CN100522054C

CN100522054C - 磁共振成像装置和磁共振成像方法

Info

Publication number: CN100522054C
Application number: CNB2007100016796A
Authority: CN
Inventors: 杉浦聪
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2006-01-11
Filing date: 2007-01-11
Publication date: 2009-08-05
Anticipated expiration: 2027-01-11
Also published as: JP4896526B2; JP2007185250A; CN101493507B; US20070159172A1; CN100998504A; CN101493507A; US7570050B2; US20100026295A1; US8143888B2

Abstract

本发明的磁共振成像装置具备：使载置在静磁场中的被检体移动的移动单元；收集表示从上述被检体发射的磁共振信号的数据的收集单元；检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置的检测单元；根据在上述检测出的位置位于允许范围内时收集到的上述数据而重构图像的重构单元；控制上述移动单元使得补偿上述检测出的位置从基准位置的变位量的控制单元。

Description

磁共振成像装置和磁共振成像方法

技术领域

本发明涉及使用在横膈膜等部位位于预先设置的允许范围内时收集到的数据进行重构(reconstruction)的磁共振成像装置(MRI装置)和磁共振成像方法。

背景技术

例如，心脏因呼吸等而移动。作为将这样移动的部位作为成像对象部位的情况下的成像方法，已知有将在对象部位位于预先设置了的允许范围内时收集到的数据用于重构的运动补偿方法。在该运动补偿方法中，从被检体取得反映了对象部位的移动的磁共振信号(导航器回波：Navigator echo)，检测出对象部位的位置。

但是，如果采用该运动补偿方法，则无法将所收集到的数据的全部用于重构，因此成像时间变长。例如，在成像对象的切片张数为70张，相位编码方向的矩阵为128的情况下，在重构中需要70×128＝8960线(line)的数据。如果假设通过1个心跳期间的数据收集能够取得20线的数据，则为了收集8960线的数据，需要循环进行8960线/20＝448次心跳。在1次心跳为1秒的情况下，必要的最小限的成像时间为448秒＝约7.5分钟。但是，在假设在上述运动补偿的处理中数据被采用的概率为50％的情况下，则实际的成像时间为2倍的约15分钟。

如果成像时间这样长，则在成像中被检者的呼吸状态，即呼吸的深度会发生变化。例如，由于被检者的入眠等，呼吸深度发生变化。这样，对象部位的位置发生很大变化，其位置成为允许范围外的期间变长。因此，由于将收集到的数据用于重构中的概率进一步降低，所以成像时间进一步延长。在最差的情况下，如果对象部位始终位于允许范围外，则无法继续进行重构，无法结束成像。

为了避免这样的状况，考虑了修正允许范围的位置而提高数据收集的效率的方法(例如参考特开2004-202043)。

但是，如果采用该方法，则由于实际收集数据的区域在空间中不移动，所以在允许范围的修正前后收集到与对象部位的不同断面有关的数据。图10是表示在允许范围的修正前后与切片位置对应的对象部位的位置变化的情况的图。另外，由于使用这样收集到的数据进行重构，所以作为结果所得到的图像与进行补偿无关地受到对象部位的移动的影响而成为模糊图像。

进而，作为为了解决这样的不良的方法，有与对象部位的移动对应地每次使成像的切片断面的位置移动的方法。通过组合该方法和上述的修正允许范围的方法，能够将切片断面的位置与对象部位的位置的关系保持为大致一定。但是，在该情况下，如图11所示那样，切片断面的位置在Z轴方向上有很大移动。

在心脏成像，特别在冠状动脉成像中，抑制动脉周围的脂肪组织的信号提高对比度特别重要，必须抑制脂肪。另外，作为成像时序，通常使用利用了心肌和血液的对比度良好的稳定状态进动(SSFP：steadystate free precession)的脉冲时序，已知该方法对静磁场均匀性非常敏感。除此以外，还有如回波平面成像(EPI：echo planar imaging)法等，成像部分的静磁场均匀性对画质有很大影响的成像法。

但是，在上述运动补偿方法中，由于在成像中途，切片位置在静磁场中移动，所以无法始终将切片位置对准静磁场强度均匀的位置。因此，在组合了对静磁场均匀性敏感的成像法和上述运动补偿方法的情况下，与持续在静磁场强度均匀的位置近旁取得数据的情况相比，会造成抑制脂肪的程度降低，以及SSFP法的条带伪像增加等画质降低。

