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WO2010074059A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び読み出し傾斜磁場誤差補正方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び読み出し傾斜磁場誤差補正方法 Download PDF

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WO2010074059A1
WO2010074059A1 PCT/JP2009/071290 JP2009071290W WO2010074059A1 WO 2010074059 A1 WO2010074059 A1 WO 2010074059A1 JP 2009071290 W JP2009071290 W JP 2009071290W WO 2010074059 A1 WO2010074059 A1 WO 2010074059A1
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WO
WIPO (PCT)
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magnetic field
gradient magnetic
magnetic resonance
echo data
correction value
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2009/071290
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English (en)
French (fr)
Inventor
武裕 大塚
将宏 瀧澤
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
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Priority to US13/140,860 priority patent/US8582845B2/en
Priority to JP2010544071A priority patent/JP5661473B2/ja
Publication of WO2010074059A1 publication Critical patent/WO2010074059A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • G01R33/48—NMR imaging systems
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    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56572—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
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    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and more particularly, to an MRI apparatus that realizes an imaging method for measuring a magnetic resonance signal (nonlinear measurement) from the rising edge of a readout gradient magnetic field.
  • an MRI apparatus that realizes an imaging method for measuring a magnetic resonance signal (nonlinear measurement) from the rising edge of a readout gradient magnetic field.
  • One of the high-speed imaging methods of the MRI apparatus is imaging by the gradient echo method.
  • a phase gradient magnetic field that diffuses the phase of the spin is applied in the readout direction before measuring the magnetic resonance signal, and then a rephase gradient magnetic field is applied. Generate an echo.
  • data before and after the signal peak can be obtained.
  • Imaging by this gradient echo method has a shorter echo time TE (time during which signal peaks occur) compared to a spin-echo pulse sequence that uses a high-frequency magnetic field pulse for spin inversion, which can greatly reduce the imaging time.
  • TE time during which signal peaks occur
  • spin-echo pulse sequence that uses a high-frequency magnetic field pulse for spin inversion
  • a signal is measured from the rising edge of the gradient magnetic field, and in addition, a half-wave high-frequency magnetic field pulse is used as a high-frequency magnetic field pulse for exciting spins.
  • Techniques for measuring a signal with echo time have been proposed (Patent Documents 1 and 2). This method is called UTE measurement and can further shorten TE. Therefore, it is expected to be applied to imaging of tissue with a short lateral relaxation time T2, which has been difficult to image with conventional MRI, such as bone tissue. ing.
  • a radial scan is performed without using a phase encoding gradient magnetic field.
  • a plurality of signals are measured while varying the gradient magnetic field strength in each direction of the readout gradient magnetic field constituted by the gradient magnetic fields in the biaxial direction or the triaxial direction.
  • the measurement data obtained in this way is collected radially from the origin of the k space because the measurement data is collected from the peak of the signal toward the base.
  • a process called gridding is required.
  • Gridding is a process of converting the coordinates of measurement data determined by the gradient magnetic field strength in each axial direction of the readout gradient magnetic field into the coordinates of lattice points in k space consisting of a square or a cubic lattice.
  • the coordinates of the raw measurement data are determined based on the calculated gradient magnetic field values (gradient magnetic field application timing and intensity set in the apparatus).
  • the actually applied gradient magnetic field is slightly deviated from the calculated value of the gradient magnetic field due to the characteristics of the gradient magnetic field coil and the deviation of the control timing of the apparatus.
  • the k-space data gridded based on the calculated value includes an error, and when this is reconstructed, the image quality is degraded.
  • the problem of the gridding process caused by the difference between the gradient magnetic field setting value (theoretical value) and the actually applied gradient magnetic field strength occurs not only in UTE measurement but also in the case of radial scan.
  • the present applicant has proposed a method for solving this problem. This method uses a plurality of echo signals to calculate a shift amount for correcting the peak position of the echo signal (that is, the position that is the origin of the k space).
  • the present invention has an object to provide an MRI apparatus capable of solving the above-described problems caused by gridding of measurement data of UTE measurement and performing accurate gridding.
  • the present invention calculates a correction value based on the difference between the setting value of the readout gradient magnetic field in the imaging pulse sequence and the actual output value, and is acquired in the imaging pulse sequence using this correction value.
  • the echo data is corrected, or the readout gradient magnetic field in the imaging pulse sequence is corrected.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a high-frequency magnetic field generation unit, a gradient magnetic field generation unit, a control unit that controls measurement of a magnetic resonance signal by controlling the high-frequency magnetic field generation unit and the gradient magnetic field generation unit,
  • the control unit includes an imaging pulse sequence that measures a magnetic resonance signal from the rising state of the readout gradient magnetic field, and corrects based on the difference between the set value of the readout gradient magnetic field and the actual output value in the imaging pulse sequence
  • a correction value calculation unit for calculating a value is provided. Then, using this correction value, the echo data acquired in the imaging pulse sequence is corrected, or the readout gradient magnetic field in the imaging pulse sequence is corrected.
  • the readout gradient magnetic field error correction method of the present invention executes a pre-scan sequence and measures a magnetic resonance signal for detecting a difference between a readout gradient magnetic field setting value and an actual output value in an imaging pulse sequence.
  • a correction step for correcting the readout gradient magnetic field in the imaging pulse sequence executes a pre-scan sequence and measures a magnetic resonance signal for detecting a difference between a readout gradient magnetic field setting value and an actual output value in an imaging pulse sequence.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a pre-scan sequence in addition to the imaging pulse sequence, and the correction value calculation unit is set to the imaging sequence using measurement data obtained in the pre-scan sequence.
  • a deviation between the setting value at the start of application of the read gradient magnetic field and the application start time of the actually applied readout gradient magnetic field is calculated as a correction value.
  • the correction value calculated by the correction value calculation unit is used, for example, to correct parameter values used for gridding when gridding is performed in which measurement data obtained by measurement using an imaging pulse sequence is arranged in k-space data. Then, the calculation unit grids the measurement data obtained by the measurement using the imaging pulse sequence, using the parameter corrected by the correction value.
  • the pre-scan sequence includes, for example, a sequence of measuring a magnetic resonance signal while applying a read gradient magnetic field in which the polarity of the phase gradient magnetic field is reversed after application of the phase gradient magnetic field.
  • Second pre-scan sequence includes, for example, a sequence of measuring a magnetic resonance signal while applying a read gradient magnetic field in which the polarity of the phase gradient magnetic field is reversed after application of the phase gradient magnetic field.
  • the gridding parameter is corrected using the data obtained by the previous measurement (pre-scan), and when the data obtained by the main imaging is gridded, the correction is performed according to the actually applied gradient magnetic field. Since gridding is performed using the coordinate transformation formula, an image with excellent image quality can be obtained without image distortion or contrast change caused by a deviation between the calculated value of the gradient magnetic field and the actually applied condition. .
  • the correction starting point using the data obtained by the pre-scan is used to correct the application start time point of the readout gradient magnetic field in the imaging pulse sequence, so that the gradient magnetic field can be corrected without performing gridding correction.
  • the deviation between the calculated value and the actually applied condition can be eliminated.
  • summary of the MRI apparatus with which this invention is applied The figure which shows the procedure of the imaging by the MRI apparatus of this invention Diagram showing an example of the pulse sequence of the main imaging Figure explaining the measurement data obtained in Figure 3 and its gridding
  • the figure which shows an example of the prescan sequence by 1st Embodiment The figure which shows the search processing procedure of 1st Embodiment (a) and (b) are diagrams for explaining pre-processing of echo obtained by pre-scan.
  • FIG. 1 shows an overall configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied
  • FIG. 2 shows a configuration of a control unit as a main part for applying the present invention.
  • the MRI apparatus mainly includes a static magnetic field generation system 11 that generates a uniform static magnetic field around the subject 10, and magnetic fields in three axial directions (x, y, z) orthogonal to the static magnetic field.
