JP5366484B2

JP5366484B2 - 磁気共鳴イメージング装置およびこの磁気共鳴イメージング装置における脂肪抑制効果の分析方法

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Publication number: JP5366484B2
Application number: JP2008233515A
Authority: JP
Inventors: 仁金沢
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Filing date: 2008-09-11
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Description

本発明は、脂肪抑制パルスを印加することにより脂肪信号の抑制を図る磁気共鳴イメージング装置およびこの磁気共鳴イメージング装置における脂肪抑制効果の分析方法に関する。

磁気共鳴イメージングにおける脂肪抑制法として、chemical shift selective（ＣＨＥＳＳ）法や、spatial-spectral excitation pulse法などが知られている。

これらの脂肪抑制法のいずれにおいても、脂肪抑制効果の空間的不均一が生じる。脂肪抑制効果の空間的不均一を改善する方法として、いわゆる電流シミングがある。電流シミングでは、撮像前に磁場の空間分布を測定する。そして撮像時には、撮像前に測定した磁場の空間分布を考慮して、傾斜磁場コイルや磁場補正用コイルに時間的に一定の補正電流を流すことにより、脂肪抑制効果の空間的不均一を補正する。
特公平３−５１１７２号公報

前述の電流シミングでは、磁場の空間分布を測定するためのパルスシーケンスにおける傾斜磁場波形が、脂肪抑制を併用したパルスシーケンスにおける傾斜磁場波形とは異なる。このため、静磁場の空間分布を測定する際と脂肪抑制を伴う撮像の際とで傾斜磁場によって発生する渦磁場が異なる。つまり撮像前に測定された磁場の空間分布は、脂肪抑制のために脂肪抑制パルスや水励起パルスが印加される瞬間の磁場の空間分布とは異なる。このため、撮像前に測定された磁場の空間分布に基づいて定めた補正電流では、脂肪抑制効果の空間的不均一を十分に解消することができない場合がある。さらには、静磁場分布に基づく脂肪抑制効果の空間的不均一を補正するため、高周波磁場の空間的不均一が引き起こす脂肪抑制効果の空間的不均一を補正することはできない。つまり従来の技術では、高周波磁場や渦磁場の空間的不均一に伴う脂肪抑制効果の空間的不均一が画像に影響することを防止できない。

さて高周波磁場や渦磁場の空間的不均一は、装置の故障、傾斜磁場コイルやＲＦコイルの製造誤差、あるいは据付作業時や保守作業時における装置調整の出来／不出来などによって装置毎にばらつく。このため、ある装置で撮像された画像に脂肪抑制効果の空間的不均一が大きく現れた場合、上記のような種々の原因のそれぞれに関して、効果が期待できそうな対策（調整や部品交換）を順番に行いつつ現象が改善するか否かを確認するという多くの労力をかける必要があった。

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、脂肪抑制効果の空間的不均一の改善が効率良く行えるようにすることにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、撮像対象に対して脂肪抑制パルスの中心周波数の異なる複数回の撮像を行う撮像手段と、前記複数回の撮像により得られた磁気共鳴信号に基づいて複数枚の画像をそれぞれ生成する生成手段と、前記複数枚の画像に基づいて、脂肪抑制効果の空間的不均一の要因情報を算出する算出手段とを備える。

本発明の第２の態様による脂肪抑制効果の分析方法は、撮像対象に対して脂肪抑制パルスの中心周波数の異なる複数回の撮像を行い、前記複数回の撮像により得られた磁気共鳴信号に基づいて複数枚の画像をそれぞれ生成し、前記複数枚の画像に基づいて、脂肪抑制効果の空間的不均一の要因情報を算出する。

本発明によれば、脂肪抑制効果の空間的不均一の改善が効率良く行えるようになる。

以下、図面を参照して本発明の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）１００の構成を示す図である。

