を生成する処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段において、傾斜磁場発生手段を構成するコイルのパターンに基づいて空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、算出された傾斜磁場強度を用いて撮像断面における傾斜磁場の歪み量を算出し、傾斜磁場の歪み量に基づいて再構成画像の歪み量を補正することにより傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする。
【００１２】
また、本願発明の磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場の非線形性補正方法のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すると、次の通りとなる。
【００１３】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、磁気共鳴信号に基づいて被検体の空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場の非線形性補正方法であって、被検体の撮像断面を決定し、その後、撮像断面を特定するパラメータを取得する第１ステップと、第１ステップで取得した撮像断面上の各位置での傾斜磁場の歪み量を、式（Ａ）を用いて算出する第２ステップと、第２ステップで算出した傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と予め設定された基準値とを比較し、傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えていない場合は、次の新たな撮像断面領域が決定されるまで待機する第３ステップと、第２ステップで算出した傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが基準値を超えた場合、計算式である式（Ａ）を用いて、まだ算出処理が施されていない撮像断面領域の他の領域についての傾斜磁場の歪み量を算出する第４ステップと、第４ステップで取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する第５ステップと、各撮像断面の撮像画像の再構成処理が終了した後、第４ステップと前記第５ステップで算出した値を使用して、撮像画像に対して歪み量の補正処理を行う第６ステップとを有することを特徴とする。
【００１４】
【数１】
【００１５】
（ここで、ｒは上記空間の原点からの傾斜磁場の歪み量算出位置までの位置ベクトル、δｒは位置ｒにおける傾斜磁場の歪み量、Ｇｒは傾斜磁場強度、Ｂ（ｒ）は原点から距離ｒだけ離れた位置における磁束密度を示す。）
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、任意の撮像断面における傾斜磁場分布の非線形性に起因する再構成画像の歪み量を、傾斜磁場コイルの形状から算出し、補正を行うことにより、歪みの少ない再構成画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明の全体構成を説明するための図である。
【図２Ａ】磁束密度を求める式を説明する図である。
【図２Ｂ】仮想の磁場強度分布と実際の磁場強度分布を示す図である。
【図３】オブリーク画像のベクトルを定義した図である。
【図４】本発明の処理の流れを説明するフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、添付図面に従って本発明のＭＲＩ装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、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。
【００１９】
最初に、本発明に係るＭＲＩ装置の一例の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、本発明に係るＭＲＩ装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、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、ＭＲＩ装置は静磁場発生系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とを備えて構成される。
【００２０】
静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１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。
【００２１】
傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル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とから成り、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軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、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。
【００２２】
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ある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、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。
【００２３】
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、被検体１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とから成る。高周波発振器１１から出力されたＲＦ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ＲＦ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高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。