发明内容

根据这样的情况，理想的是能够一边将进行运动补偿使得切片断面的位置与对象部位的位置的关系保持为大致一定，一边基于对静磁场均匀性敏感的成像法进行高画质的成像。

本发明的第一个形式的磁共振成像装置具备：使载置在静磁场中的被检体移动的移动单元；收集表示从上述被检体发射的磁共振信号的数据的收集单元；检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置的检测单元；根据在上述检测出的位置位于允许范围内时收集到的上述数据而重构图像的重构单元；控制上述移动单元使得补偿上述检测出的位置从基准位置的变位量的控制单元。

本发明的第二形式的磁共振成像装置具备：收集表示从被载置在静磁场中的被检体发射的磁共振信号的数据的收集单元；检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置的检测单元；与单位期间内由上述检测单元检测出的位置的离散的大小对应地设置允许范围的大小的设置单元；根据在上述检测出的位置位于上述允许范围内时收集到的上述数据而重构图像的重构单元。

本发明的第三个形式的磁共振成像方法是具备使载置在静磁场中的被检体移动的移动单元的磁共振成像装置的磁共振成像方法，包括：收集表示从上述被检体发射的磁共振信号的数据，检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置，根据在上述检测出的位置位于允许范围内时收集到的上述数据而重构图像，控制上述移动单元使得补偿上述检测出的位置从基准位置的变位量。

本发明的第四形式的磁共振成像方法包括：收集表示从被载置在静磁场中的被检体发射的磁共振信号的数据，检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置，与单位期间内检测出的位置的离散的大小对应地设置允许范围的大小，根据在上述检测出的位置位于上述允许范围内时收集到的上述数据而重构图像。

根据以下的具体说明和实施例可以理解本发明的其他特征和优点。但本发明并不只限于这些说明。

附图说明

图1是表示本发明的一个实施例的磁共振成像装置的结构的图。

图2是表示脉冲时序的一个例子的图。

图3是表示运动检测用的数据收集的对象区域的图。

图4是表示对运动检测用的数据进行了傅立叶变换后的数据的一个例子的图。

图5是表示在对运动检测用的数据进行了傅立叶变换后的数据中出现了伴随着呼吸的横膈膜位置变化的情况的图。

图6是随着时间变化将对运动检测用的数据进行了傅立叶变换后的数据绘图的图。

图7A和图7B是表示用于补偿心脏的位置变化的顶板移动的情况的图。

图8是表示用于对应呼吸的稳定度变化的允许范围变更的情况的图。

图9A和图9B是表示横膈膜位置分散与允许范围大小的关系的设置例子的图。

图10A和图10B是表示根据现有的运动补偿法修正允许范围前后的与切片位置对应的对象部位的位置变化的情况的图。

图11A和图11B是表示根据现有的运动补偿法而切片断面的位置在Z轴方向上移动的情况的图。

具体实施方式

以下参考附图，说明一个实施例。

图1是表示本实施例的MRI装置的结构的图。该图1所示的MRI装置具备静磁场磁铁(static field magnet)1、倾斜磁场线圈(gradientcoil)2、倾斜磁场电源(gradient power supply)3、卧台4、卧台控制部件5、发送RF线圈6、发送部件7、接收RF线圈8、接收部件9和计算机系统10。

静磁场磁铁1为中空的圆筒形，在内部的空间产生均匀的静磁场。作为该静磁场磁铁1，例如使用永久磁铁或超导磁铁等。

倾斜磁场线圈2为中空的圆筒形，被配置在静磁场磁铁1的内侧。倾斜磁场线圈2组合了与相互垂直的X、Y、Z的各轴对应的3个线圈。在倾斜磁场线圈2中，上述3个线圈从倾斜磁场电源3分别接受电流供给，产生磁场强度沿着X、Y、Z的各轴变化的倾斜磁场。另外，Z轴方向例如是与静磁场一样的方向。例如在切片选择用倾斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge和读出用倾斜磁场Gr中分别任意使用X、Y、Z各轴的倾斜磁场。为了任意地决定成像断面而利用切片选择用倾斜磁场Gs。为了与空间位置对应地使磁共振信号的相位变化而利用相位编码用倾斜磁场Ge。为了与空间位置对应地使磁共振信号的频率变化而利用读出用倾斜磁场Gr。

被检体200在被载置在卧台4的顶板41上的状态下被插入到倾斜磁场线圈2的空洞内。由卧台控制部件5驱动卧台4所具有的顶板41，而在其长度方向和上下方向上移动。通常，设置卧台4使得该长度方向与静磁场磁铁1的中心轴平行。