このＭＲＩ装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、傾斜磁場コイルユニット３、傾斜磁場電源４、シーケンサ（シーケンスコントローラ）５、ホスト計算機６、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔ、受信器８Ｒ、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、シムコイル１４およびシムコイル電源１５を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００の心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部と、被検体２００に息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。これら心電計測部および息止め指令部の構成要素としては、音声発生器１６、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８が含まれる。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。なお、磁石１として超伝導磁石を使用している場合には、静磁場電源２は不要である。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ₀を発生させる。この静磁場Ｂ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。なお、静磁場発生部には、さらにシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４は、ホスト計算機６の制御下でのシムコイル電源１５からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する
寝台部は、被検体２００を載せた天板を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット３および傾斜磁場電源４を含む。傾斜磁場コイルユニット３は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル３ｘ，３ｙ，３ｚを備える。傾斜磁場電源４は、シーケンサ５の制御のもとで、コイル３ｘ，３ｙ，３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をそれぞれ供給する。かくして傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源４からコイル３ｘ，３ｙ，３ｚに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇss、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇpe、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇroからなる各論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場Ｇss，Ｇpe，Ｇroは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを含む。ＲＦコイルユニット７は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、シーケンサ５の制御の下で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイルユニット７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２および入力器１３を含む。

シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ５は、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ５のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル３ｘ，３ｙ，３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

ホスト計算機６は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この機能の１つは、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。上記の機能の１つは、脂肪抑制パルスの中心周波数をそれぞれ異ならせながらの複数回の第１の撮像を行うようにシーケンサ５を制御する。この第１の撮像は、材質のほぼ一様なファントムを撮像対象として行われる。上記の機能の１つは、複数回の第１の撮像により得られる複数枚の画像に基づいて、磁場中心位置での周波数スペクトルと、磁場中心位置以外の複数の位置のそれぞれでの周波数スペクトルとを取得する。なお、当該スペクトルは互いにほぼ同一の分布（波形）を有しているが、周波数軸方向にそれぞれ異なる程度にシフトする性質がある。上記の機能の１つは、複数の位置のそれぞれに関して、その位置における周波数スペクトルと磁場中心位置の周波数スペクトルとの周波数方向へのずれ量（以下、「中心周波数のずれ量」、あるいは単に「ずれ量」と称する）を取得する。上記の機能の１つは、上記のパルスシーケンスとは少なくとも一方向の傾斜磁場の極性を反転させたパルスシーケンスを使用して、脂肪抑制パルスの中心周波数をそれぞれ異ならせながらの複数回の第２の撮像を行うようにシーケンサ５を制御する。この第２の撮像は、ファントムを撮像対象として行われる。上記の機能の１つは、複数回の第２の撮像により得られる複数枚の画像に基づいて、磁場中心位置での周波数スペクトルと、磁場中心位置以外の複数の位置のそれぞれでの周波数スペクトルとを取得する。上記の機能の１つは、第２の撮像により得られた画像に基づいて周波数スペクトルが取得された複数の位置のそれぞれに関して、その位置における周波数スペクトルと磁場中心位置の周波数スペクトルとの周波数軸方向へのずれ量（以下、「中心周波数のずれ量」、あるいは単に「ずれ量」と称する）を取得する。上記の機能の１つは、上記のようにそれぞれ取得された２組のずれ量に基づいて、複数の位置のそれぞれに関して、傾斜磁場の極性に依存した中心周波数のずれ量と傾斜磁場の極性に依存しない中心周波数のずれ量とを算出する。上記の機能の１つは、複数回の第１の撮像により得られる複数枚の画像または複数回の第２の撮像により得られる複数枚の画像に基づいて、複数の位置のそれぞれに関する信号強度の最小値と、信号強度の最大値、あるいは脂肪抑制パルスの影響をほとんど受けていない部分の信号強度とを検出する。上記の機能の１つは、複数の位置のそれぞれに関して、その位置について検出された最小値と最大値または信号強度とに基づいて周波数に無関係な脂肪抑制効果の低下量を算出する。上記の機能の１つは、傾斜磁場の極性に依存した中心周波数のずれ量、傾斜磁場の極性に依存しない中心周波数のずれ量、ならびに周波数に無関係な脂肪抑制効果の低下量を、それぞれに関して予め設定された許容基準と比較して、その比較結果に基づいて合否を判定する。上記の機能の１つは、第１の撮像から合否の判定までの全てを自動で連続的に行うように制御する。

演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータを、シーケンサ５を通して入力する。演算ユニット１０は、入力したエコーデータを、内部メモリに設定したフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置する。演算ユニット１０は、フーリエ空間に配置されたエコーデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データを再構成する。また演算ユニット１０は、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理などを行うことができる。