【００２４】
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エコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、信号増幅器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でデジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
【００２５】
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、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とを有する。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。
【００２６】
操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記信号処理系７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４から成る。この操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。
【００２７】
なお、図１において、送信側の高周波コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
【００２８】
現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、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水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。
【実施例】
【００２９】
次に、本発明の実施例について図面を用いて説明する。
【００３０】
図２Ａは、静磁場磁石３１により静磁場が形成されている空間、すなわち撮像領域（ＦＯＶ：Ｆｉｅｌｄ Ｏｆ Ｖｉｅｗ）３３を示す。撮像領域３３の上方に傾斜磁場コイル９ａが設けられ、さらに傾斜磁場コイル９ａの上方には、静磁場磁石３１が設けられている。なお、ここで示す傾斜磁場コイル９ａは、Ｙ軸傾斜磁場コイル一対の一方のみを図示している。また、当該コイルは、閉回路（Ｃ）３２を構成している。
【００３１】
撮像領域３３の位置を表すために、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸が図に示すように与えられている。それぞれの２軸で決定される平面に平行する面を基準面（アキシャル面、サジタル面、コロナル面など）とし、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の原点を記号Ｏで示し、原点Ｏから距離ｒだけ離れたオブリーク断面３４上の位置をＰとする。
【００３２】
ここで、オブリーク断面３４は、上記基準面から所定の傾斜、例えばＸ軸とＺ軸で決定される平面に対して、ψ（プシー）なる角度で傾いてなる平面であり、さらに、Ｘ軸とＹ軸で決定される平面に対しても、φ（ファイ）なる角度で傾いてなる平面である。本実施例では、当該平面で被検体の断面を撮像する場合を想定して以下に説明する。
【００３３】
なお、ψ（プシー）がゼロ、あるいはφ（ファイ）がゼロなる平面、あるいはいずれもがゼロの場合でも、本実施例は適用できることは言うまでもない。
【００３４】
この時の位置Ｐにおける磁束密度を以下に求める。
Ｂｉｏ−Ｓａｖａｒｔの法則により、図２Ａで示す閉回路（Ｃ）３２に電流Ｉが流れている場合、原点Ｏから距離ｒだけ離れた位置Ｐにおける磁束密度Ｂ（ｒ）は、
【００３５】
【数２】
【００３６】
で表される。ここで、ｄｓは閉回路（Ｃ）３２上の微小領域（線分）を、μは透磁率を、ベクトルｓは原点Ｏを始点とし、微小領域ｄｓを終点とするベクトルを、それぞれ示す。
また、式（１）の積分は閉回路（Ｃ）３２に沿って線積分を行うことを示す。なお、微小領域ｄｓから、位置Ｐまでの距離は、ｒ−ｓのベクトルで表記される。
【００３７】
ところで、ＭＲ撮像は、シーケンサ４からの制御により、ＳＥ（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法やＦＥ（Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ）法などの撮像法のパルスシーケンスに従って実行される。シーケンサ４から出力されるデジタルの生データをｋ空間として、ｋ空間データベースが形成される。
取得されたｋ空間データに対して二次元又は三次元のフーリエ変換処理あるいは、最大値投影処理などの画像再構成処理を施して、非線形な実際のＺ軸傾斜磁場における再構成画像領域（ＦＯＶ）を生成する。
【００３８】
図２Ｂは、図２Ａに示す撮像領域３３の原点Ｏから撮像領域３３の外側端に向かって形成されるＺ軸傾斜磁場の仮想の磁場強度分布と実際の磁場強度分布を示す。
【００３９】
仮想の磁場強度分布は、原点Ｏから線形性を維持して撮像領域３３の外側端まで伸びている。
一方、実際の磁場強度分布は、原点Ｏから一定の領域まで線形性を維持して伸びているが、ある領域から線形性が維持できずに、磁場強度分布は非線形性を示すようになる。なお、図に示す非線形性は、一例を示すに過ぎない。その非線形の特性は、扱うＭＲＩ装置により異なる。
【００４０】
いま、再構成ＦＯＶが狭い範囲の場合、すなわち、図中で示す再構成ＦＯＶ（１）の場合には、再構成ＦＯＶ（１）の右端における仮想および実際の磁場強度は、それぞれＺＶ（１）とＺＲ（１）であり、磁場強度の差が殆ど見られない。
【００４１】
一方、再構成ＦＯＶが広い範囲の場合、すなわち、図中で示す再構成ＦＯＶ（２）の場合には、再構成ＦＯＶ（２）の右端における仮想および実際の磁場強度は、それぞれＺＶ（２）とＺＲ（２）であり、磁場強度の差が顕著に現れている。
【００４２】
従って、この傾斜磁場の実際の強度分布が非線形であるために、上記位置Ｐにおける磁場強度は、線形性を有する仮想の磁場強度分布からずれて歪みを生じている。