  • Gradient magnetic field generation system 12 for applying a gradient, high-frequency magnetic field generation system 13 for applying a high-frequency magnetic field to subject 10
  • reception system 14 for detecting a magnetic resonance signal generated from subject 10, and magnetism received by reception system 14
  • a reconstruction calculation unit 15 that reconstructs a tomographic image or spectrum of a subject using a resonance signal
  • a control system 16 that controls operations of the gradient magnetic field generation system 12, the high-frequency magnetic field generation system 13, and the reception system 14 are provided. Yes.
  • the static magnetic field generation system 11 is provided with a magnet such as a permanent magnet or a superconducting magnet, and the subject is placed in the bore of the magnet.
  • the gradient magnetic field generation system 12 includes a gradient magnetic field coil 121 in three axial directions and a gradient magnetic field power source 122 that drives these gradient magnetic field coils 121.
  • the high-frequency magnetic field generating system 13 receives a high-frequency oscillator 131, a modulator 132 that modulates a high-frequency signal generated by the high-frequency oscillator 131, a high-frequency amplifier 133 that amplifies the modulated high-frequency signal, and a high-frequency signal from the high-frequency amplifier 133.
  • an irradiation coil 134 for irradiating the subject 10 with a high-frequency magnetic field pulse.
  • the receiving system 14 includes a receiving coil 141 that detects a magnetic resonance signal (echo signal) from the subject 10, a receiving circuit 142 that receives a signal detected by the receiving coil 141, and an analog signal received by the receiving circuit 142.
  • the A / D converter 143 converts the signal into a digital signal at the sampling frequency.
  • the digital signal (echo data, measurement data) output from the A / D converter 143 is subjected to calculations such as correction calculation and Fourier transform in the reconstruction calculation unit 15 to reconstruct an image.
  • the processing result in the reconstruction calculation unit 15 is displayed on the display 17.
  • the control system 16 controls the operation of the entire apparatus described above, and in particular, a sequencer for controlling the operations of the gradient magnetic field generation system 12, the high-frequency magnetic field generation system 13 and the reception system 14 at a predetermined timing determined by the imaging method. 18 and a storage unit (not shown) for storing parameters necessary for control.
  • the timing of each magnetic field pulse generation controlled by the sequencer 18 is called a pulse sequence.
  • Various pulse sequences are stored in advance in the storage unit, and imaging is performed by reading out and executing a desired pulse sequence.
  • the control system 16 and the reconstruction calculation unit 15 are provided with a user interface for the user to set conditions necessary for the internal processing. Through this user interface, parameters necessary for selecting an imaging method and executing a pulse sequence are set.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a UTE pulse sequence and a pre-measurement (prescan) sequence as a pulse sequence.
  • pre-measurement is performed to obtain a conversion parameter (correction value) necessary for gridding processing of measurement data obtained by UTE measurement.
  • FIG. 2 shows an imaging procedure according to the first embodiment.
  • the imaging includes a processing flow 200 for deriving a correction value and a main imaging flow 210.
  • the correction value processing flow 200 includes a pre-scan data acquisition step 201 and a gridding correction value calculation step 202 using pre-scan data.
  • the main imaging flow 210 includes a data acquisition step 211 by main imaging, a gridding processing step 212 using the correction value derived in the processing flow 200, and a step 213 for reconstructing an image from k-space data after gridding. Consists of.
  • Fig. 3 shows a typical UTE measurement pulse sequence.
  • a half-wave high-frequency (RF) pulse 301 is applied together with a slice gradient magnetic field pulse 303, and then a readout gradient magnetic field pulse 305 is applied, and the echo signal 307 is measured simultaneously with the application.
  • the signal measured without applying the phase gradient magnetic field is a FID having no peak, and is a signal having a maximum signal value when the application of the read gradient magnetic field pulse 305 is started.
  • a / D309 indicates the sampling time of the echo signal.
  • sampling is started slightly before the rising of the readout gradient magnetic field (the gradient magnetic field application start time set in the apparatus). As a result, even when the application start time of the gradient magnetic field deviates from the set time, sampling can be performed without missing the maximum value (peak) of the echo signal.
  • the readout gradient magnetic field pulse 305 is, for example, a combination of gradient magnetic fields in the x-axis and y-axis directions, and repeats the same pulse sequence with different intensities of both to measure a plurality of echo signals 307. Thereby, an echo signal in the xy plane is obtained as measurement data. It is possible to obtain signals not only from the xy plane but also from any cross section by appropriately selecting the gradient magnetic field axis and combination used as the readout gradient magnetic field pulse.
  • Fig. 4 (a) The raw measurement data obtained by UTE measurement as described above is shown in Fig. 4 (a).
  • data arranged on one line corresponds to a signal obtained by one measurement.
  • the data interval is narrow from the start of data measurement (left side in the figure) until the gradient magnetic field strength becomes constant.
  • this is arranged in the k space (kx-ky space), as shown in FIG. 4 (b), it becomes radial centered on the origin of the k space.
  • the gridding processing step 212 such radial measurement data is converted into data on a k-space grid as shown in FIG. 4 (c).
  • the readout gradient magnetic field 305 shown in FIG. 3 is started at the gradient magnetic field application start time (GCdelay) set in the apparatus and the rising shape of the gradient magnetic field pulse is an ideal trapezoid, that is, the set value ( If (theoretical value) is passed, as shown in Fig. 4 (b), the measurement data is radial data centered on the origin of k-space, and the data interval can be calculated from the trapezoidal shape. This is a predetermined interval determined by the amount (integral value with respect to the time axis).
  • the gradient magnetic field pulse that is actually output from the apparatus and applied to the subject as shown by the dotted line in FIG. 3, the application start time is deviated from the calculated value, the rising slope is smaller than the calculated value, It may not be linear. In such a case, accurate k-space data cannot be obtained even by gridding based on the calculated value of the gradient magnetic field pulse.
  • the correction value processing flow 200 is a process for obtaining a correction value for correcting the deviation between the actual gradient magnetic field pulse and the calculated value.
  • pre-measurement pre-scan
  • FIG. 5 shows an example of a prescan pulse sequence.
  • the pre-scan consists of a sequence that uses a phase gradient magnetic field to generate a gradient echo (full echo) with a rephasing readout gradient magnetic field, and a rising edge of the readout gradient magnetic field without using the phase gradient magnetic field. It consists of two types of sequences: a sequence for measuring signals (non-linear echo).
  • the RF pulse 501 and the slice gradient magnetic field 503 are the same as the RF pulse and the slice gradient magnetic field used in the UTE measurement.
  • a slice refocus gradient magnetic field may be used.
  • the cross section for exciting the spin by the RF pulse 501 and the slice gradient magnetic field 503 may be the same as or different from the main imaging.
  • a slice gradient magnetic field application for selecting the xy plane of the apparatus for obtaining a correction value on the x-axis of the apparatus may be applied.
  • echo signal 508 is measured while applying readout gradient magnetic field 506 with reversed polarity.
  • a predetermined sampling time 510 is set across the echo time TE (when the application amounts of the phase gradient magnetic field 504 and the read gradient magnetic field 506 are the same), and a signal that peaks at TE is measured.
  • the sequence for measuring the non-linear echo is the same as the UTE pulse sequence shown in FIG. 3, but the echo time TE is set to be the same as the full echo measurement sequence.
  • the readout gradient magnetic field 506 is applied, and the signal 507 is measured immediately before this (sampling time 509). This signal has no peak as shown in the figure.
  • the pre-scan consisting of the above two types of sequences is repeated with different readout gradient magnetic field strengths to obtain one set of measurement data.
  • the number of echo signals included in one set of measurement data may be the same as or less than the UTE measurement that is the main measurement. It is preferable to obtain at least data of the biaxial or triaxial gradient magnetic field constituting the readout gradient magnetic field in each axial direction.
  • correction data for gridding is calculated using the measurement data obtained by the prescan (step 202 in FIG. 2).
  • the latter half of the peak of full echo is gridded and the Fourier transformed data is compared with the non-linear echo gridded and Fourier transformed data, and the nonlinear echo data matches the full echo data Correct the parameters of the fitting so that they are closest.
  • the details of the step of calculating the gridding correction data are shown in FIG.