合成処理には、２次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、３次元データに対して視線方向の最大値または最小値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理または最小値投影（ｍｉｎＩＰ）処理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコーデータのまま１フレームのエコーデータに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１１は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１２は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機６の制御の下に表示する。表示器１２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。

入力器１３は、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１３は、入力した情報をホスト計算機６に送る。入力器１３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備える。

息止め指令部は、音声発生器１６を備える。音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令の下に、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発する。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、シーケンサ５およびホスト計算機６に出力する。センサ信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について詳細に説明する。

ＭＲＩ装置１００は、周知の様々な撮像法を用いて被検体を磁気共鳴撮像する機能を備える。このようなＭＲＩ装置１００が使用可能な撮像法には、脂肪抑制法が含まれる。しかし、そのための動作は従来よりあるＭＲＩ装置と同様である。ＭＲＩ装置１００は別に、脂肪抑制法を使用した撮像における脂肪抑制効果の空間的不均一を分析するための動作モード（以下、不均一性分析モードと称する）を有している。ＭＲＩ装置１００における特徴的な動作は、この不均一性分析モードにおける動作である。そこで以下においては、不均一性分析モードが設定されているときの動作について説明する。

不均一性分析モードは、ＭＲＩ装置１００のメンテナンス作業の一環として、例えば作業者によって設定される。そしてこのときには、被検体２００に代えて、水または脂肪成分がほぼ一様に入れられていて比較的一様な信号強度を持つファントムが診断用空間に配置される。このファントムは、球状または円柱状であることが望ましい。またファントムの内容物は、例えば硫酸銅またはベビーオイルなどである。

図２は不均一性分析モードにおけるホスト計算機６の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳａ１においてホスト計算機６は、傾斜磁場の極性を予め定められた初期極性に決定する。続いてステップＳａ２においてホスト計算機６は、脂肪抑制パルスの中心周波数を複数の候補周波数の１つに決定する。複数の候補周波数には、撮像対象が存在している領域に対応した画素の全てで脂肪抑制の効果が全く生じない周波数から、脂肪抑制の効果が最高となる点を過ぎて、また脂肪抑制効果が生じなくなる周波数までを含むことが望ましい。しかし、このような周波数帯域の一部帯域内の周波数のみを候補周波数としても良い。複数の候補周波数は、典型的には等間隔となるように定められる。すなわち、候補周波数の数をnと表すならば各候補周波数は、f0，df＋f0，2・df＋f0，3・df＋f0…，(n−1)・df＋f0である。ただし、候補周波数どうしは不等間隔であっても良い。

ステップＳａ３においてホスト計算機６は、ステップＳａ１にて決定した極性の傾斜磁場およびステップＳａ２にて決定した中心周波数の脂肪抑制パルスを使用しての撮像を行うように、関係する各部を制御する。

図３はステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図である。このパルスシーケンスは、脂肪抑制方法としてＣＨＥＳＳ法を、撮像方法としてフィールドエコー法をそれぞれ使用している。ＴＲは繰り返し時間、ＴＥはエコー時間を示す。位相エンコード方向傾斜磁場Ｇpeの発生のための位相エンコードグラジエントパルスＰpe1，Ｐpe2,…は、繰り返し時間ＴＲ毎に傾斜磁場電源４から傾斜磁場コイルユニット３に供給される。この位相エンコードグラジエントパルスＰpe1，Ｐpe2,…は、順次に一定間隔で面積が変更される。これにより、画像再構成に必要な位相エンコードが施されたエコーデータが順次収集される。

ステップＳａ４においてホスト計算機６は、ステップＳａ３にて収集されたエコーデータに基づく画像の再構成を演算ユニット１０に指示する。この指示に応じて演算ユニット１０は、収集されたエコーデータをｋ空間に配置した上でフーリエ変換することによって画像を再構成する。図４はｋ空間の一例を示す図である。図５は再構成された画像の一例を示す図である。なお、図５に示す画像において、脂肪抑制パルスＰfsの中心周波数をｆ[Hz]と表したときの位置ｒ（ベクトル）の画素についての信号値をI(f,r)と表すこととする。

