磁気共鳴イメージング装置
【課題】誤差の小さなＤＣ値による適正なＤＣ補正を行うことを可能とする。
【解決手段】制御部１０７は、記憶部１０４に記憶された各データを、その直流成分を低減するように補正する。制御部１０７は、この補正を、各データが属するＫ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて推定したＤＣ値に基づいて行う。この補正は、実部チャネルの直流成分を低減するように補正するとともに、虚部チャネルの直流成分を低減するように補正する。
【解決手段】制御部１０７は、記憶部１０４に記憶された各データを、その直流成分を低減するように補正する。制御部１０７は、この補正を、各データが属するＫ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて推定したＤＣ値に基づいて行う。この補正は、実部チャネルの直流成分を低減するように補正するとともに、虚部チャネルの直流成分を低減するように補正する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴現象を利用して画像を生成する磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置では、収集した信号に含まれる直流（ＤＣ）成分を低減するためのＤＣ補正を行っている。
【０００３】
これは、Ｋ空間における四隅の一部の固定の割合に相当するデータが示す値の平均値をＤＣ値として推定し、Ｋ空間内の全てのデータからそれぞれＤＣ値を差し引くことで行われる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１−２５６９４４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところが、上記のようなＤＣ値の推定は、収集された信号の状態によっては誤差が大きくなることがある。そして大きな誤差を持ったＤＣ値によるＤＣ補正を行うと、ＤＣアーチファクトとなる恐れがあった。
【０００６】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、誤差の小さなＤＣ値による適正なＤＣ補正を行うことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
以上の目的を達成するために本発明は、Ｋ空間に含まれる各データをそれぞれ、前記Ｋ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて直流成分を低減するように補正する補正手段を備えて磁気共鳴イメージング装置を構成した。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、誤差の小さなＤＣ値による適正なＤＣ補正を行うことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。
【図２】ＤＣ補正のための図１中の制御部１０７の処理手順を示すフローチャート。
【図３】図２中のステップＳａ５にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係を示す図。
【図４】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係を示す図。
【図５】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係の変形例を示す図。
【図６】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係の変形例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。
図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）の構成を示す図である。この図１に示すＭＲＩ装置は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６、送信部７、受信部８、ハイブリッド回路９および計算機システム１０を具備する。
【００１１】
静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
【００１２】
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３つのコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相をエンコードするために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数をエンコードするために利用される。
【００１３】
被検体Ｐは、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮影口）内に挿入される。寝台４は、寝台制御部５により駆動され、天板４１をその長手方向（図１中における左右方向）および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。
【００１４】
ＲＦコイルユニット６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６は、送信部７から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場を発生する。ＲＦコイルユニット６は、被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイルユニット６は、送信用コイルおよび受信用コイルを個別に有していても良いし、送受信共用のコイルを有していても良い。また、送信用コイル、受信用コイルおよび送受信共用のコイルは、１つのみが設けられても良いし、送受信範囲や送受信特性が異なる複数種類が並列的に設けられていても良い。
【００１５】
送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部および高周波電力増幅部（いずれも図示せず）を有している。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばシンク関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６に供給するべく送出する。