  • the process of calculating the correction value is a process of performing gridding while changing the gridding parameter (condition) for the measured data, and searching for a parameter that best matches the full echo data and the non-linear echo data.
  • the parameter obtained by the search process corresponds to a correction value (corrected parameter).
  • the gridding parameter is a value determined from the shape and shape of the application start of the read gradient magnetic field.
  • the range (search range) for changing the gridding parameters is set in consideration of the range of variation predicted from the characteristics of the gradient magnetic field.
  • the full echo is preprocessed to obtain Fourier transformed data (step 601). Specifically, as shown in FIG. 7 (a), this pre-processing is performed by extracting only the latter half portion from the peak position from the full echo obtained by pre-scanning, and performing the Fourier transform to obtain real space data. .
  • the property of the following equation (1) of Fourier transform may be used.
  • the deviation of the function f [n] by ⁇ n corresponds to the multiplication of the exponential function exp (2 ⁇ ik ⁇ n / N) by F [k] obtained by Fourier transforming f [n]. Therefore, the relative positional relationship between the center of the data and the peak position can be obtained by obtaining the slope of the phase when Fourier transform is performed on full-echo data having peaks. Gridding is performed using this peak position as the origin of coordinates. Since the full echo is data measured when the readout gradient magnetic field is constant, the data processed as described above depends on the start of application of the gradient magnetic field and the deviation from the calculated value (setting value) of the rising shape. Does not include errors.
  • non-linear echo preprocessing is performed (step 603).
  • this processing is the same as the full echo preprocessing.
  • k-space data is Fourier transformed into real space data.
  • the gridding parameters are assumed to be initial values, for example, assuming that the shape of the readout gradient magnetic field is a trapezoid whose height is 1, and that the application start point of the gradient magnetic field coincides with the peak of the echo. Calculate the coordinates of the measurement data.
  • the result obtained in the previous process may be set as the initial value. Specifically, when the intensity of the gradient magnetic field when the nth data is acquired is expressed by the following equation (2), the coordinate equation at that time is expressed by equation (3).
  • N nonlinear corresponds to the number of points measured during the rising period of the gradient magnetic field (the number of points measured nonlinearly)
  • n peak corresponds to the peak position (application start time)
  • G corresponds to the gradient magnetic field strength to be applied.
  • FIG. 8 shows the gradient magnetic field strength and coordinates of the nth data calculated from the above formula.
  • the real space data obtained by performing the Fourier transform after gridding the nonlinear echo is compared with the real space data of the full echo obtained in step 601. Specifically, the correlation coefficient between the two is calculated (step 604).
  • the correlation coefficient only the absolute value of the real space data may be used, or a complex value may be used.
  • the non-linear echo gridding parameters are changed, and steps 603 and 604 are repeated.
  • the correlation coefficient is calculated by varying the application start time of the gradient magnetic field within a predetermined range. Changing the application start time corresponds to changing the value of n peak in Equation (2).
  • the correlation coefficient is calculated by varying the gradient of the gradient magnetic field within a predetermined range. Changing the gradient of the gradient magnetic field is equivalent to changing the number of N nonlinear in Equation (2).
  • step 606 the parameter (for example, the gradient magnetic field application start time n peak and the number of data points N nonlinear ) whose correlation coefficient is closest to 1 within the searched range is selected.
  • a threshold value may be set in advance for the correlation coefficient, and a parameter when the correlation coefficient is equal to or less than the threshold value may be selected.
  • the above is the process for calculating the correction value. It is ideal to calculate such correction values for all echoes (all of the radial data shown in FIG. 4 (b)) that make up the measurement data in actual imaging. Since it is considered that there is little change in the correction value of the matching echo, the correction value may be calculated for each data of a predetermined angle. That is, in the pre-scan, instead of measuring the same number of echoes as the measurement data of the main measurement, the number of echoes may be thinned and measured.
  • the correction value is obtained only for the two-axis direction, and if the measurement data is three-dimensional k-space data, the correction value is obtained only for the three-axis direction.
  • the correction value can be interpolated or synthesized at a ratio corresponding to the ratio of the gradient magnetic field strength to obtain the correction value.
  • the measurement data is subjected to gridding processing by UTE measurement that is the main imaging (griding processing step 212 in FIG. 2). ). That is, using the equation (3) corrected with the correction value n peak as the coordinate calculation formula at the time of gridding, first, k-space coordinates of the measurement data are calculated, and k-space coordinates at the time of gridding are calculated from these k-space coordinates. Determine the value of the data on the grid.
  • the method for determining the data value on the grid is the same as the general gridding method. For example, data at a predetermined distance from one grid point is weighted and added according to the distance, and the value of the grid point To do. This is performed for all grid points in k space to obtain k space data. Finally, the k-space data after gridding is Fourier transformed to reconstruct an image (image reconstruction step 213 in FIG. 2).
  • s, p, f are the depth, vertical and horizontal coordinates of the image corresponding to the data point
  • s x , s y , s z , p x , p y , p z , f x , f y , f z is the element of the matrix that converts from the xyz coordinate system of the device to the spf coordinate system of the image
  • n peakX , n peakY , n peakZ are the peak coordinates in each axis
  • N nonlinearX , N nonlinearY , N nonlinearZ are in each axis Indicates the number of non-linear measurement points.
  • pre-scan including two types of pulse sequences of full echo measurement and non-linear measurement is executed, and the correlation coefficient between the two types of data obtained by pre-scan is closest to 1.
  • N nonlinear is the number of non-linear measurements
  • n peak is the peak position.
  • N nonlinear may be fixed and only the peak position may be changed, or N nonlinear may be changed.
  • the process of calculating the correction value of the gridding parameter can be performed as a multi-stage process such as a two-stage or a three-stage process by changing the roughness of the change when changing the parameter or the type of the parameter.
  • FIG. 9 shows the procedure for searching in a two-stage process.
  • steps 901 to 905 are the same as steps 601 to 605 shown in FIG.
  • the search is performed by increasing the parameter changing range, that is, a rough search. For example, if a parameter whose correlation coefficient is closest to 1 is selected by rough search of several points (step 906), then this parameter is set as an initial value (step 907), and the parameter is changed while changing the parameter in the vicinity. A search is performed, and a parameter having a correlation coefficient closest to 1 is selected (step 908).
  • the search is performed while changing only one of a plurality of parameters, for example, the parameter related to the gradient magnetic field application start time, and the parameter that makes the correlation coefficient closest to 1 in the search range is selected. Then (step 906), the parameter is changed, for example, the number N is changed (step 907), and the next search loop 902 to 905 is executed.
  • a plurality of parameters for example, the parameter related to the gradient magnetic field application start time, and the parameter that makes the correlation coefficient closest to 1 in the search range is selected.
  • the parameter is changed, for example, the number N is changed (step 907), and the next search loop 902 to 905 is executed.
  • the correlation coefficient is obtained in order to compare the data obtained by the full echo measurement and the data obtained by the non-linear measurement. Instead of obtaining the correlation coefficient, the sum of squares of the difference between the two is obtained. It is also possible to calculate and obtain a parameter that minimizes the sum of squares.
  • ⁇ Second Embodiment> Even in the present embodiment, performing pre-measurement separately from the main imaging is the same as in the first embodiment and its modified example. However, in this embodiment, the pre-measurement performs only full echo measurement, and nonlinear measurement. Does not. Full echo measurement is the same as the first half of the pulse sequence shown in FIG. 5, after applying the RF pulse 501 and the slice gradient magnetic field 503, applying the phase gradient magnetic field 504 in the readout direction, and then the readout gradient magnetic field with reversed polarity While applying 506, the echo signal 508 is measured.
  • FIG. 10 shows a processing procedure for calculating the deviation of the peak position.
  • the shift of the peak position of the full echo can be obtained by the property of the Fourier transform shown in the equation (1). That is, first, the full echo obtained in the previous measurement is Fourier transformed (step 1001), and the phase gradient after the Fourier transformation is obtained by fitting (step 1002). The peak position deviation ⁇ n is obtained from the phase gradient (step 1003). If the peak shifts in the same way for full echo and nonlinear echo, this shift ⁇ n can be applied to the correction of the peak position (start of gradient magnetic field application) n peak shown in Equation (3) or Equation (6). it can.