【００４３】
次に、上記式（１）を用いて、その歪の量を求めることにする。
上記位置Ｐでの傾斜磁場の歪み量は、傾斜磁場強度Ｇｒを用いて、以下の式で求められる。
【００４４】
【数３】
【００４５】
ｒの座標を、静止座標系の座標表示を（ｘ，ｙ，ｚ）とし、その座標ｒで表す位置Ｐにおける傾斜磁場強度のｘ成分、ｙ成分、ｚ成分を、それぞれＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚとすると、上式は
【００４６】
【数４】
【００４７】
と各軸成分に分解できる。
【００４８】
実際には、上述したように、基準面に対して傾斜している場合、すなわち撮像断面は静止座標系に垂直または平行ではない場合が多い（オブリークしている場合）。
【００４９】
以下、オブリークしている場合の計算方法を以下に述べる。オブリークしていない場合は、後述の単位ベクトルの１成分を０にすればよい。
【００５０】
図３に示した撮像画像に対する横ベクトルと、縦ベクトルの単位ベクトルをそれぞれ、Ｒ（ｒｘ、ｒｙ、ｒｚ）、Ｃ（ｃｘ、ｃｙ、ｃｙ）と表すことにする。横方向の傾斜磁場の歪み量δＲを、縦方向の傾斜磁場の歪み量δＣとすると、それぞれの傾斜磁場の歪み量は単位ベクトルとオブリークしていない場合の傾斜磁場の歪み量（基準値）は、式（３）を用いて、
【００５１】
【数５】
【００５２】
と表される。以上より、画像上の全ての点において、画像の横方向と、縦方向に、それぞれδＲとδＣだけ、画素を移動することでオブリークした画像の歪みを補正する。
【００５３】
上記説明は、位置Ｐにおける磁場強度の算出方法と、その位置Ｐにおける傾斜磁場の歪み量の算出に関するが、オブリーク断面３４の全体に亘って、同様の手法を繰り返して行うことにより、オブリーク断面３４全面での磁場強度分布が求まる。求めた全面での磁場強度分布と仮想の磁場強度分布から全面での傾斜磁場の歪み量を算出することができる。本補正方法により、オブリーク断面３４における撮像画像のぼけやアーチファクトなどの不具合を低減した撮像画像を得ることができる。
【００５４】
傾斜磁場の歪み量の計算は、画像再構成が終了するより以前、撮像断面が決定した段階で実行できるので、位置情報が決定した段階で傾斜磁場の歪み量を計算し、画像を取得してから傾斜磁場の歪み量に応じた歪み補正を実行するように２段階に分けることができる。
【００５５】
図２Ｂに示すように、傾斜磁場の歪み量は磁場中心（ここでは、原点Ｏを磁場中心としている）から離れるほど大きくなる。そこで、撮像断面の中で最も磁場中心から離れた位置の傾斜磁場の歪み量を最初に計算し、傾斜磁場の歪み量が許容範囲以下であったら、傾斜磁場の歪み量の計算及び歪み補正を実行しないことも可能である。
【００５６】
次に処理の流れを、図４を用いて説明する。
撮像断面が決定した後、撮像断面を特定するパラメータを取得する（ステップ４０１）。
ステップ４０１で取得した撮像断面の中で、磁場中心から最も離れた（再構成ＦＯＶ領域の外側端）撮像断面領域を抽出し、式（２）、式（３）により、撮像断面領域上の各位置での傾斜磁場の歪み量を算出する（ステップ４０２）。
ステップ４０２で算出した傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが基準値を超えた場合、ステップ４０４を実行し、超えていない場合は、次の新たな撮像断面が決定されるまで待機する（ステップ４０３）。
ステップ４０４では、ステップ４０２と同じ計算式を用いて、残りの算出していない断面についての傾斜磁場の歪み量を算出する。ステップ４０１で取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する（ステップ４０５）。
ステップ４０１からステップ４０５は、撮像断面が決定された直後から実行可能である。各撮像断面の画像の再構成処理が終了した後、ステップ４０４とステップ４０５で算出した値を使用して、画像に対して歪み補正処理を行う（ステップ４０６）。
【００５７】
上述したように、本実施例によれば、オブリークした画像の歪みを補正することができる。従来のように、事前に特定の位置における補正データテーブルを用意し、対応する画像の位置座標がない場合は、近傍の値を用いる方法、あるいは、適宜に補間法で求める方法に比べ、本補正は、高精度な傾斜磁場の歪み量補正を行うことができる。特に、オブリークした画像の傾斜磁場の歪み量の補正に有効である。その理由は、上述したとおりである。
【符号の説明】
【００５８】
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、９ａ：Ｙ軸傾斜磁場コイル、１０：傾斜磁場電源、１１：高周波発信器、１２：変調器、１３：高周波増幅器、１４ａ：高周波コイル（送信コイル）、１４b：高周波コイル（受信コイル）、１５：信号増幅器、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、２１：ＲＯＭ、２２：ＲＡＭ、２３：トラックボール又はマウス、２４：キーボード、３１：静磁場磁石、３２：閉回路（Ｃ）、３３：撮像領域、３４：オブリーク断面。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置に関し、特に、傾斜磁場の非線形性に起因する画像の歪みを補正する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ（核磁気共鳴）信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、ＮＭＲ信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