ステップＳａ５においてホスト計算機６は、全ての候補周波数を中心周波数としての撮像が終わったか否かを確認する。まだ中心周波数として決定していない候補周波数があるならば、ホスト計算機６はステップＳａ２以降の処理を繰り返す。これにより、脂肪抑制パルスＰfsの中心周波数をそれぞれ変化させて撮像された複数枚の画像が作成される。図６はこの様にして作成される複数の画像の概念を示す図である。

なお、図３のパルスシーケンスは、スライス枚数１枚の２次元撮像を行うものであるが、磁場の３次元空間分布を求める場合は２次元のマルチスライス撮像または３次元撮像を行う。

ステップＳａ２乃至ステップＳａ５を複数回繰り返すことにより全ての候補周波数を中心周波数としての撮像が終わったならば、ホスト計算機６はステップＳａ５からステップＳａ６へ進む。ステップＳａ６においてホスト計算機６は、ステップＳａ４で得られた画像内の複数の点に関して中心周波数のずれ量Δfをそれぞれ求める。ずれ量Δfを求める対象となる点は、ステップＳａ４で得られた画像内の画素のうちの全てまたは任意の一部にそれぞれ相当する位置とすれば良い。

ある位置ｒにおけるずれ量Δf(r)は、次のようにして求まる。まず、磁場中心r0および位置ｒについての周波数方向の信号強度（画素値）の変化（周波数スペクトル）をそれぞれ求める。この周波数スペクトルは、ステップＳａ４で得られた複数の画像における磁場中心r0および位置ｒについての信号値に基づいて求められる。前述のように、それぞれの位置における周波数スペクトルは互いにほぼ同一の分布（波形）を有しているが、周波数軸にそれぞれ異なる程度にシフトする性質がある。そして、これらの周波数スペクトルを比較し、位置ｒでの中心周波数のずれ量Δf(r)を求める。

図７は磁場中心r0および位置ｒについての周波数スペクトルの一例を示す図である。図７では、磁場中心r0についての周波数スペクトルを破線で、位置ｒについての周波数スペクトルを実線で表している。ずれ量Δf(r)は図７に示すように、両周波数スペクトルにて信号値が最小となるそれぞれの周波数の差に相当する。なお、このずれ量Δf(r)を求めるには、相互相関法やクロススペクトルによる方法などの一般的に知られた手法を用いることができる。

ここで求められるずれ量Δf(r)は、渦磁場に起因した中心周波数のずれ量Δfeddy(r)と、磁場不均一に起因した中心周波数のずれ量ΔfB0(r)とが混在したものである。つまり、Δf(r)＝Δfeddy(r)＋ΔfB0(r)である。

複数の点に関してそれぞれ以上のようにして求めたずれ量Δf(r)の集合は、中心周波数のずれ量の分布を表したデータとなる。図８はステップＳａ６で求まる複数のずれ量Δf(r)を位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図である。

ステップＳａ７においてホスト計算機６は、ステップＳａ４で得られた画像内の複数の点に関して、周波数シフト以外の原因による脂肪抑制効果の低下量Fsをそれぞれ求める。低下量Fsを求める対象となる点は、ステップＳａ４で得られた画像内の画素のうちの全てまたは任意の一部にそれぞれ相当する位置とすれば良い。低下量Fsを求める対象となる点は、ずれ量Δfを求める対象となる点と同一とすることが一般的である。しかし、低下量Fsを求める対象となる点の全てまたは一部を、ずれ量Δfを求める対象となる点とは異なる位置に定めても良い。

位置ｒについての低下量Fs(r)は、ステップＳａ４で得られた複数の画像における位置ｒについてのそれぞれの信号値I(f,r)のうちの最小値Imin(r)および最大値Imax(r)から以下の式により求まる。

Fs(r)＝1−{Imin(r)／Imax(r)}
あるいは、脂肪抑制パルスの効果が無い周波数での信号強度Ins(r)から次の式により低下量Fs(r)を求めても良い。

Fs(r)＝1−{Imin(r)／Ins(r)}
なお最小値Imin(r)は、周波数スペクトルが左右対称になる中心の周波数fcにおける信号値I(fc,r)に置き換えてもよい。