【００１６】
受信部８は、前段増幅器、位相検波器およびアナログディジタル変換器（いずれも図示せず）を有している。前段増幅器は、ハイブリッド回路９から出力される磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前置増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。アナログディジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をディジタル信号に変換する。
【００１７】
ハイブリッド回路９は、送信部７から送出される高周波パルスを、送信期間にてＲＦコイルユニット６へ供給する。ハイブリッド回路９は、ＲＦコイルユニット６から出力される信号を、受信期間にて受信部８へ供給する。送信期間および受信期間は、計算機システム１０から指示される。またハイブリッド回路９は、ＲＦコイルユニット６に受信用のコイルが複数設けられている場合に、それらのコイルが出力する信号を選択的に、並列的に、あるいは時分割的に入力する。どのコイルから出力される信号をどのような形態で入力するかは、例えば計算機システム１０から指示される。
【００１８】
計算機システム１０は、インタフェース部１０１、データ収集部１０２、再構成部１０３、記憶部１０４、表示部１０５、入力部１０６および制御部１０７を有している。
【００１９】
インタフェース部１０１には、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信部８およびハイブリッド回路９等が接続される。インタフェース部１０１は、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。
【００２０】
データ収集部１０２は、受信部８から出力されるディジタル信号を収集する。データ収集部１０２は、収集したディジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部１０４に格納する。
【００２１】
再構成部１０３は、記憶部１０４に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体Ｐ内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。
【００２２】
記憶部１０４は、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。
【００２３】
表示部１０５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部１０７の制御の下に表示する。表示部１０５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
【００２４】
入力部１０６は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１０６としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
【００２５】
制御部１０７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置を総括的に制御する。また制御部１０７は、ＭＲＩ装置が一般的に備える機能を実現するための手段としての他に、以下のようないくつかの機能を実現するための手段として働く。この機能の一つは、収集された信号に含まれるＤＣ値を推定する。また上記の機能の一つは、上記の推定したＤＣ値に基づいてＤＣ補正を行う。
【００２６】
次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について説明する。なお、被検体Ｐの画像を得るための動作は従来通りであるのでここでは説明を省略する。そして以下では、ＤＣ補正に係わる処理について説明する。
【００２７】
制御部１０７は、データ収集部１０２によって収集されて記憶部１０４に記憶された磁気共鳴信号データについて、ＤＣ補正を行う。ＤＣ補正は、１つのＫ空間に属するデータを１単位として行われる。実部チャネルおよび虚部チャネルのそれぞれについても個別に処理される。
【００２８】
図２はＤＣ補正のための制御部１０７の処理手順を示すフローチャートである。なお図２は、１つのＫ空間に属するデータについてのＤＣ補正を行う処理を示している。従って、実部チャネルおよび虚部チャネルのそれぞれのＫ空間およびスライスや時相が異なるＫ空間に属する磁気共鳴信号データに関しては、それぞれに対して同様な処理が行われる。
【００２９】
ステップＳａ１において制御部１０７は、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）法を使用して再構成を行うか否かを確認する。当該ＭＲＩ装置がＤＷＩ法を使用するモードに設定されているならば、制御部１０７はステップＳａ１からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ２へ進む。
【００３０】
ステップＳａ２において制御部１０７は、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法を使用して再構成を行うか否かを確認する。当該ＭＲＩ装置がＥＰＩ法を使用するモードに設定されているならば、制御部１０７はステップＳａ２からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ３へ進む。
【００３１】
ステップＳａ３において制御部１０７は、信号強度が閾値以下である否かを確認する。信号強度は、処理対象となっているＫ空間の範囲内での磁気共鳴信号データが表す信号の強度を表す数値である。信号強度としては例えば、処理対象となっているＫ空間に属する複数のデータが表す信号レベルのうちのピーク値、あるいはＫ空間に属する全データが表す信号レベルの平均値、または実部および虚部のそれぞれの平均値を適用できる。そして信号強度が閾値以下であるならば、制御部１０７はステップＳａ３からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ４へ進む。
【００３２】