正しい再構成画像を得るためには、ＮＭＲ信号に位相エンコードを付与する傾斜磁場分布が線形でなければならない。しかし、現在のＭＲＩ装置では、磁石のボアを短くしたり傾斜磁場の速度を改善したりするため、傾斜磁場分布の線形性は犠牲にされている。このような傾斜磁場分布の非線形性は、再構成画像に歪みを生じさせる。従って、正しい画像を得ることができない。このため、傾斜磁場分布の歪みから、傾斜磁場分布の非線形性による再構成画像の歪み量を推定し、画像の歪みを補正する手法が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００９−２２６１９９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に記載された歪み補正手法は、あらかじめ３次元空間についての歪み補正テーブルを記憶し、歪み補正テーブルを用いて補正を行う手法である。歪み補正テーブルは、磁場測定器あるいは解析的に求めた２次元の歪み量を複数記憶して３次元空間に対応している。あらかじめ補正テーブルを記憶しておく場合、補正テーブルの精度が歪み補正の精度に影響する。また、補正テーブルと撮像位置が正確に一致しない場合は、近傍の値から、撮像位置に相当する補正テーブルを算出しなければならない。
【０００６】
ところで、ＭＲＩ装置は、３次元的なボリュームを持つ被検体のマルチスライスの撮影ができるので、被検体の内部の様態の詳細な検査が可能である。またＭＲＩ装置は、その大きな特徴として、任意の傾きを持つ断面の撮像が可能であることが挙げられる。具体的にＭＲＩ装置では、３組の直交する傾斜磁場を用いて、それぞれにスライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向に割り当てて、その組み合わせにより様々な角度から撮影を行える。アキシャル断面に加えて、それと直交するサジタル断面やコロナル断面、更には面と垂直な方向が傾斜磁場の軸と垂直でないオブリーク断面について撮影することができる。
【０００７】
ところが、任意の角度で傾斜されたオブリーク断面の撮像位置と補正テーブルとが、一致しない場合は、近傍の値から、撮像位置に相当する補正テーブルを算出しなければならない。しかし、補正テーブルとのずれが大きいと、補正テーブルとを対応させて、歪み補正を精度良く行うことは、難しい場合がある。
【０００８】
従って、傾斜磁場分布の不均一に起因した歪み補正を十分に行わないと、ＭＲ画像の歪みやボケや信号欠落につながる。
【０００９】
そこで本発明の目的は、撮像断面が確定した時点で、その断面での傾斜磁場の歪み量を傾斜磁場コイルの形状からＢｉｏ−Ｓａｖａｒｔ（ビオ・サバール）の法則を用いて算出し、任意の撮像断面における傾斜磁場分布の非線形性に起因する再構成画像の傾斜磁場の歪み量補正を行うＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本願発明の磁気共鳴イメージング装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すると、次の通りとなる。
【００１１】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、磁気共鳴信号に基づいて被検体の空間内の再構成画像を生成する処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段において、傾斜磁場発生手段を構成するコイルのパターンに基づいて空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、算出された傾斜磁場強度を用いて撮像断面における傾斜磁場の歪み量を算出し、傾斜磁場の歪み量に基づいて再構成画像の歪み量を補正することにより傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする。
【００１２】
また、本願発明の磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場の非線形性補正方法のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すると、次の通りとなる。
【００１３】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、磁気共鳴信号に基づいて被検体の空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場の非線形性補正方法であって、被検体の撮像断面を決定し、その後、撮像断面を特定するパラメータを取得する第１ステップと、第１ステップで取得した撮像断面上の各位置での傾斜磁場の歪み量を、式（Ａ）を用いて算出する第２ステップと、第２ステップで算出した傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と予め設定された基準値とを比較し、傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えていない場合は、次の新たな撮像断面領域が決定されるまで待機する第３ステップと、第２ステップで算出した傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが基準値を超えた場合、計算式である式（Ａ）を用いて、まだ算出処理が施されていない撮像断面領域の他の領域についての傾斜磁場の歪み量を算出する第４ステップと、第４ステップで取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する第５ステップと、各撮像断面の撮像画像の再構成処理が終了した後、第４ステップと前記第５ステップで算出した値を使用して、撮像画像に対して歪み量の補正処理を行う第６ステップとを有することを特徴とする。
【００１４】
【数１】
【００１５】
（ここで、ｒは上記空間の原点からの傾斜磁場の歪み量算出位置までの位置ベクトル、δｒは位置ｒにおける傾斜磁場の歪み量、Ｇｒは傾斜磁場強度、Ｂ（ｒ）は原点から距離ｒだけ離れた位置における磁束密度を示す。）
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、任意の撮像断面における傾斜磁場分布の非線形性に起因する再構成画像の歪み量を、傾斜磁場コイルの形状から算出し、補正を行うことにより、歪みの少ない再構成画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明の全体構成を説明するための図である。
【図２Ａ】磁束密度を求める式を説明する図である。
【図２Ｂ】仮想の磁場強度分布と実際の磁場強度分布を示す図である。
【図３】オブリーク画像のベクトルを定義した図である。