図９はステップＳａ４で得られた複数の画像に基づいて位置ｒについて求められた周波数スペクトルと最小値Imin(r)、最大値Imax(r)およびIns(r)との関係の一例を表す図である。図１０はステップＳａ７で求まる複数の低下量Fsを位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図である。

ところで、脂肪抑制パルスの周波数が水と脂肪組織との周波数差に対して十分に大きくずれている場合（例えば、１．５Ｔ装置では７００Ｈｚ程度ずれている場合）には、撮像対象が水および脂肪のいずれを含んでいても脂肪抑制パルスにより信号抑制されない条件と見なせる。そこでこの場合の信号強度をIns(r)とする。このIns(r)は、図９ではａ点における信号強度として表せる。

ステップＳａ８においてホスト計算機６は、全ての傾斜磁場極性を使用しての撮像が終わったか否かを確認する。そしてまだ一方の傾斜磁場極性を使用しての撮像しか行っていないのであれば、ホスト計算機６はステップＳａ８からステップＳａ１に戻る。そしてホスト計算機６は、前回のステップＳａ１にて決定したのとは１つの方向の傾斜磁場パルスだけを極性反転させるように傾斜磁場極性の決定を行った上で、ステップＳａ２乃至ステップＳａ５を再度行う。なおこのときのステップＳａ３における撮像においては、傾斜磁場極性のみを変化させただけで、その他の条件は前回と同一とされる。反転する傾斜磁場は、目的によりどのチャネルでも良いし、全チャネル同時でも良い。図１１は周波数読み出し（リードアウト）方向傾斜磁場を反転した場合のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図である。図１２は位相エンコード傾斜磁場を反転した場合のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図である。図１３はスライス選択傾斜磁場を反転した場合のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図である。

そしてステップＳａ２乃至ステップＳａ５が複数回繰り返されることにより、やはり脂肪抑制パルスＰfsの中心周波数をそれぞれ変化させるとともに、傾斜磁場パルスを極性反転して撮像された複数枚の画像が作成される。図１４はこの様にして作成される複数の画像の概念を示す図である。ここで得られる画像における信号値をIrev(f,r)と表すこととする。

さらにホスト計算機６は、信号値Irev(f,r)を持った画像を対象としてステップＳａ６およびステップＳａ７を前述したのと同様にして行うことにより、ずれ量Δf(r)に対応したずれ量Δfrev(r)および低下量Fs(r)に対応した低下量Fsrev(r)をそれぞれ求める。なお、ステップＳａ７の実行は、２回目においては省略しても良い。図１５はステップＳａ６で求まる複数のずれ量Δfrev(r)を位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図である。低下量Fsを求める対象となる点は、ステップＳａ４で得られた画像内の画素のうちの全てまたは任意の一部にそれぞれ相当する位置とすれば良い。また、ずれ量Δfrev(r)を求める対象となる点は、ずれ量Δfを求める対象となる点と同一とすることが一般的である。しかし、ずれ量Δfrev(r)を求める対象となる点の全てまたは一部を、ずれ量Δfを求める対象となる点とは異なる位置に定めても良い。

傾斜磁場パルスを極性反転しての撮像が終わっているならば、ホスト計算機６はステップＳａ８からステップＳａ９へ進む。ステップＳａ９およびステップＳａ１０においてホスト計算機６は、ずれ量Δf(r)およびずれ量ΔFrev(r)がそれぞれ求められた各点に関して、ずれ量Δfeddy(r)およびずれ量ΔfB0(r)を以下の式によりそれぞれ求める。なお、ずれ量Δfeddy(r)は、傾斜磁場の極性に依存する中心周波数のずれ量であり、ずれ量ΔfB0(r)は、傾斜磁場の極性に依存しない中心周波数のずれ量である。

Δfeddy(r)＝{Δf(r)−Δfrev(r)}／2
ΔfB0(r)＝{Δf(r)＋Δfrev(r)}／2
ずれ量Δfeddy(r)またはずれ量ΔfB0(r)を求める対象となる点は、ずれ量Δfまたはずれ量ΔFrev(r)を求める対象となる点と同一とすることが一般的である。しかし、ずれ量Δfeddy(r)またはずれ量ΔfB0(r)を求める対象となる点の全てまたは一部を、ずれ量Δfまたはずれ量ΔFrev(r)を求める対象となる点とは異なる位置に定めても良い。また、ずれ量Δfeddy(r)を求める対象となる点とずれ量ΔfB0(r)を求める対象となる点とは、互いに同一位置とすることが一般的であるが、全てまたは一部を異なる位置に定めても良い。