发送RF线圈6被配置在倾斜磁场线圈2的内侧。发送RF线圈6从发送部件7接受高频脉冲的供给，产生高频磁场。

发送部件7内置了振荡部件、相位选择部件、频率变换部件、振幅调制部件、高频功率放大部件等。振荡部件产生静磁场中的对象原子核所固有的共振频率的高频信号。相位选择部件选择上述高频信号的相位。频率变换部件对从相位选择部件输出的高频信号的频率进行变换。振幅调制部件例如依照同步函数对从频率调制部件输出的高频信号的振幅进行调制。高频功率放大部件对从振幅调制部件输出的高频信号进行放大。另外，作为这些各部件的动作的结果，发送部件7向发送RF线圈6发送与拉莫尔频率对应的高频脉冲。

接收RF线圈8被配置在倾斜磁场线圈2的内侧。接收RF线圈8接收由于上述高频磁场的影响而从被检体发射的磁共振信号。来自接收RF线圈8的输出信号被输入到接收部件9。

接收部件9根据来自接收RF线圈8的输出信号，生成磁共振信号数据。

计算机系统10具有接口部件101、数据收集部件102、重构部件103、存储部件104、显示部件105、输入部件106和控制部件107。

接口部件101与倾斜磁场电源3、卧台控制部件5、发送部件7、接收RF线圈8和接收部件9等连接。接口部件101在这些连接的各部件与计算机系统10之间进行收发信号的输入输出。

数据收集部件102经由接口部件101收集从接收部件9输出的数字信号。数据收集部件102将收集到的数字信号，即磁共振信号数据存储到存储部件104中。

重构部件103针对存储在存储部件104中的磁共振信号数据，执行后处理，即执行傅立叶变换等重构，求出被检体200内的希望原子核自旋的频谱数据或图像数据。

存储部件104针对每个患者存储磁共振信号数据、频谱数据或图像数据。

显示部件105在控制部件107的控制下显示频谱数据或图像数据等各种信息。作为显示部件105，可以利用液晶显示器等显示设备。

输入部件106接受来自操作者的各种指令或信息输入。作为输入部件106，可以适当地利用鼠标、跟踪球等指示(pointing)设备、模式切换开关等选择设备、或键盘等输入设备。

控制部件107具有未图示的CPU和存储器等，统一地控制本实施例的MRI装置。控制部件107在用于实现MRI装置的公知的功能以外，还具备执行对被检体200的运动进行补偿而将切片断面的位置与对象部位的位置的关系保持为大致一定的后述那样的处理的功能。

接着，说明如上述那样构成的MRI装置的动作。在此，以使用实时运动补偿法，即根据根据横膈膜的运动对被检体200的呼吸运动中的变化所伴随的心脏位置变化进行推测并补偿的方法，进行冠状动脉的成像的情况为例子，说明这时的MRI装置的动作。

图2是表示脉冲时序的一个例子的图。

控制部件107在冠状动脉的成像时，在与心脏的扩张期相当的期间PC中使数据收集部件102进行重构用的数据收集。在期间PC之前的期间PB中，控制部件107使发送部件7进行脂肪抑制用的激励。进而，在期间PB之前的期间PA中，控制部件107使数据收集部件102进行运动检测用的数据收集。另外，例如可以与通过未图示的心电图计取得的心电图信号的R波同步地确定上述各期间。

重构用的数据收集的对象区域为包含作为对象部位的心脏的例如图3的A1所示那样的区域。与此相对，运动检测用的数据收集的对象区域为图3的A2所示那样的肝脏与肺的边界附近的区域。另外，在运动检测用的数据收集时，向体轴方向(图3中的Z方向)施加读出用的倾斜磁场脉冲。如果对这样收集到的运动检测用的数据进行傅立叶变换，则能够得到图4所示那样的数据。另外，控制部件107根据该图4所示的数据，检测横膈膜的位置作为肝脏与肺的边界位置。

横膈膜的位置在短期内在图5所示的呼气时的位置pa与吸气时的位置pb之间往复。因此，控制部件107例如将呼气时的位置pa作为基准位置，求出上述检测出的横膈膜位置相对于该基准位置的变位量。另外，控制部件107在该变位量在预定的允许范围(例如2.5mm)以内的情况下，采用在之后的期间PC中收集到的数据作为重构用的原始数据，在不是的情况下，在之后的期间PC中不进行数据收集，或者不采用收集到的数据作为重构用的原始数据。

在成像中，被检体200的呼吸状态，即呼吸深度长期地变化。图6表示该变化的情况。图6是对随着时间变化而对运动检测用的数据进行了傅立叶变换后的数据进行作图的图。在图6中的前半部分中，呼气状态的横膈膜位置进入到允许范围中，但在后半部分中，呼气状态的横膈膜位置逐渐向头部侧变化，成为允许范围外。在成像开始当初，静磁场中心与心脏的位置关系为图7A的时刻T1的状态。如果从该状态产生了上述现象，则静磁场中心与心脏的位置关系例如变化为图7A的时刻T2的状态。这样的现象起因于由于被检体200的入眠等而呼吸的深度发生变化等。