【図４】本発明の処理の流れを説明するフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、添付図面に従って本発明のＭＲＩ装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、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。
【００１９】
最初に、本発明に係るＭＲＩ装置の一例の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、本発明に係るＭＲＩ装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、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、ＭＲＩ装置は静磁場発生系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とを備えて構成される。
【００２０】
静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１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。
【００２１】
傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル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とから成り、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軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、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。
【００２２】
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ある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、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。
【００２３】
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、被検体１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とから成る。高周波発振器１１から出力されたＲＦ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ＲＦ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高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。
【００２４】
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エコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、信号増幅器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でデジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
【００２５】
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、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とを有する。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。
【００２６】
操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記信号処理系７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４から成る。この操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。
【００２７】
なお、図１において、送信側の高周波コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
【００２８】
現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、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水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。
【実施例】
【００２９】
次に、本発明の実施例について図面を用いて説明する。
【００３０】
図２Ａは、静磁場磁石３１により静磁場が形成されている空間、すなわち撮像領域（ＦＯＶ：Ｆｉｅｌｄ Ｏｆ Ｖｉｅｗ）３３を示す。撮像領域３３の上方に傾斜磁場コイル９ａが設けられ、さらに傾斜磁場コイル９ａの上方には、静磁場磁石３１が設けられている。なお、ここで示す傾斜磁場コイル９ａは、Ｙ軸傾斜磁場コイル一対の一方のみを図示している。また、当該コイルは、閉回路（Ｃ）３２を構成している。
【００３１】
撮像領域３３の位置を表すために、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸が図に示すように与えられている。それぞれの２軸で決定される平面に平行する面を基準面（アキシャル面、サジタル面、コロナル面など）とし、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の原点を記号Ｏで示し、原点Ｏから距離ｒだけ離れたオブリーク断面３４上の位置をＰとする。
【００３２】
ここで、オブリーク断面３４は、上記基準面から所定の傾斜、例えばＸ軸とＺ軸で決定される平面に対して、ψ（プシー）なる角度で傾いてなる平面であり、さらに、Ｘ軸とＹ軸で決定される平面に対しても、φ（ファイ）なる角度で傾いてなる平面である。本実施例では、当該平面で被検体の断面を撮像する場合を想定して以下に説明する。
【００３３】