ずれ量Δfと同じ位置に関するずれ量Δfrevが求められていなかった場合には、その位置のずれ量Δfrevを近隣の位置に関して求められたずれ量Δfrevから推定すれば良い。逆に、ずれ量Δfrevと同じ位置に関するずれ量Δfが求められていなかった場合には、その位置のずれ量Δfを近隣の位置に関して求められたずれ量Δfから推定すれば良い。さらには、ずれ量Δfおよびずれ量Δfrevのいずれもが求められていない位置に関するずれ量Δfおよびずれ量Δfrevを、近隣の位置に関して求められたずれ量Δfおよびずれ量Δfrevからそれぞれ推定することもできる。

図１６はずれ量Δfeddy(r)およびずれ量ΔfB0(r)を求める処理の模式図である。この図１６はまた、ずれ量Δfeddy(r)およびずれ量ΔfB0(r)を位置ｒに応じて配列してそれぞれ得られる画像の一例を示している。

ステップＳａ１１においてホスト計算機６は、ずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)のそれぞれに関して予め定められた許容基準との比較を行って、脂肪抑制効果の空間的均一性についての合否を判定する。この合否の判定は、渦磁場に起因した脂肪抑制効果の空間的均一性、磁場不均一に起因した脂肪抑制効果の空間的均一性、ならびに周波数シフト以外の原因による脂肪抑制効果の低下に起因した脂肪抑制効果の空間的均一性のそれぞれについて個別に行う。なお許容基準は例えば、ずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)のそれぞれに関して位置ｒ毎に定められた閾値とすることが考えられる。そして位置ｒ毎に、ずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)をそれぞれの閾値と比較する。合否の判定は、ＭＲＩ装置１００に要求される性能などを考慮して予め定められた合否判定条件と上記の比較の結果とを照合することによって行える。

ステップＳａ１２においてホスト計算機６は、ステップＳａ１１における合否判定の結果を表示器１２に表示させる。

かくして本実施形態によれば、渦磁場に起因した中心周波数のずれ量Δfeddy(r)と、磁場不均一に起因した中心周波数のずれ量ΔfB0(r)および周波数シフト以外の原因による脂肪抑制効果の低下量Fs(r)のそれぞれの空間分布が個別に求められる。そして、それらが個別に合否判定されて、その結果が表示される。従って、ＭＲＩ装置１００にて撮像された画像における脂肪抑制効果の空間的不均一が大きくなってしまう場合でも、それが渦磁場に起因した中心周波数のずれ、磁場不均一に起因した中心周波数のずれ、ならびに周波数シフト以外の原因による脂肪抑制効果の低下のいずれの原因により生じているのかを作業者が容易に把握することが可能である。すなわち、従来では困難であった問題の原因究明が容易に行える。このため、正しい原因に応じた適切な対策（調整や部品交換）を効率的に行えるようになる。つまり、経験の浅い作業者でも適切な対策を講じることが可能になる。また、全ての測定および分析を自動化しているため、作業者（脂肪抑制調査者および調整作業者など）の労力を低減できる。

さらに、複数のＭＲＩ装置１００のそれぞれの脂肪抑制効果の空間的不均一をある一定の基準以下になるよう品質管理できるため、脂肪抑制効果の装置毎のばらつきが少なくなる。これにより、装置間の性能比較もより容易になり、保守作業者の脂肪抑制関係の不具合対応コストおよび難易度が改善する。

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。

(1) ステップＳａ６，７，８，１０，１１の全てまたは一部は、ホスト計算機６の制御の下に演算ユニット１０で行うこともできる。

(2) 低下量Fsは、最小値Imin(r)、最大値Imax(r)および信号強度Ins(r)に代えて、信号値Irev(f,r)の最大値、信号値Irev(f,r)の最小値および信号値Irev(f,r)から検出した脂肪抑制されていない部分の信号強度をそれぞれ用いて求めても良い。すなわち、２度目にステップＳａ７を行った際に２度目の撮像画像に基づいて求められる低下量Fsを有効としても良い。従ってこの場合には、１度目のステップＳａ７において１度目の撮像画像に基づく低下量Fsを求める処理は省略しても良い。