  • the pulse sequence for measuring one signal after one RF excitation is illustrated, but for example, the UTE pulse sequence is one RF It may be a multi-echo sequence that measures a plurality of echoes after excitation.
  • the pre-scan is also a multi-echo sequence
  • the gridding correction value conversion parameter
  • each echo of the UTE pulse sequence that is the main imaging is calculated for the echo corresponding to the pre-scan TE
  • the gridding may be performed using the correction value, or the prescan is performed with a smaller number of echoes (for example, 1 echo) than the UTE pulse sequence, and the gridding correction value calculated for the prescan echo (same conversion) Parameter) may be applied to multiple or all echoes of a UTE measurement.
  • the preprocessing 200 shown in FIG. 2 is performed to calculate the gradient magnetic field application start time as a correction value, as in the first and second embodiments.
  • correction is made to the pulse sequence of the main imaging created by the sequence using the correction value (gradient magnetic field application start time), the read gradient magnetic field application start time is shifted, and the data acquisition start time (FIG. 309) and the application start point of the readout gradient magnetic field (the left end of 305 in FIG. 3).
  • the gridding can be performed without going through the correction step 212 of FIG.
  • the effect of simplifying the reconstruction process of calculating and gridding the coordinates can be obtained.
  • the UTE pulse sequence has been described as an example of the main imaging, but the present invention can also be applied to a pulse sequence other than the UTE pulse sequence.
  • the present invention may be applied to a radial scan using a full-wave high-frequency pulse instead of a half-wave high-frequency pulse as an RF pulse. It is also possible to change to a three-dimensional measurement that collects kx-ky-kz data instead of a two-dimensional measurement that collects kx-ky spatial data.
  • 11 static magnetic field generation system 12 gradient magnetic field generation system, 13 high frequency magnetic field generation system, 14 reception system, 15 reconstruction calculation unit, 16 control system, 17 display, 18 sequencer

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Abstract

　ディフェイズ読み出し傾斜磁場を用いないノンリニア計測において、実際に印加される読み出し傾斜磁場と計算値とのずれに起因するk空間データの位置ずれとそれによる画質の低下を低減する。そのためには、本発明は、ディフェイズ傾斜磁場を用いないノンリニア計測を伴う撮像パルスシーケンスを実行する際に、プリスキャンシーケンスを実行し、プリスキャンで得たデータから、読み出し傾斜磁場の設定値からのずれを補正する補正値を算出する。撮像パルスシーケンスで得られたデータをグリッディングする際に、この補正値を用いて、グリッディングのパラメータ値を補正し、グリッディングを行う。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び読み出し傾斜磁場誤差補正方法
　本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、読み出し傾斜磁場の立ち上がり時から磁気共鳴信号の計測(ノンリニア計測)を行なう撮像方法を実現するMRI装置に関する。
　MRI装置の高速撮像方法の一つとして、グラディエントエコー法による撮像がある。グラディエントエコー法のパルスシーケンスでは、励起用の高周波磁場パルス印加後、磁気共鳴信号を計測する前にスピンの位相を拡散させるディフェイズ傾斜磁場を読み出し方向に印加し、次いでリフェイズ傾斜磁場を印加してエコーを発生させる。リフェイズ傾斜磁場を印加している間の所定のサンプリング時間に信号を計測することにより、信号のピークを含む前後のデータを得ることができる。
　このグラディエントエコー法による撮像は、スピン反転用の高周波磁場パルスを用いるスピンエコー系のパルスシーケンスに比べ、エコー時間TE(信号のピークが発生する時間)が短く、撮像時間を大幅に短縮することが可能であるが、ディフェイズ傾斜磁場の印加が必須であるためエコー時間TEの短縮には限界がある。
　これに対し、読み出し傾斜磁場としてディフェイズ傾斜磁場を用いずに、傾斜磁場の立ち上がりから信号を計測し、加えてスピンを励起する高周波磁場パルスとして半波形の高周波磁場パルスを用いることで、さらに短いエコー時間で信号を計測する技術が提案されている(特許文献1、特許文献2)。この手法は、UTE計測と呼ばれ、TEを更に短縮することができるため、従来MRIでは画像化が困難であった横緩和時間Ｔ2の短い組織、例えば骨組織等の撮像への応用が期待されている。
　UTE計測では、位相エンコード傾斜磁場は用いずにラジアルスキャンを行なう。ラジアルスキャンは、2軸方向或いは3軸方向の傾斜磁場で構成される読み出し傾斜磁場の、各方向の傾斜磁場強度を異ならせながら複数の信号を計測する。こうして得られる計測データは、信号のピークから裾野に向かって計測データの収集しているため、k空間の原点から放射状に並ぶことになる。この放射状のデータをk空間の格子に配置するためには、グリッディングと呼ばれる処理が必要となる。グリッディングは、読み出し傾斜磁場の各軸方向の傾斜磁場強度で決まる計測データの座標を、正方或いは立方格子からなるk空間の格子点の座標に変換する処理である。ノンリニア計測で得られた計測データをグリッディングしてk空間データとすることにより、例えば高速フーリエ変換などの演算による画像再構成が可能となる。
　グリッディングでは、生の計測データの座標は、与えられる傾斜磁場の計算値(装置に設定された傾斜磁場の印加タイミング及び強度)に基づき決定される。しかし実際に印加される傾斜磁場は、傾斜磁場コイルの特性や、装置の制御タイミングのずれなどにより、傾斜磁場の計算値からは若干のずれを生じる。このため、計算値に基づきグリッディングしたk空間データは誤差を含むことになり、これを再構成した場合に画質の低下を招く。
　上記傾斜磁場の設定値(理論値)と実際に印加される傾斜磁場強度とのずれに起因するグリッディング処理の問題は、UTE計測に限らず、ラジアルスキャンの場合にも生じる。本出願人はこの問題を解決するための手法を提案している。この手法は、複数のエコー信号を用いて、エコー信号のピーク位置(即ちk空間の原点となる位置)を補正するシフト量を算出するというものである。
米国特許5025216号公報 米国特許5150053号公報
　しかし、UTE計測では、信号のピーク前後についてデータ計測するのではなく、k空間座標の原点から始まるピークのない信号を計測(サンプリング)するため、ピーク位置がずれていたとしても、信号の形からピーク位置或いはその本来の位置からのずれを求めることはできない。