なお、ψ（プシー）がゼロ、あるいはφ（ファイ）がゼロなる平面、あるいはいずれもがゼロの場合でも、本実施例は適用できることは言うまでもない。
【００３４】
この時の位置Ｐにおける磁束密度を以下に求める。
Ｂｉｏ−Ｓａｖａｒｔの法則により、図２Ａで示す閉回路（Ｃ）３２に電流Ｉが流れている場合、原点Ｏから距離ｒだけ離れた位置Ｐにおける磁束密度Ｂ（ｒ）は、
【００３５】
【数２】
【００３６】
で表される。ここで、ｄｓは閉回路（Ｃ）３２上の微小領域（線分）を、μは透磁率を、ベクトルｓは原点Ｏを始点とし、微小領域ｄｓを終点とするベクトルを、それぞれ示す。
また、式（１）の積分は閉回路（Ｃ）３２に沿って線積分を行うことを示す。なお、微小領域ｄｓから、位置Ｐまでの距離は、ｒ−ｓのベクトルで表記される。
【００３７】
ところで、ＭＲ撮像は、シーケンサ４からの制御により、ＳＥ（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法やＦＥ（Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ）法などの撮像法のパルスシーケンスに従って実行される。シーケンサ４から出力されるデジタルの生データをｋ空間として、ｋ空間データベースが形成される。
取得されたｋ空間データに対して二次元又は三次元のフーリエ変換処理あるいは、最大値投影処理などの画像再構成処理を施して、非線形な実際のＺ軸傾斜磁場における再構成画像領域（ＦＯＶ）を生成する。
【００３８】
図２Ｂは、図２Ａに示す撮像領域３３の原点Ｏから撮像領域３３の外側端に向かって形成されるＺ軸傾斜磁場の仮想の磁場強度分布と実際の磁場強度分布を示す。
【００３９】
仮想の磁場強度分布は、原点Ｏから線形性を維持して撮像領域３３の外側端まで伸びている。
一方、実際の磁場強度分布は、原点Ｏから一定の領域まで線形性を維持して伸びているが、ある領域から線形性が維持できずに、磁場強度分布は非線形性を示すようになる。なお、図に示す非線形性は、一例を示すに過ぎない。その非線形の特性は、扱うＭＲＩ装置により異なる。
【００４０】
いま、再構成ＦＯＶが狭い範囲の場合、すなわち、図中で示す再構成ＦＯＶ（１）の場合には、再構成ＦＯＶ（１）の右端における仮想および実際の磁場強度は、それぞれＺＶ（１）とＺＲ（１）であり、磁場強度の差が殆ど見られない。
【００４１】
一方、再構成ＦＯＶが広い範囲の場合、すなわち、図中で示す再構成ＦＯＶ（２）の場合には、再構成ＦＯＶ（２）の右端における仮想および実際の磁場強度は、それぞれＺＶ（２）とＺＲ（２）であり、磁場強度の差が顕著に現れている。
【００４２】
従って、この傾斜磁場の実際の強度分布が非線形であるために、上記位置Ｐにおける磁場強度は、線形性を有する仮想の磁場強度分布からずれて歪みを生じている。
【００４３】
次に、上記式（１）を用いて、その歪の量を求めることにする。
上記位置Ｐでの傾斜磁場の歪み量は、傾斜磁場強度Ｇｒを用いて、以下の式で求められる。
【００４４】
【数３】
【００４５】
ｒの座標を、静止座標系の座標表示を（ｘ，ｙ，ｚ）とし、その座標ｒで表す位置Ｐにおける傾斜磁場強度のｘ成分、ｙ成分、ｚ成分を、それぞれＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚとすると、上式は
【００４６】
【数４】
【００４７】
と各軸成分に分解できる。
【００４８】
実際には、上述したように、基準面に対して傾斜している場合、すなわち撮像断面は静止座標系に垂直または平行ではない場合が多い（オブリークしている場合）。
【００４９】
以下、オブリークしている場合の計算方法を以下に述べる。オブリークしていない場合は、後述の単位ベクトルの１成分を０にすればよい。
【００５０】
図３に示した撮像画像に対する横ベクトルと、縦ベクトルの単位ベクトルをそれぞれ、Ｒ（ｒｘ、ｒｙ、ｒｚ）、Ｃ（ｃｘ、ｃｙ、ｃｙ）と表すことにする。横方向の傾斜磁場の歪み量δＲを、縦方向の傾斜磁場の歪み量δＣとすると、それぞれの傾斜磁場の歪み量は単位ベクトルとオブリークしていない場合の傾斜磁場の歪み量（基準値）は、式（３）を用いて、
【００５１】
【数５】
【００５２】
と表される。以上より、画像上の全ての点において、画像の横方向と、縦方向に、それぞれδＲとδＣだけ、画素を移動することでオブリークした画像の歪みを補正する。
【００５３】
上記説明は、位置Ｐにおける磁場強度の算出方法と、その位置Ｐにおける傾斜磁場の歪み量の算出に関するが、オブリーク断面３４の全体に亘って、同様の手法を繰り返して行うことにより、オブリーク断面３４全面での磁場強度分布が求まる。求めた全面での磁場強度分布と仮想の磁場強度分布から全面での傾斜磁場の歪み量を算出することができる。本補正方法により、オブリーク断面３４における撮像画像のぼけやアーチファクトなどの不具合を低減した撮像画像を得ることができる。
【００５４】
傾斜磁場の歪み量の計算は、画像再構成が終了するより以前、撮像断面が決定した段階で実行できるので、位置情報が決定した段階で傾斜磁場の歪み量を計算し、画像を取得してから傾斜磁場の歪み量に応じた歪み補正を実行するように２段階に分けることができる。
【００５５】
図２Ｂに示すように、傾斜磁場の歪み量は磁場中心（ここでは、原点Ｏを磁場中心としている）から離れるほど大きくなる。そこで、撮像断面の中で最も磁場中心から離れた位置の傾斜磁場の歪み量を最初に計算し、傾斜磁場の歪み量が許容範囲以下であったら、傾斜磁場の歪み量の計算及び歪み補正を実行しないことも可能である。
【００５６】
次に処理の流れを、図４を用いて説明する。
撮像断面が決定した後、撮像断面を特定するパラメータを取得する（ステップ４０１）。
ステップ４０１で取得した撮像断面の中で、磁場中心から最も離れた（再構成ＦＯＶ領域の外側端）撮像断面領域を抽出し、式（２）、式（３）により、撮像断面領域上の各位置での傾斜磁場の歪み量を算出する（ステップ４０２）。
ステップ４０２で算出した傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが基準値を超えた場合、ステップ４０４を実行し、超えていない場合は、次の新たな撮像断面が決定されるまで待機する（ステップ４０３）。