为了补偿这样的心脏位置的变化，控制部件107始终测量最近一定期间内收集到的重构用数据的采用率。例如可以通过测量将之前的一定次数(例如50次)的数据收集所得到的数据采用为重构用的原始数据的概率，来实现它。

另外，控制部件107在测量出的数据采用率小于等于预定的规定值(例如50％)的情况下，为了使静磁场中心与心脏的位置关系恢复到图7A的时刻T1的状态，而向卧台控制部件5发出指示，使得顶板41移动到图7A的时刻T3所示的状态。例如根据最近一定期间收集到的从基准位置的变位量的平均值，来确定顶板41的移动方向和移动量。另外，理想的是在不进行数据收集的定时下进行顶板41的移动。但是，也可以与是否进行数据收集无关地使顶板41移动，并使在顶板41的移动过程中收集到的数据无效。

另外，可以如图7B所示那样，使静磁场中心、心脏以及切片位置的位置关系在时刻T1和时刻T3大致相同。其结果是即使适用对静磁场均匀性敏感的成像法，也能够进行高画质的成像。

另外，控制部件107也可以根据运动检测用的数据测量之前一定次数中的横膈膜的平均位置，在该平均位置相对于预先设置的允许范围的中心的变位量超过了一定量的情况下，使顶板41移动。或者，控制部件107也可以始终将运动检测用的数据显示在显示部件105上，使操作者判断顶板41是否需要移动。另外，在该情况下，控制部件107等待接受操作者用输入部件106进行移动指示，与该移动指示对应地使顶板41移动。

以上是对被检体200的呼吸状态的比较长的期间中的变化进行补偿的动作。被检体200的呼吸状态除了上述那样的比较长的期间中的变化以外，还有产生比较短的期间中的变动的情况。由于这样的变动起因于呼气、吸气时的横膈膜位置的离散变大，所以成像无法结束的危险性小，但造成成像时间的延长。

因此，控制部件107根据运动检测用的数据，测量之前的一定次数中的横膈膜位置的分散，与该分散对应地修正允许范围。

例如，在图8的期间P1中，呼吸比较稳定，所检测出的横膈膜位置的分散少。与此相对，在期间P2中，与期间P1相比，分散增加了。在这样的情况下，控制部件107在检测出分散增加了的时刻T11，变更为比到此为止的允许范围R1广的允许范围R2。由此，能够提高数据收集效率，防止成像时间的延长。

理想的是在呼吸稳定了的状态下，缩小允许范围而确保画质。因此，理想的是控制部件107在即使呼吸暂时变得不稳定而分散增加，但呼吸再次改善为原来的稳定状态而分散减小的情况下，缩小允许范围。

预先设置横膈膜位置的分散与允许范围的大小的关系。例如如图9A所示那样，离散地分数阶段地进行设置。或者，如图9B所示那样，也可以设置为连续的函数。另外，作为用于评价允许范围的输入，除了横膈膜位置的分散以外，也可以是数据采用的概率等。

本实施例可以有如下这样的各种变形实施。

也可以根据横膈膜以外的部位进行运动的检测。例如可以根据腹部的上下运动，检测对轴方向的运动。

对象部位并不只限于心脏。

也可以只实施顶板41的移动控制和允许范围的变更的任意一方。

本发明还有各种其他优点和变形。本发明并不只限于在此说明的实施例。在不脱离本发明的宗旨的范围，可以有各种变形和组合，而这些变形和组合也包含在本发明中。

Claims

1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括：

收集表示从被载置在静磁场中的被检体发射的磁共振信号的数据的收集单元；

检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置的检测单元；

与单位期间内由上述检测单元检测出的位置的离散的大小对应地设置允许范围的大小的设置单元；

根据在上述检测出的位置位于上述允许范围内时收集到的上述数据而重构图像的重构单元。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述设置单元与上述检测出的位置的分散对应地设置上述允许范围的大小。

3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述设置单元与上述检测出的位置在上述允许范围内的概率对应地设置上述允许范围的大小。

4.一种磁共振成像方法，其特征在于包括：

收集表示从被载置在静磁场中的被检体发射的磁共振信号的数据，

检测上述被检体的特定部位在上述静磁场中的位置，

与单位期间内检测出的位置的离散的大小对应地设置允许范围的大小，

根据在上述检测出的位置位于上述允许范围内时收集到的上述数据而重构图像。