(3) 別途撮像した脂肪抑制しない画像、あるいはIns(r)を測定した周波数で撮像した画像における画像値（信号値）が予め定めた閾値以下である画素は、合否判定の対象から除外しても良い。これにより、合否判定の処理に要する時間を短縮することと、判断を誤るリスクを低減することが可能となる。なお、上記の条件に該当する画素は、ファントムが存在していない位置に相当するので、合否判定することに意味は無いから、当該画素を合否判定の対象から除外しても合否判定の精度は何ら低下しない。

(4) ステップＳａ１２においては、ステップＳａ１１で不合格であると判定された項目に応じた対策方法を作業者に対して提示しても良い。例えば、ずれ量Δfeddy(r)が不合格である場合には、このずれ量Δfeddy(r)を打ち消すように、傾斜磁場やf0のオフセットを脂肪抑制パルスや水励起パルス印加時に施すことにより脂肪抑制効果を改善することができるから、その旨を作業者に提示する。また、低下量Fs(r)が不合格である場合には、低下量Fs(r)の分布を正しい調整状態の装置と比較することにより、RFコイルやRFアンプその他のRF系の構成部品の故障、欠陥やパルスシーケンスの調整不足を検知できるので、その旨を作業者に提示する。

(5) ステップＳａ１１を行わずに、ずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)に関する情報を作業者に提示し、合否の判定は作業者に行わせることとしても良い。ずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)に関する情報を作業者に提示する場合には、例えば図１６に示したずれ量Δfeddy(r)およびずれ量ΔfB0(r)の分布画像や、図１０に示した低下量Fs(r)の分布画像を表示すれば良い。

(6) 撮像断面の位置におけるずれ量Δfeddy(r)、ずれ量ΔfB0(r)および低下量Fs(r)を考慮して、脂肪抑制パルスの周波数や脂肪抑制パルス印加時の傾斜磁場を変化させることによって脂肪抑制効果を改善することもできる。

(7) 脂肪抑制撮像のみならず、高周波磁場や渦磁場などの空間分布により影響を受ける他の撮像に関して本発明の適用が可能である。例えば、エコープラナー法を利用した拡散強調撮像においては、渦磁場や静磁場の不均一性により画像が位相エンコード方向に歪むという性質がある。このような画像の歪みの原因調査および対策のために本発明を適用できる。

(8) 人体などのファントム以外の被検体を撮像対象として上記の実施形態を実施することも可能である。

(9) 位相エンコードグラジエントパルスを０としたシーケンスでエコーを得て、このエコーを１次元フーリエ変換することによって１つの候補周波数に関する信号強度を求めることもできる。そしてこのようにして複数の候補周波数のそれぞれについて求められる信号強度をプロットすることによって図７に示すようなプロファイルを求めることもできる。このようにすれば、ステップＳａ３における撮像時間を短縮することができる。そして撮像時間を短縮できることにより、図２の処理に要する時間を短縮することができる。このため、作業の効率の向上が図れる。また、人体を撮像対象とする場合に好適である。

(10) 本発明は、撮像対象が単一の共鳴周波数を持つことを前提としている。しかし人体は、主に水と脂肪とのそれぞれに関する２種類の共鳴周波数を持つ。このため、人体を撮像対象とする場合、磁場の不均一性に影響されない脂肪抑制法を併用して脂肪信号を抑制することが望ましい。この場合に併用する脂肪抑制法としては、例えばＳＴＩＲ（short T1 inversion recovery）法が適用できる。ＳＴＩＲ法においては、励起パルスを印加するよりも一定時間（例えば１８０ｍｓ）前にＩＲ（inversion recovery）パルスを印加する。

(11) 任意の位置の信号値I(f,r)のプロファイル、信号値Irev(f,r)のプロファイル、あるいは図９に示されるようなプロファイルの少なくとも１つをステップＳａ１２にて表示しても良い。このときの任意の位置は、典型的には磁場中心r0である。また、当該表示を上記実施形態での表示に加えて行っても良いし、ステップＳａ６，７，９〜１１を行わずに当該表示のみを行っても良い。