ステップ４０４では、ステップ４０２と同じ計算式を用いて、残りの算出していない断面についての傾斜磁場の歪み量を算出する。ステップ４０１で取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する（ステップ４０５）。
ステップ４０１からステップ４０５は、撮像断面が決定された直後から実行可能である。各撮像断面の画像の再構成処理が終了した後、ステップ４０４とステップ４０５で算出した値を使用して、画像に対して歪み補正処理を行う（ステップ４０６）。
【００５７】
上述したように、本実施例によれば、オブリークした画像の歪みを補正することができる。従来のように、事前に特定の位置における補正データテーブルを用意し、対応する画像の位置座標がない場合は、近傍の値を用いる方法、あるいは、適宜に補間法で求める方法に比べ、本補正は、高精度な傾斜磁場の歪み量補正を行うことができる。特に、オブリークした画像の傾斜磁場の歪み量の補正に有効である。その理由は、上述したとおりである。
【符号の説明】
【００５８】
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、９ａ：Ｙ軸傾斜磁場コイル、１０：傾斜磁場電源、１１：高周波発信器、１２：変調器、１３：高周波増幅器、１４ａ：高周波コイル（送信コイル）、１４b：高周波コイル（受信コイル）、１５：信号増幅器、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、２１：ＲＯＭ、２２：ＲＡＭ、２３：トラックボール又はマウス、２４：キーボード、３１：静磁場磁石、３２：閉回路（Ｃ）、３３：撮像領域、３４：オブリーク断面。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、
前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、
前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記空間内の再構成画像を生成する処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
前記処理手段において、
前記傾斜磁場発生手段を構成するコイルのパターンに基づいて前記空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、
算出された前記傾斜磁場強度を用いて前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出し、
前記傾斜磁場の歪み量に基づいて前記再構成画像の歪み量を補正することにより前記傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記コイルに流れる電流による傾斜磁場強度は、ビオ・サバールの法則を用いて算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面は、撮像画像の基準面に対して所定の角度を有するオブリーク断面であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量の算出は、前記傾斜磁場強度を用いて算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と仮想の傾斜磁場強度より設定された基準値とを比較し、どちらかが該基準値を超えた場合に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量の算出は、前記空間の外側端から前記傾斜磁場の中心に向けて実行を開始することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出する処理と、前記信号検出手段を用いて前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の再構成画像を生成する処理は、時系列的に並行して行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場の非線形性補正方法であって、
前記被検体の撮像断面を決定し、その後、前記撮像断面を特定するパラメータを取得する第１ステップと、
前記第１ステップで取得した前記撮像断面上の各位置での前記傾斜磁場の歪み量を、式（Ａ）を用いて算出する第２ステップと、
前記第２ステップで算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と予め設定された基準値とを比較し、前記傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えていない場合は、次の新たな撮像断面領域が決定されるまで待機する第３ステップと、
前記第２ステップで算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えた場合、前記計算式である式（Ａ）を用いて、まだ算出処理が施されていない前記撮像断面領域の他の領域についての前記傾斜磁場の歪み量を算出する第４ステップと、
前記第４ステップで取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する第５ステップと、
各撮像断面の撮像画像の再構成処理が終了した後、前記第４ステップと前記第５ステップで算出した値を使用して、前記撮像画像に対して歪み量の補正処理を行う第６ステップとを有することを特徴とする傾斜磁場の非線形性歪み補正方法。
【数１】
（ここで、ｒは上記空間内の原点からの前記傾斜磁場の歪み量算出位置までの位置ベクトル、δｒは位置ｒにおける前記傾斜磁場の歪み量、Ｇｒは傾斜磁場強度、Ｂ（ｒ）は原点から距離ｒだけ離れた位置における磁束密度を示す。）
【請求項８】
請求項７記載の傾斜磁場の非線形性補正方法において、
前記第２ステップにおいて、前記空間の外側端に接して位置する撮像断面領域を抽出し、前記撮像断面領域上の各位置での前記傾斜磁場の歪み量を、前記式（Ａ）を用いて算出することを特徴とする傾斜磁場の非線形性補正歪み方法。
【請求項９】
請求項７記載の傾斜磁場の非線形性補正方法において、
前記第２ステップにおける前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出する処理と、前記信号検出手段を用いて前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の再構成画像を生成する処理は、時系列的に並行して行われることを特徴とする傾斜磁場の非線形性歪み補正方法。