　またUTE計測では、読み出し傾斜磁場の立ち上がりから計測を行なうため、時間軸上で等間隔に取得したデータが、k空間座標軸上では等間隔でなくなる。理論的には所定の立ち上がりを持つ台形であるとしてk空間座標軸上の等間隔な位置にグリッディングを行なうが、立ち上がりの形状や傾きは理論値から外れるため、グリッディングにずれが生じるという問題がある。
　本発明は、上述したUTE計測の計測データのグリッディングにおいて生じる問題を解決し、正確なグリッディングを行なうことができるMRI装置を提供することを目的とする。
　上記課題を解決するため、本発明は、撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の設定値と実際の出力値との差異に基づく補正値を算出し、この補正値を用いて、撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータの補正、又は、前記撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の補正を行う。
　具体的には、本発明のMRI装置は、高周波磁場発生部と、傾斜磁場発生部と、高周波磁場発生部と前記傾斜磁場発生部とを制御して磁気共鳴信号の計測を制御する制御部と、を備え、制御部は、読み出し傾斜磁場の立ち上がり状態から磁気共鳴信号の計測を行なう撮像パルスシーケンスを備え、撮像パルスシーケンスにおける前記読み出し傾斜磁場の設定値と実際の出力値との差異に基づく補正値を算出する補正値算出部を備える。そして、この補正値を用いて、撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータの補正、又は、前記撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の補正を行う。
　また、本発明の読み出し傾斜磁場誤差補正方法は、プリスキャンシーケンスを実行して、撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の設定値と実際の出力値との差異を検出するための磁気共鳴信号を計測するプリスキャンステップと、プリスキャンシーケンスを用いて計測された磁気共鳴信号を用いて、差異に基づく補正値を算出する補正値算出ステップと、補正値を用いて、撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータの補正、又は、撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の補正を行う補正ステップと、を備えたことを特徴とする。
　より具体的には、本発明のMRI装置は、撮像パルスシーケンスとは別にプリスキャンシーケンスとを備え、補正値算出部は、プリスキャンシーケンスで得た計測データを用いて、撮像シーケンスに設定された読み出し傾斜磁場の印加開始時点の設定値と、実際に印加される読み出し傾斜磁場の印加開始時点とのずれを補正値として算出する。
　補正値算出部が算出した補正値は、例えば、撮像パルスシーケンスによる計測で得た計測データをk空間データに配置するグリッディングするに際し、グリッディングに用いるパラメータ値を補正するのに用いられる。そして、演算部は、補正値により補正されたパラメータを用いて、撮像パルスシーケンスによる計測で得た計測データのグリッディングを行う。
　或いは、撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の印加開始時点を補正するのに用いられる。
　プリスキャンシーケンスは、例えば、ディフェイズ傾斜磁場の印加後に当該ディフェイズ傾斜磁場の極性を反転させた読み出し傾斜磁場を印加しながら磁気共鳴信号を計測するシーケンスを含む。或いは、読み出し傾斜磁場としてディフェイズ傾斜磁場を用いずに読み出し傾斜磁場の立ち上がり状態から磁気共鳴信号の計測を行なう第1のプリスキャンシーケンスと、ディフェイズ傾斜磁場を用いて磁気共鳴信号の計測を行なう第2のプリスキャンシーケンスとを含む。
　本発明によれば、グリッディングパラメータを前計測(プリスキャン)で得たデータを用いて補正し、本撮像で得たデータをグリッディングする際に、実際に印加された傾斜磁場に合わせて補正された座標変換式を用いてグリッディングするので、傾斜磁場の計算値と現実に印加された条件とのずれに起因する画像歪みやコントラストの変化などのない画質の優れた画像を得ることができる。
　また本発明によれば、プリスキャンで得たデータを用いた補正値を用いて、本撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の印加開始時点を補正するので、グリッディング補正を行なうことなく、傾斜磁場の計算値と現実に印加された条件とのずれを解消することができる。
本発明が適用されるMRI装置の概要を示す図 本発明のMRI装置による撮像の手順を示す図 本撮像のパルスシーケンスの一例を示す図 図3で得た計測データとそのグリッディングを説明する図 第1の実施の形態によるプリスキャンシーケンスの一例を示す図 第1の実施の形態の検索処理手順を示す図 (a)，(b)はそれぞれプリスキャンで得たエコーの前処理を説明する図 立ち上がりにおける傾斜磁場強度と立ち上がりで計測されたデータのk空間座標との関係を示す図 第1の実施の形態の変更例の検索処理手順を示す図 第2の実施の形態による補正値算出処理手順を示す図
　以下、本発明の実施の形態を説明する。
　図1に本発明が適用されるMRI装置の全体構成図を、図2に本発明を適用するための主要部である制御部の構成を示す。
　MRI装置は、図1に示すように、主として、被検体10の周囲に均一な静磁場を発生する静磁場発生系11と、静磁場に直交する3軸方向(x、y、z)の磁場勾配を与える傾斜磁場発生系12と、被検体10に高周波磁場を印加する高周波磁場発生系13と、被検体10から発生する磁気共鳴信号を検出する受信系14と、受信系14が受信した磁気共鳴信号を用いて被検体の断層画像やスペクトルなどを再構成する再構成演算部15と、傾斜磁場発生系12、高周波磁場発生系13および受信系14の動作を制御する制御系16を備えている。
　静磁場発生系11は、図示していないが、永久磁石や超電導磁石などの磁石が配置され、磁石のボア内に被検体が置かれるようになっている。傾斜磁場発生系12は3軸方向の傾斜磁場コイル121と、これら傾斜磁場コイル121を駆動する傾斜磁場電源122とからなる。高周波磁場発生系13は、高周波発振器131と、高周波発振器131が発生する高周波信号を変調する変調器132と、変調された高周波信号を増幅する高周波増幅器133と、高周波増幅器133からの高周波信号を受けて高周波磁場パルスを被検体10に照射する照射コイル134とからなる。
　受信系14は、被検体10からの磁気共鳴信号(エコー信号)を検出する受信コイル141と、受信コイル141が検出した信号を受信する受信回路142と、受信回路142で受信したアナログ信号を所定のサンプリング周波数でデジタル信号に変換するA/D変換器143とからなる。A/D変換器143から出力されるデジタル信号(エコーデータ、計測データ)は再構成演算部15で、補正計算、フーリエ変換などの演算が施され、画像が再構成される。再構成演算部15における処理結果は、ディスプレイ17に表示される。
　制御系16は、上述した装置全体の動作を制御するもので、特に、傾斜磁場発生系12、高周波磁場発生系13及び受信系14の動作を撮像方法によって決まる所定のタイミングで制御するためにシーケンサ18と、制御に必要なパラメータ等を記憶する記憶部(図示せず)などを備えている。シーケンサ18で制御される各磁場パルス発生のタイミングは、パルスシーケンスと呼ばれ、各種のパルスシーケンスが予め記憶部に格納されており、所望のパルスシーケンスを読み出し実行することにより撮像が行なわれる。
　制御系16および再構成演算部15は、それら内部の処理に必要な条件などをユーザーが設定するためのユーザーインターフェイスを備えている。このユーザーインターフェイスを通して、撮像方法の選択やパルスシーケンスの実行に必要なパラメータの設定が行なわれる。
　本発明のMRI装置では、パルスシーケンスとしてUTEパルスシーケンスと、その前計測(プリスキャン)シーケンスが備えられている。撮像方法としてUTEパルスシーケンスが採用されると、UTE計測で得た計測データのグリッディング処理に必要な変換パラメータ(補正値)を求めるために前計測が行なわれる。
　＜第1の実施の形態＞
　以上の装置の概要を踏まえて、本発明の第1の実施の形態を説明する。第1の実施の形態による撮像の手順を図2に示す。
　図示するように、本実施の形態による撮像は、補正値を導出する処理フロー200と、本撮像フロー210とからなる。補正値の処理フロー200は、プリスキャンによるデータの取得ステップ201と、プリスキャンデータを用いたグリッディング用補正値の算出ステップ202とからなる。また本撮像フロー210は、本撮像によるデータの取得ステップ211と、処理フロー200で導出した補正値を用いたグリッディング処理ステップ212と、グリッディング後のk空間データから画像再構成するステップ213とからなる。
　以下、各ステップについて詳述する。まずステップ211で実行されるUTE計測のパルスシーケンスについて説明する。図3に典型的なUTE計測のパルスシーケンスを示す。UTE計測では、図示するように、半波形の高周波(RF)パルス301をスライス傾斜磁場パルス303とともに印加した後、読み出し傾斜磁場パルス305を印加し、その印加と同時にエコー信号307を計測する。ディフェイズ傾斜磁場を印加しないで計測される信号はピークのないFIDであって、読み出し傾斜磁場パルス305の印加開始時点で信号値が最大となる信号である。