ステップＳａ４において制御部１０７は、ばらつき度が閾値以上であるか否かを確認する。ばらつき度は、処理対象となっているＫ空間の範囲内での磁気共鳴信号データが表す強度のばらつきの大きさを表す数値である。ばらつき度としては例えば、処理対象となっているＫ空間に属する複数のデータが表す信号レベルのうちのピーク値以外のレベルの偏差、または実部および虚部のピーク値以外のレベルの偏差を適用できる。そしてばらつき度が閾値以上であるならば、制御部１０７はステップＳａ４からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ７へ進む。
【００３３】
ステップＳａ５において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間の範囲内の全データをＤＣ値の推定用に割り当てる。こののちに制御部１０７は、ステップＳａ７へ進む。このときの推定用データの範囲とＫ空間との関係は図３に示すようになる。なお図３では、正方形の枠がＫ空間の外縁を示し、ハッチングした領域が推定用データの範囲を示す。
【００３４】
一方、ステップＳａ６において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間の範囲の四隅の一部に相当するデータをＤＣ値の推定用に割り当てる。こののちに制御部１０７は、ステップＳａ７へ進む。このときの推定用データの範囲とＫ空間との関係は図４に示すようになる。なお図４では、外側の正方形の枠がＫ空間の外縁を示し、ハッチングした領域が推定用データの範囲を示す。図４の例は、従来と同様に推定用データの範囲をＫ空間の一部の固定の割合の部分としている。このときの推定用データの範囲は、例えば図５や図６にハッチングで示すような範囲としても良い。すなわち、少なくともＫ空間の中心に相当するデータは、推定用データに割り当てないようにする。また、信号強度の大きさやばらつき度の大きさに応じて推定用データの範囲を変化させても良い。
【００３５】
ステップＳａ７において制御部１０７は、推定用に割り当てられたデータに基づいてＤＣ値を推定する。
【００３６】
ステップＳａ８において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間に含まれる全データから上記の推定したＤＣ値をおのおの差し引く。
【００３７】
かくして本実施形態によれば、ＤＷＩ法を使用する場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。ＤＷＩ法では、収集される信号の強度が全般的に小さく、かつピーク値も周囲の強度に比べてさほど大きくならないので、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００３８】
また、ＥＰＩ法を使用する場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。ＥＰＩ法では、信号強度はある程度大きくなるが、信号のばらつきが大きくなることから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００３９】
また、ＤＷＩ法を使用しない場合でも、信号強度が閾値以下となる程に小さい場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。信号強度が小さいのであるから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００４０】
また、ＥＰＩ法を使用しない場合でも、信号のばらつき度が閾値を超える程に信号のばらつきが大きいのであれば、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。信号のばらつきが大きいのであるから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００４１】
そして、上記の４つの条件のいずれにも合致しないときには、Ｋ空間の中心に相当するデータをＤＣ値の推定のために参照しない。これにより、ピーク値が非常に大きくなっても、ＤＣ値の推定を正確に行うことが可能となる。
【００４２】
以上のように本実施形態によれば、ＤＣ値を常に小さな誤差で推定することができる。そしてこのように誤差の小さなＤＣ値に基づくことにより、適正なＤＣ補正が行える。この結果、ＤＣアーチファクトの発生を抑圧することができる。
【００４３】
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
ステップＳａ１乃至ステップＳａ４の任意の１つ乃至３つの条件判断を省略しても良い。
あるいは、無条件で常にＫ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定を行うようにしても良い。
【００４４】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。
【符号の説明】
【００４５】
１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６…ＲＦコイルユニット、７…送信部、８…受信部、９…ハイブリッド回路、１０…計算機システム、１０１…インタフェース部、１０２…データ収集部、１０３…再構成部、１０４…記憶部、１０５…表示部、１０６…入力部、１０７…制御部。
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴現象を利用して画像を生成する磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置では、収集した信号に含まれる直流（ＤＣ）成分を低減するためのＤＣ補正を行っている。
【０００３】
これは、Ｋ空間における四隅の一部の固定の割合に相当するデータが示す値の平均値をＤＣ値として推定し、Ｋ空間内の全てのデータからそれぞれＤＣ値を差し引くことで行われる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１−２５６９４４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところが、上記のようなＤＣ値の推定は、収集された信号の状態によっては誤差が大きくなることがある。そして大きな誤差を持ったＤＣ値によるＤＣ補正を行うと、ＤＣアーチファクトとなる恐れがあった。