【請求項１】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、
前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、
前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、
前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記空間内の再構成画像を生成する処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
前記処理手段において、
前記傾斜磁場発生手段を構成するコイルのパターンに基づいて前記空間内の任意の撮像断面における傾斜磁場強度を算出し、
算出された前記傾斜磁場強度を用いて前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出し、
前記傾斜磁場の歪み量に基づいて前記再構成画像の歪み量を補正することにより前記傾斜磁場強度の歪みを除去した再構成画像を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記コイルに流れる電流による傾斜磁場強度は、ビオ・サバールの法則を用いて算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面は、撮像画像の基準面に対して所定の角度を有するオブリーク断面であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量の算出は、前記傾斜磁場強度を用いて算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と仮想の傾斜磁場強度より設定された基準値とを比較し、どちらかが該基準値を超えた場合に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量の算出は、前記空間の外側端から前記傾斜磁場の中心に向けて実行を開始することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出する処理と、前記信号検出手段を用いて前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の再構成画像を生成する処理は、時系列的に並行して行われることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記空間内の再構成画像を生成する処理手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場の非線形性補正方法であって、
前記被検体の撮像断面を決定し、その後、前記撮像断面を特定するパラメータを取得する第１ステップと、
前記第１ステップで取得した前記撮像断面上の各位置での前記傾斜磁場の歪み量を、式（Ａ）を用いて算出する第２ステップと、
前記第２ステップで算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値あるいは平均値と予め設定された基準値とを比較し、前記傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えていない場合は、次の新たな撮像断面領域が決定されるまで待機する第３ステップと、
前記第２ステップで算出した前記傾斜磁場の歪み量の最大値、あるいは平均値のどちらかが前記基準値を超えた場合、前記計算式である式（Ａ）を用いて、まだ算出処理が施されていない前記撮像断面領域の他の領域についての前記傾斜磁場の歪み量を算出する第４ステップと、
前記第４ステップで取得した撮像断面パラメータを用いて、オブリークの単位ベクトルを算出する第５ステップと、
各撮像断面の撮像画像の再構成処理が終了した後、前記第４ステップと前記第５ステップで算出した値を使用して、前記撮像画像に対して歪み量の補正処理を行う第６ステップとを有することを特徴とする傾斜磁場の非線形性歪み補正方法。
【数１】
（ここで、ｒは上記空間内の原点からの前記傾斜磁場の歪み量算出位置までの位置ベクトル、δｒは位置ｒにおける前記傾斜磁場の歪み量、Ｇｒは傾斜磁場強度、Ｂ（ｒ）は原点から距離ｒだけ離れた位置における磁束密度を示す。）
【請求項８】
請求項７記載の傾斜磁場の非線形性補正方法において、
前記第２ステップにおいて、前記空間の外側端に接して位置する撮像断面領域を抽出し、前記撮像断面領域上の各位置での前記傾斜磁場の歪み量を、前記式（Ａ）を用いて算出することを特徴とする傾斜磁場の非線形性補正歪み方法。
【請求項９】
請求項７記載の傾斜磁場の非線形性補正方法において、
前記第２ステップにおける前記撮像断面における前記傾斜磁場の歪み量を算出する処理と、前記信号検出手段を用いて前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の再構成画像を生成する処理は、時系列的に並行して行われることを特徴とする傾斜磁場の非線形性歪み補正方法。
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【公開番号】特開２０１２−１６１３５４（Ｐ２０１２−１６１３５４Ａ）
【公開日】平成２４年８月３０日（２０１２．８．３０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２１６１１（Ｐ２０１１−２１６１１）
【出願日】平成２３年２月３日（２０１１．２．３）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年８月３０日（２０１２．８．３０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年２月３日（２０１１．２．３）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
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