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。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図。不均一性分析モードにおける図１中のホスト計算機６の処理手順を示すフローチャート。図２中におけるステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図。ｋ空間の一例を示す図。図２中におけるステップＳａ４にて再構成された画像の一例を示す図。図２中のステップＳａ２乃至ステップＳａ５を繰り返すことにより作成される複数の画像の概念を示す図。磁場中心r0および位置ｒについての周波数スペクトルの一例を示す図。図２中のステップＳａ６で求まる複数のずれ量Δf(r)を位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図。図２中のステップＳａ４で得られた複数の画像に基づいて位置ｒについて求められた周波数スペクトルと最小値Imin(r)および最大値Imax(r)との関係の一例を表す図。図２中のステップＳａ７で求まる複数の低下量Fsを位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図。周波数読み出し（リードアウト）方向傾斜磁場を反転した場合の図２中のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図。位相エンコード傾斜磁場を反転した場合の図２中のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図。スライス選択傾斜磁場を反転した場合の図２中のステップＳａ３における撮像のためのパルスシーケンスの一例を示す図。図２中のステップＳａ２乃至ステップＳａ５を繰り返すことにより作成される複数の画像の概念を示す図。図２中のステップＳａ６で求まる複数のずれ量Δfrev(r)を位置ｒに応じて配列して得られる画像の一例を示す図。ずれ量Δfeddy(r)およびずれ量ΔfB0(r)を求める処理の模式図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…ホスト計算機、７…ＲＦコイルコイルユニット、８Ｒ…受信器、８Ｔ…送信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１４…シムコイル、１５…シムコイル電源、１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。

Claims

撮像対象に対して脂肪抑制パルスの中心周波数の異なる複数回の撮像を行う撮像手段と、
前記複数回の撮像により得られた磁気共鳴信号に基づいて複数枚の画像をそれぞれ生成する生成手段と、
前記複数枚の画像に基づいて、脂肪抑制効果の空間的不均一の要因情報を算出する算出手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記算出手段は、前記要因情報として、静磁場の不均一性が要因となる情報と、脂肪抑制スペクトルの周波数シフトに無関係の脂肪抑制効果を示す情報とを分離して得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。
前記算出手段は、前記静磁場の不均一性が要因となる情報として、前記複数枚の画像に基づいて磁場中心位置および前記磁場中心位置以外の位置のそれぞれについて求めた２つの周波数スペクトルどうしのずれ量を算出することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像手段は、前記複数回の撮像を、スライス選択傾斜磁場、周波数読み出し傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場の少なくとも１つの極性を異ならせて行うものであって、
前記算出手段は、前記極性の異なる傾斜磁場によって得られた複数枚の画像に基づいて、渦磁場が要因となる情報および静磁場の不均一性が要因となる情報の少なくともいずれか一方を前記要因情報として算出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。
前記算出手段は、前記要因情報として、高周波パルスの不均一性が要因となる情報を算出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。
前記要因情報に基づき、前記脂肪抑制効果の空間的不均一を周波数による等高線で示した画像を生成して表示する表示手段を更に備えた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。
前記要因情報に基づいて、本撮像する際の脂肪抑制パルスの中心周波数および当該脂肪抑制パルス印加時の傾斜磁場パルスの少なくとも一方を補正する補正手段を更に備えた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。
前記撮像手段は、前記複数回の撮像のそれぞれで位相エンコードをかけずにエコーを得、
前記生成手段は、前記複数回の撮像のそれぞれで得られたエコーをそれぞれ１次元フーリエ変換して前記複数枚の画像を生成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。
前記撮像手段は、ＳＴＩＲ（short T1 inversion recovery）法を併用して前記複数回の撮像を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。
撮像対象に対して脂肪抑制パルスの中心周波数の異なる複数回の撮像を行い、
前記複数回の撮像により得られたＭＲ信号に基づいて複数枚の画像をそれぞれ生成し、
前記複数枚の画像に基づいて、脂肪抑制効果の空間的不均一の要因情報を算出することを特徴とする磁気共鳴イメージングにおける脂肪抑制効果の分析方法。