【０００６】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、誤差の小さなＤＣ値による適正なＤＣ補正を行うことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
以上の目的を達成するために本発明は、Ｋ空間に含まれる各データをそれぞれ、前記Ｋ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて直流成分を低減するように補正する補正手段を備えて磁気共鳴イメージング装置を構成した。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、誤差の小さなＤＣ値による適正なＤＣ補正を行うことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。
【図２】ＤＣ補正のための図１中の制御部１０７の処理手順を示すフローチャート。
【図３】図２中のステップＳａ５にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係を示す図。
【図４】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係を示す図。
【図５】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係の変形例を示す図。
【図６】図２中のステップＳａ６にて割り当てる推定用データの範囲とＫ空間との関係の変形例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。
図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）の構成を示す図である。この図１に示すＭＲＩ装置は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６、送信部７、受信部８、ハイブリッド回路９および計算機システム１０を具備する。
【００１１】
静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
【００１２】
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３つのコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相をエンコードするために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数をエンコードするために利用される。
【００１３】
被検体Ｐは、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮影口）内に挿入される。寝台４は、寝台制御部５により駆動され、天板４１をその長手方向（図１中における左右方向）および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。
【００１４】
ＲＦコイルユニット６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６は、送信部７から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場を発生する。ＲＦコイルユニット６は、被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイルユニット６は、送信用コイルおよび受信用コイルを個別に有していても良いし、送受信共用のコイルを有していても良い。また、送信用コイル、受信用コイルおよび送受信共用のコイルは、１つのみが設けられても良いし、送受信範囲や送受信特性が異なる複数種類が並列的に設けられていても良い。
【００１５】
送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部および高周波電力増幅部（いずれも図示せず）を有している。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばシンク関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６に供給するべく送出する。
【００１６】
受信部８は、前段増幅器、位相検波器およびアナログディジタル変換器（いずれも図示せず）を有している。前段増幅器は、ハイブリッド回路９から出力される磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前置増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。アナログディジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をディジタル信号に変換する。
【００１７】
ハイブリッド回路９は、送信部７から送出される高周波パルスを、送信期間にてＲＦコイルユニット６へ供給する。ハイブリッド回路９は、ＲＦコイルユニット６から出力される信号を、受信期間にて受信部８へ供給する。送信期間および受信期間は、計算機システム１０から指示される。またハイブリッド回路９は、ＲＦコイルユニット６に受信用のコイルが複数設けられている場合に、それらのコイルが出力する信号を選択的に、並列的に、あるいは時分割的に入力する。どのコイルから出力される信号をどのような形態で入力するかは、例えば計算機システム１０から指示される。
【００１８】
計算機システム１０は、インタフェース部１０１、データ収集部１０２、再構成部１０３、記憶部１０４、表示部１０５、入力部１０６および制御部１０７を有している。
【００１９】
インタフェース部１０１には、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信部８およびハイブリッド回路９等が接続される。インタフェース部１０１は、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。
【００２０】
データ収集部１０２は、受信部８から出力されるディジタル信号を収集する。データ収集部１０２は、収集したディジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部１０４に格納する。
【００２１】