　図中A/D309は、エコー信号のサンプリング時間を示し、図示する実施の形態では、読み出し傾斜磁場の立ち上がり(装置に設定された傾斜磁場印加開始時点)よりも若干前からサンプリングを開始する。これにより、傾斜磁場の印加開始時点が設定された時点からずれた場合にも、エコー信号の最大値(ピーク)を逃すことなくサンプリングすることが可能となる。
　読み出し傾斜磁場パルス305は、例えばx軸とy軸の2軸方向の傾斜磁場を合成したものであり、両者の強度を異ならせて同じパルスシーケンスを繰り返し、複数のエコー信号307を計測する。これによりxy面内のエコー信号が計測データとして得られる。なお読み出し傾斜磁場パルスとして用いる傾斜磁場の軸と組み合わせを適宜選択することにより、xy面のみならず任意の断面からの信号を得ることが可能である。
　　以上のようなUTE計測で得られた生の計測データを、図4(a)に示す。図中、1本の線上に配列したデータが1回の計測で得られた信号に相当する。図示するように、データ計測開始(図中、左側)から傾斜磁場強度が一定になるまでの間はデータ間隔が狭い。これをk空間(kx－ky空間)に配置した場合には、図4(b)に示すように、k空間の原点を中心とする放射状となる。グリッディング処理ステップ212では、このような放射状の計測データを、図4(c)に示すような、k空間の格子上のデータに変換する。
　ここで図3に示す読み出し傾斜磁場305が、装置に設定された傾斜磁場印加開始時点(GCdelay)で開始され且つ傾斜磁場パルスの立ち上がり形状が理想的な台形である場合には、即ち設定値(理論値)通であれば、図4(b)に示すように、計測データはk空間の原点を中心とする放射状のデータであって、そのデータ間隔は台形の形状から算出可能な傾斜磁場印加量(時間軸に対する積分値)で決まる所定の間隔となる。しかし実際に装置から出力されて被検体に印加される傾斜磁場パルスは、図3に点線で示すように、印加開始時間が計算値からずれていたり、立ち上がりの傾斜が計算値よりも小さかったり、リニアではない場合がある。そのような場合、傾斜磁場パルスの計算値を元にグリッディングしても正確なk空間データを得ることができない。
　補正値の処理フロー200は、実際の傾斜磁場パルスと計算値とのずれを補正する補正値を求めるための処理であり、まず前計測(プリスキャン)を実行する(図2のステップ201)。図5にプリスキャンのパルスシーケンスの一例を示す。図5に示すように、プリスキャンは、ディフェイズ傾斜磁場を用いてリフェイズ読み出し傾斜磁場でグラディエントエコー(フルエコー)を発生させて計測するシーケンスと、ディフェイズ傾斜磁場を用いず読み出し傾斜磁場の立ち上がりから信号(ノンリニアエコー)を計測するシーケンスの2種類のシーケンスからなる。
　なお、図5に示す例では、RFパルス501とスライス傾斜磁場503は、UTE計測で用いるRFパルス及びスライス傾斜磁場と同じものを用いたが、一般的な全波形の高周波パルスとスライス傾斜磁場及びスライスリフォーカス傾斜磁場を用いてもよい。またRFパルス501とスライス傾斜磁場503でスピンを励起する断面は、本撮像と同じでも異なっていてもよい。例えば、本撮像で撮像する断面が装置のyz面である場合に、装置のx軸での補正値を求めるための装置のxy面を選択するスライス傾斜磁場印加してもよい。
　フルエコーを計測するシーケンスでは、RFパルス501とスライス傾斜磁場503を印加後に、読み出し方向にディフェイズ傾斜磁場504を印加した後、極性の反転した読み出し傾斜磁場506を印加しながら、エコー信号508を計測する。エコー時間TE(ディフェイズ傾斜磁場504と読み出し傾斜磁場506の印加量が同じになるとき)を挟んで所定のサンプリング時間510が設定されており、TEでピークとなる信号が計測される。
　ノンリニアエコーを計測するシーケンスは、図3に示すUTEパルスシーケンスと同様であるが、エコー時間TEは上記フルエコー計測シーケンスと同じに設定する。RFパルス501とスライス傾斜磁場503を印加してTE経過後に、読み出し傾斜磁場506を印加し、この直前から信号507を計測する(サンプリング時間509)。この信号は、図示するように、ピークのない信号である。
　以上の2種類のシーケンスからなるプリスキャンを、読み出し傾斜磁場の強度を異ならせて繰り返し、それぞれ1セットの計測データを得る。1セットの計測データに含まれるエコー信号の数は、本計測であるUTE計測と同じでもよいし、それ以下でもよい。少なくとも読み出し傾斜磁場を構成する2軸あるいは3軸の傾斜磁場の、各軸方向のデータを得ることが好ましい。
　次にプリスキャンで得た計測データを用いてグリッディング用補正データを算出する(図2のステップ202)。本実施の形態では、フルエコーのピークから後半部分をグリッディングし、フーリエ変換したデータと、ノンリニアエコーをグリッディングし、フーリエ変換したデータとを比較し、ノンリニアエコーのデータがフルエコーのデータと一致又は最も近くなるように、グリッティングのパラメータを補正する。グリッディング用補正データを算出するステップの詳細を図6に示す。
　補正値を算出する処理は、計測したデータについて、グリッディングのパラメータ(条件)を変えながらグリッディングを行い、フルエコーのデータとノンリニアエコーのデータとが最もよく一致するパラメータを検索する処理であり、検索処理によって求められたパラメータが補正値(補正されたパラメータ)に相当する。グリッディングのパラメータは、具体的には、読み出し傾斜磁場の印加開始時点、形状から決まる値である。グリッディングのパラメータを変化させる範囲(検索範囲)は、傾斜磁場の特性から予測されるバラツキの範囲を考慮して設定する。
　検索処理では、まずフルエコーを前処理し、フーリエ変換したデータを得る(ステップ601)。この前処理は、具体的には図7(a)に示すように、プリスキャンで得たフルエコーから、そのピーク位置から後半部分のみを取り出してグリッディングした後、フーリエ変換し実空間データとする。ここでフルエコーのピーク位置を知るには、フーリエ変換の次式(1)の性質を用いればよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　式(1)より、関数f[n]がΔnずれることは、f[n]をフーリエ変換したＦ[k]に指数関数exp(2πikΔn/N)を乗ずることに相当する。よってピークを持つフルエコーのデータをフーリエ変換したときの位相の傾きを求めることで、データの中心とピーク位置との相対的な位置関係がわかる。このピーク位置を座標の原点としてグリッディングを行なう。フルエコーは、読み出し傾斜磁場が一定のときに計測されたデータであるので、以上のように処理したデータは、傾斜磁場の印加開始時点や立ち上がり形状の計算値(設定値)からのずれに依存する誤差を含まない。
　次にノンリニアエコーの前処理を行なう(ステップ603)。この処理は、図7(b)に示すように、フルエコーの前処理と同様であり、グリッディングを行なった後、k空間データをフーリエ変換し実空間データとする。この際、グリッディングのパラメータは、初期値として、例えば、読み出し傾斜磁場の形状が高さを1とする台形であると仮定し且つ傾斜磁場の印加開始時点がエコーのピークに一致すると仮定して計測データの座標を計算する。複数のエコーの処理を順次進める場合には、前の処理で得られた結果を初期値としてもよい。具体的には、n番目のデータを取得したときの傾斜磁場の強度を次式(2)で表すと、そのときの座標式は、式(3)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　式中、Nnonlinearは傾斜磁場の立ち上がりの期間で計測した点数(ノンリニア計測した点数)、npeakはピーク位置(印加開始時点)、Gは印加する傾斜磁場強度に対応する。上記の式から計算されるn番目のデータの傾斜磁場強度と座標を図8に示す。
　次にノンリニアエコーをグリッディング後にフーリエ変換した実空間データを、ステップ601で求めたフルエコーの実空間データと比較する。具体的には両者の相関係数を算出する(ステップ604)。相関係数の算出には、実空間データの絶対値のみを用いてもよいし、複素を用いてもよい。
　次いでノンリニアエコーのグリッディングのパラメータを変えて、ステップ603、604を繰り返す。具体的には、傾斜磁場の印加開始時点を所定の範囲で異ならせて相関係数を算出する。印加開始時点の変更は、式(2)において、npeakの値を変更することに相当する。或いは傾斜磁場の傾斜を所定の範囲で異ならせて相関係数を算出する。傾斜磁場の傾斜の変更は、式(2)においてNnonlinearの数を変更することに相当する。
　このように所定の検索範囲内でパラメータを変えながらグリッディングを行い、グリッディング結果をフーリエ変換した実空間データを、フルエコーから得た実空間データと比較する(ステップ602～ステップ605)。最終的に、検索した範囲内で相関係数が最も1に近くなるパラメータ(例えば傾斜磁場印加開始時点npeakやデータ点数Nnonlinear)を選択する(ステップ606)。或いは検索終了の条件として、予め相関係数に閾値を設定しておき、相関係数が閾値以下になったときのパラメータを選択してもよい。
　以上が、補正値を算出する処理である。このような補正値の算出は、本撮像における計測データを構成する全てのエコー(図4(b)に示す放射線状のデータすべて)について行なうことが理想的であるが、現実的には、隣り合うエコーの補正値の変化は少ないと考えられるので、所定の角度のデータ毎に補正値を算出すればよい。つまりプリスキャンでは、本計測の計測データを構成するエコーと同数のエコーを計測するのではなく、エコー数を間引いて計測してもよい。或いは、1軸の傾斜磁場の特性は一定であるので、計測データが2次元k空間データであれば2軸方向についてのみ、3次元k空間データであれば3軸方向についてのみ補正値を求め、その他のデータについては補正値を補間するか、傾斜磁場強度の割合に応じた割合で合成して補正値とすることも可能である。
　こうしてプリスキャンで得られた計測データから補正値が算出されたならば、この補正値を用いて、本撮像であるUTE計測による計測データのグリッディング処理を行なう(図2のグリッディング処理ステップ212)。すなわち、グリッディングの際の座標計算式として補正値npeakで補正した式(3)を用いて、まず計測データのk空間座標を計算し、このk空間座標からグリッディングの際のk空間の格子上のデータの値を決める。格子上のデータの値を決める決め方は、一般的なグリッディングの手法と同様であり、例えば1つの格子点から所定の距離にあるデータを距離に応じて重み付け加算し、その格子点の値とする。これをk空間の全ての格子点について行い、k空間データを得る。最後にグリッディング後のk空間データをフーリエ変換し、画像を再構成する(図2の画像再構成ステップ213)。
　装置のx、y、z軸について補正値を求めた場合の具体的な座標計算の例を以下に示す。この場合には、画像のθ方向のエコーのn番目のデータ点の座標は次式(4)のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　ここでs、p、fはそれぞれデータ点が対応する画像の奥行き、縦、横方向の座標、sx、sy、sz、px、py、pz、fx、fy、fzは装置のxyz座標系から画像のspf座標系に変換する行列の要素、npeakX、npeakY、npeakZは各軸でのピーク座標、NnonlinearX、NnonlinearY、NnonlinearZ、は各軸でのノンリニア計測した点数を表す。このうちのpとfの値を、データの画像上の座標としてグリッディングすることで、k空間の格子点にデータを配置することができる。
　このように本実施の形態によれば、フルエコー計測とノンリニア計測の2種類のパルスシーケンスを含むプリスキャンを実行し、プリスキャンによって得られた2種類のデータとの相関係数が最も1に近くなるようにノンリニア計測をグリッディングするための補正値を算出し、これを本計測データのグリッディングに適用することにより、傾斜磁場印加開始時間の計算値とのずれ、傾斜磁場形状の計算値とのずれなどによるグリッディングの誤差を解消し、画質の良好なUTE画像を得ることができる。
　＜第1の実施の形態の変更例1＞
　第1の実施の形態では、傾斜磁場の形状が台形であると仮定して、検索処理を行なった場合を説明したが、傾斜磁場の立ち上がりは直線ではない場合は、傾斜磁場の形状を示す式(1)の代わりに、例えば三角関数で近似した式(以下に示す式(5))を用いることにより、同様に検索処理することができる。その場合の座標計算式は、式(6)に示すようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　式(4)、(5)において、Nnonlinearはノンリニア計測した点数、npeakはピーク位置である。この場合にも、Nnonlinearは固定し、ピーク位置のみ変更してもよいし、Nnonlinearを変更してもよい。
　＜第1の実施の形態の変更例2＞
　グリッディングのパラメータの補正値を算出する処理は、パラメータを変化させる場合の変化の粗さやパラメータの種類を変えて、2段階或いは3段階などの多段処理として行なうことも可能である。2段階処理で検索する場合の手順を図9に示す。
　図9に示す検索処理手順のうちステップ901～ステップ905は、図6に示すステップ601～ステップ605と同じである。但し、この変更例では、例えば、最初のループ902～905では、パラメータを変化させる幅を大きくして検索を行なう、即ち粗い検索を行なう。例えば数点の粗い検索によって、相関係数が最も1に近くなるパラメータを選択したならば(ステップ906)、次にこのパラメータを初期値として(ステップ907)、その近傍でパラメータを変化させながら細かい検索を行ない、その中で相関係数が最も1に近くなるパラメータを選択する(ステップ908)。このように粗い検索と細かい検索を組み合わせることにより、より少ない検索処理で、パラメータ補正値を求めることができる。
　或いは、最初のループ902～905では、複数のパラメータのうち1つ、例えば傾斜磁場印加開始時間に関するパラメータのみを変化させながら検索を行ない、その検索範囲で相関係数を最も1に近づけるパラメータを選択した後(ステップ906)、次にパラメータを変えて、例えば点数Nを変えて(ステップ907)、次の検索ループ902～905を実行する。この場合にも、検索の粗密を異ならせた多段処理と同様に検索処理の時間を短縮することが可能である。また検索の粗密を異ならせる多段処理と、パラメータの種類を異ならせる多段処理とを適宜組み合わせることも可能である。
　＜第1の実施の形態の他の変更例＞
　以上の実施の形態では、フルエコー計測で得たデータとノンリニア計測で得たデータとを比較するために相関係数を求めたが、相関係数を求める代わりに、両者の差の2乗和を計算し、2乗和が最小となるパラメータを求めることも可能である。
　さらに以上の実施の形態では、フルエコー計測で得た実空間データとノンリニア計測で得た実空間データとを比較する場合を説明したが、フーリエ変換する前のk空間データを比較してもよい。
　＜第2の実施の形態＞
　本実施の形態でも、本撮像とは別に前計測を行なうことは第1の実施の形態及びその変更例と同じであるが、本実施の形態では、前計測はフルエコー計測のみを行い、ノンリニア計測は行なわない。フルエコー計測は、図5に示すパルスシーケンスの前半部分と同じであり、RFパルス501とスライス傾斜磁場503を印加後に、読み出し方向にディフェイズ傾斜磁場504を印加した後、極性の反転した読み出し傾斜磁場506を印加しながら、エコー信号508を計測する。
　図10にピーク位置のずれを算出する処理の手順を示す。ここでも、フルエコーのピーク位置のずれは式(1)に示したフーリエ変換の性質によって求めることができる。すなわち、まず、前計測で得たフルエコーをフーリエ変換し(ステップ1001)、フーリエ変換後の位相の傾きをフィッティングにより求める(ステップ1002)。この位相の傾きからピーク位置のずれΔnを求める(ステップ1003)。フルエコーとノンリニアエコーでピークが同じずれ方をしている場合、このずれΔnを、式(3)または式(6)に示すピーク位置(傾斜磁場印加開始時点)npeakの補正に適用することができる。
　本実施の形態では、前計測としてフルエコー計測のみを行なえばよく、またフルエコー計測で得たデータとノンリニア計測で得たデータとの相関係数を求める演算が不要となるため、簡略にグリッディングのパラメータを求めることができるという利点がある。
　＜第1及び第2の実施の形態の変更例＞
　第1および第2の実施の形態では、UTEパルスシーケンス及びプリスキャンシーケンスとして、1回のRF励起後に1つの信号を計測するパルスシーケンスを例示したが、例えば、UTEパルスシーケンスは、1回のRF励起後に複数のエコーを計測するマルチエコーシーケンスであってもよい。その場合、プリスキャンもマルチエコーシーケンスとして、各エコーについてグリッディングの補正値(変換パラメータ)を算出し、本撮像であるUTEパルスシーケンスの各エコーを、プリスキャンのTEが対応するエコーについて算出した補正値を用いてグリッディングを行なってもよいし、プリスキャンはUTEパルスシーケンスよりも少ないエコー数(例えば1エコー)で実施し、そのプリスキャンエコーについて算出したグリッディングの補正値(同一の変換パラメータ)をUTE計測の複数の或いは全てのエコーに適用してもよい。
　＜第3の実施の形態＞
　上記2つの実施の形態は、プリスキャンで求めた補正値を使って、本撮像で計測したデータのグリッディングパラメータを補正する場合を説明したが、本実施の形態では、本撮像で得たデータを補正するのではなく、本撮像のパルスシーケンスを補正する。
　本実施の形態でも、図2に示す前処理200を行い傾斜磁場の印加開始時点を補正値として算出することは、第1及び第2の実施の形態と同様である。本実施の形態では、補正値(傾斜磁場の印加開始時点)を用いてシーケンスにより作られる本撮像のパルスシーケンスに修正を加え、読み出し傾斜磁場の印加開始時点をずらし、データ取得開始時点(図3の309の左端)と読み出し傾斜磁場の印加開始時点(図3の305の左端)とを一致させる。これにより本撮像で得られたデータをグリッディングし再構成する際に、図2の補正ステップ212を経ることなく、グリッディングを行なうことができる。
　本実施の形態によれば、本撮像で取得したデータ点のk空間でのずれがなくなるという効果に加え、座標を計算してグリッディングする再構成処理を簡略にするという効果が得られる。
　以上、本発明の実施の形態を説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されることなく種々の変更を加えることが可能である。例えば以上の各実施の形態では、本撮像としてUTEパルスシーケンスを例に説明したが、UTEパルスシーケンス以外のパルスシーケンスにも適用することができる。例えば、RFパルスとして半波形の高周波パルスではなく全波形の高周波パルスを用いたラジアルスキャンに適用してもよい。またkx－ky空間データを収集する2次元計測ではなく、kx－ky－kzのデータを収集する3次元計測に変えることも可能である。
　11　静磁場発生系、12　傾斜磁場発生系、13　高周波磁場発生系、14　受信系、15　再構成演算部、16　制御系、17　ディスプレイ、18　シーケンサ

Claims (19)