再構成部１０３は、記憶部１０４に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体Ｐ内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。
【００２２】
記憶部１０４は、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。
【００２３】
表示部１０５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部１０７の制御の下に表示する。表示部１０５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
【００２４】
入力部１０６は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１０６としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
【００２５】
制御部１０７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置を総括的に制御する。また制御部１０７は、ＭＲＩ装置が一般的に備える機能を実現するための手段としての他に、以下のようないくつかの機能を実現するための手段として働く。この機能の一つは、収集された信号に含まれるＤＣ値を推定する。また上記の機能の一つは、上記の推定したＤＣ値に基づいてＤＣ補正を行う。
【００２６】
次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について説明する。なお、被検体Ｐの画像を得るための動作は従来通りであるのでここでは説明を省略する。そして以下では、ＤＣ補正に係わる処理について説明する。
【００２７】
制御部１０７は、データ収集部１０２によって収集されて記憶部１０４に記憶された磁気共鳴信号データについて、ＤＣ補正を行う。ＤＣ補正は、１つのＫ空間に属するデータを１単位として行われる。実部チャネルおよび虚部チャネルのそれぞれについても個別に処理される。
【００２８】
図２はＤＣ補正のための制御部１０７の処理手順を示すフローチャートである。なお図２は、１つのＫ空間に属するデータについてのＤＣ補正を行う処理を示している。従って、実部チャネルおよび虚部チャネルのそれぞれのＫ空間およびスライスや時相が異なるＫ空間に属する磁気共鳴信号データに関しては、それぞれに対して同様な処理が行われる。
【００２９】
ステップＳａ１において制御部１０７は、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）法を使用して再構成を行うか否かを確認する。当該ＭＲＩ装置がＤＷＩ法を使用するモードに設定されているならば、制御部１０７はステップＳａ１からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ２へ進む。
【００３０】
ステップＳａ２において制御部１０７は、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法を使用して再構成を行うか否かを確認する。当該ＭＲＩ装置がＥＰＩ法を使用するモードに設定されているならば、制御部１０７はステップＳａ２からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ３へ進む。
【００３１】
ステップＳａ３において制御部１０７は、信号強度が閾値以下である否かを確認する。信号強度は、処理対象となっているＫ空間の範囲内での磁気共鳴信号データが表す信号の強度を表す数値である。信号強度としては例えば、処理対象となっているＫ空間に属する複数のデータが表す信号レベルのうちのピーク値、あるいはＫ空間に属する全データが表す信号レベルの平均値、または実部および虚部のそれぞれの平均値を適用できる。そして信号強度が閾値以下であるならば、制御部１０７はステップＳａ３からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ４へ進む。
【００３２】
ステップＳａ４において制御部１０７は、ばらつき度が閾値以上であるか否かを確認する。ばらつき度は、処理対象となっているＫ空間の範囲内での磁気共鳴信号データが表す強度のばらつきの大きさを表す数値である。ばらつき度としては例えば、処理対象となっているＫ空間に属する複数のデータが表す信号レベルのうちのピーク値以外のレベルの偏差、または実部および虚部のピーク値以外のレベルの偏差を適用できる。そしてばらつき度が閾値以上であるならば、制御部１０７はステップＳａ４からステップＳａ５へ進むが、そうでなければステップＳａ７へ進む。
【００３３】
ステップＳａ５において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間の範囲内の全データをＤＣ値の推定用に割り当てる。こののちに制御部１０７は、ステップＳａ７へ進む。このときの推定用データの範囲とＫ空間との関係は図３に示すようになる。なお図３では、正方形の枠がＫ空間の外縁を示し、ハッチングした領域が推定用データの範囲を示す。
【００３４】
一方、ステップＳａ６において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間の範囲の四隅の一部に相当するデータをＤＣ値の推定用に割り当てる。こののちに制御部１０７は、ステップＳａ７へ進む。このときの推定用データの範囲とＫ空間との関係は図４に示すようになる。なお図４では、外側の正方形の枠がＫ空間の外縁を示し、ハッチングした領域が推定用データの範囲を示す。図４の例は、従来と同様に推定用データの範囲をＫ空間の一部の固定の割合の部分としている。このときの推定用データの範囲は、例えば図５や図６にハッチングで示すような範囲としても良い。すなわち、少なくともＫ空間の中心に相当するデータは、推定用データに割り当てないようにする。また、信号強度の大きさやばらつき度の大きさに応じて推定用データの範囲を変化させても良い。
【００３５】
ステップＳａ７において制御部１０７は、推定用に割り当てられたデータに基づいてＤＣ値を推定する。
【００３６】
ステップＳａ８において制御部１０７は、処理対象となっているＫ空間に含まれる全データから上記の推定したＤＣ値をおのおの差し引く。
【００３７】