  1. 　高周波磁場発生部と、傾斜磁場発生部と、前記高周波磁場発生部と前記傾斜磁場発生部とを制御して磁気共鳴信号の計測を制御する制御部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、読み出し傾斜磁場の立ち上がり状態から前記磁気共鳴信号の計測を行なう撮像パルスシーケンスを備え、前記撮像パルスシーケンスにおける前記読み出し傾斜磁場の設定値と実際の出力値との差異に基づく補正値を算出する補正値算出部を備えた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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記制御部は、前記差異を検出するための磁気共鳴信号の計測を行うプリスキャンシーケンスを備え、
    　前記補正値算出部は、前記プリスキャンシーケンスを用いて計測された磁気共鳴信号を用いて前記補正値を算出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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータをK空間の格子点にグリッディングする演算部を備え、
    　前記演算部は、前記補正値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのK空間上の位置を補正し、該K空間上の位置が補正されたエコーデータを前記K空間の格子点にグリッディング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3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記プリスキャンシーケンスは、フルエコーデータを取得する第1のプリスキャンシーケンスと、ノンリニアエコーデータを取得する第2のプリスキャンシーケンスとを有して成り、
    　前記補正値算出部は、前記フルエコーデータの一部と前記ノンリニアエコーデータとに基づいて前記補正値を算出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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第1のプリスキャンシーケンスは、読み出し傾斜磁場としてディフェイズ傾斜磁場を用いて前記フルエコーデータの取得を行い、前記第2のプリスキャンシーケンスは、読み出し傾斜磁場としてディフェイズ傾斜磁場を用いずに読み出し傾斜磁場の立ち上がり状態から前記ノンリニアエコーデータの取得を行なう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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正値算出部は、前記補正値として、前記フルエコーデータの後半部と前記ノンリニアエコーデータとの比較に基づいて、前記グリッディングに用いるパラメータ値を求め、
    　前記演算部は、前記グリッディングに用いるパラメータ値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのK空間上の位置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。
  7. 　請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正値算出部は、前記フルエコーデータの内のそのピーク位置以後のデータをグリッディングした後にフーリエ変換した第1の実空間データと、前記ノンリニアエコーデータをグリッディングした後にフーリエ変換した第2の実空間データとの相関係数を算出し、一方のプリスキャンシーケンスで得られたエコーデータのグリッディングに用いるパラメータを変えながら前記相関係数の算出を繰り返し、前記相関係数として最も1に近い値を与えるパラメータ値を、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのグリッディングに用いるパラメータ値と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6記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記グリッディングに用いるパラメータ値は、前記ノンリニアエコーデータの計測点数に対応する値と、前記読み出し傾斜磁場の印加開始時点に対応する値と、を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記制御部は、複数方向の各々で前記プリスキャンシーケンスを実行し、前記補正値算出部は、方向毎に前記補正値を求め、
    　前記演算部は、前記方向毎の補正値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのK空間上の位置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。
  10. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像パルスシーケンスは、1回のRF励起後に複数のエコーデータを取得するマルチエコーシーケンスであって、
    　前記演算部は、1回のRF励起で取得された複数のエコーデータに対し、同一の補正値を適用してグリッディングを行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記撮像パルスシーケンスは、励起高周波パルスとして半波形パルスを用いたパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像パルスシーケンスは、K空間を放射状に走査するパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリスキャンシーケンスは、前記読み出し傾斜磁場の極性を反転させて磁気共鳴信号を計測するものであり、
    　前記補正値算出部は、前記計測された磁気共鳴信号のピーク位置と、前記読み出し傾斜磁場の印加条件から算出される磁気共鳴信号のピーク位置と、のずれに基づいて前記補正値を算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記制御部は、前記補正値に基づき、前記撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の印加開始時点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。
  15. 　読み出し傾斜磁場の立ち上がり状態から磁気共鳴信号の計測を行なう撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場誤差補正方法であって、
    　プリスキャンシーケンスを実行して、前記撮像パルスシーケンスにおける前記読み出し傾斜磁場の設定値と実際の出力値との差異を検出するための磁気共鳴信号を計測するプリスキャンステップと、
    　前記プリスキャンシーケンスを用いて計測された磁気共鳴信号を用いて、前記差異に基づく補正値を算出する補正値算出ステップと、
    　前記補正値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータの補正、又は、前記撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の補正を行う補正ステップと、を備えたことを特徴とする読み出し傾斜磁場誤差補正方法。
  16. 　請求項15記載の読み出し傾斜磁場誤差補正方法において、
    　前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータをK空間の格子点にグリッディングするグリッディングステップを備え、
    　前記グリッディングステップは、前記補正ステップとして、前記補正値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのK空間上の位置を補正し、該K空間上の位置が補正されたエコーデータを前記格子点にグリッディングすることを特徴とする読み出し傾斜磁場誤差補正方法。
  17. 　請求項15記載の読み出し傾斜磁場誤差補正方法において、前記プリスキャンステップは、フルエコーデータの取得と、ノンリニアエコーデータの取得とを行い、
    　前記補正値算出ステップは、前記補正値として、前記フルエコーデータの後半部と前記ノンリニアエコーデータとの比較に基づいて、前記グリッディングに用いるパラメータ値を求め、
    　前記グリッディングステップは、前記グリッディングに用いるパラメータ値を用いて、前記撮像パルスシーケンスで取得されたエコーデータのK空間上の位置を補正することを特徴とする読み出し傾斜磁場誤差補正方法。
  18. 　請求項15記載の読み出し傾斜磁場誤差補正方法において、前記補正値算出ステップは、前記プリスキャンシーケンスで取得されたエコーデータのピーク位置と読み出し傾斜磁場の印加条件から算出されるエコーデータのピーク位置とのずれに基づいて前記補正値を算出することを特徴とする読み出し傾斜磁場誤差補正方法。
  19. 　請求項15記載の読み出し傾斜磁場誤差補正方法において、前記補正ステップは、前記補正値に基づき、前記撮像パルスシーケンスにおける読み出し傾斜磁場の印加開始時点を補正することを特徴とする読み出し傾斜磁場誤差補正方法。
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