かくして本実施形態によれば、ＤＷＩ法を使用する場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。ＤＷＩ法では、収集される信号の強度が全般的に小さく、かつピーク値も周囲の強度に比べてさほど大きくならないので、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００３８】
また、ＥＰＩ法を使用する場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。ＥＰＩ法では、信号強度はある程度大きくなるが、信号のばらつきが大きくなることから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００３９】
また、ＤＷＩ法を使用しない場合でも、信号強度が閾値以下となる程に小さい場合には、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。信号強度が小さいのであるから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００４０】
また、ＥＰＩ法を使用しない場合でも、信号のばらつき度が閾値を超える程に信号のばらつきが大きいのであれば、Ｋ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定がなされる。信号のばらつきが大きいのであるから、多数のデータを参照することでＤＣ値の推定精度が向上する。
【００４１】
そして、上記の４つの条件のいずれにも合致しないときには、Ｋ空間の中心に相当するデータをＤＣ値の推定のために参照しない。これにより、ピーク値が非常に大きくなっても、ＤＣ値の推定を正確に行うことが可能となる。
【００４２】
以上のように本実施形態によれば、ＤＣ値を常に小さな誤差で推定することができる。そしてこのように誤差の小さなＤＣ値に基づくことにより、適正なＤＣ補正が行える。この結果、ＤＣアーチファクトの発生を抑圧することができる。
【００４３】
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
ステップＳａ１乃至ステップＳａ４の任意の１つ乃至３つの条件判断を省略しても良い。
あるいは、無条件で常にＫ空間内の全てのデータに基づいてＤＣ値の推定を行うようにしても良い。
【００４４】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。
【符号の説明】
【００４５】
１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６…ＲＦコイルユニット、７…送信部、８…受信部、９…ハイブリッド回路、１０…計算機システム、１０１…インタフェース部、１０２…データ収集部、１０３…再構成部、１０４…記憶部、１０５…表示部、１０６…入力部、１０７…制御部。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｋ空間に含まれる各データをそれぞれ、前記Ｋ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて直流成分を低減するように補正する補正手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記補正手段は、前記Ｋ空間の全範囲に含まれる実部チャネルのデータに基づいて実部チャネルの直流成分を低減するように補正するとともに、前記Ｋ空間の全範囲に含まれる虚部チャネルのデータに基づいて虚部チャネルの直流成分を低減するように補正することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記補正手段は、前記補正をスライスが異なる前記ｋ空間のそれぞれについて個別に行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記補正手段は、前記補正を時相が異なる前記ｋ空間のそれぞれについて個別に行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
Ｋ空間に含まれる各データをそれぞれ、前記Ｋ空間の全範囲に含まれるデータに基づいて直流成分を低減するように補正する補正手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記補正手段は、前記Ｋ空間の全範囲に含まれる実部チャネルのデータに基づいて実部チャネルの直流成分を低減するように補正するとともに、前記Ｋ空間の全範囲に含まれる虚部チャネルのデータに基づいて虚部チャネルの直流成分を低減するように補正することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記補正手段は、前記補正をスライスが異なる前記ｋ空間のそれぞれについて個別に行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記補正手段は、前記補正を時相が異なる前記ｋ空間のそれぞれについて個別に行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【公開番号】特開２０１１−１８９１６６（Ｐ２０１１−１８９１６６Ａ）
【公開日】平成２３年９月２９日（２０１１．９．２９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１２０８６５（Ｐ２０１１−１２０８６５）
【出願日】平成２３年５月３０日（２０１１．５．３０）
【分割の表示】特願２００５−７５２９２（Ｐ２００５−７５２９２）の分割
【原出願日】平成１７年３月１６日（２００５．３．１６）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年９月２９日（２０１１．９．２９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年５月３０日（２０１１．５．３０）
【分割の表示】特願２００５−７５２９２（Ｐ２００５−７５２９２）の分割
【原出願日】平成１７年３月１６日（２００５．３．１６）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
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