JP2000342550A - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】心電同期機能計測等の連続撮影において、シー
ケンスの繰り返しに起因する信号減衰を抑制する。 【解決手段】連続撮影に先立って、撮影対象断面を異な
る繰り返し時間TRで２回以上撮影し、T1値を算出する
（101）。次いで連続撮影し、その際撮影時の各TRをメ
モリに記憶する（103）。撮影終了後、各撮影毎のエコ
ー信号について、上記T1値とメモリに記憶されたTRか
ら、連続撮影に起困する信号減衰量を推定し、エコー信
号量の補正を行なう。心電同期撮影において心拍のゆら
ぎによりTRが変動した場合にも、高精度で画像間の信号
変化を検出し、画像化することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体中の水素や
燐等からの核磁気共鳴（以下、NMRという）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する磁気共
鳴撮影（MRI）装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、エコープレナーイメージング（EP
I）等の高速撮像方法が開発されたのに伴い、連続して
撮影された時系列MR画像のわずかな信号変化から脳の局
所活性化を抽出する手法FMRI（Functional MRI）が実用
化されつつある。このFMRIではわずかな信号強度の誤差
が信号解析時に問題となることが指摘されている。

【０００３】信号強度に誤差を生じる主たる原因として
心臓の拍動があるが、発明者らの検討によれば、心電同
期による画像の取得によって、心拍による信号強度の誤
差（揺らぎ）はかなり軽減することができる。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】一方、撮影時間が短い
EPIなどの高速撮像シーケンスで同一断面の連続撮影を
行う場合、撮影の繰り返し時間TRが短く、縦磁化ベクト
ルが回復しないうちに次の撮影を行なうことになるた
め、取得するエコー信号が漸次減衰するという問題もあ
る。しかも心電同期とした場合には、心拍の間隔の変動
によって撮影時間間隔（TR）が揺らぎ、エコー信号の減
衰量も撮影毎に変わり、信号変動がおきる。

【０００５】脳機能計測を目的とした撮影の場合、数％
のエコー信号の変化から活性化部位を同定するため、上
述した信号減衰や繰り返し時間の揺らぎに伴う信号変動
の及ぼす影響は重大となる。

【０００６】そこで本発明は、このようなエコー信号の
変動を補正し、精度の高い機能計測を可能とするMRI装
置に提供することを目的とする。また本発明は、エコー
信号強度の補正のための、簡便な指標を用いたアルゴリ
ズムを提供するとともに、このような補正アルゴリズム
を搭載したMRI装置に提供することを目的とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決する本発
明のMRI装置は、被検体に高周波パルスを照射し横磁化
を発生する手段と、前記被検体に読み出し傾斜磁場およ
び位相エンコード傾斜磁場をそれぞれ印加する手段と、
前記被検体から発生するエコー信号を検出する手段と、
前記高周波パルスの照射から前記エコー信号の検出まで
の一連の撮影シーケンスを繰り返し実行する制御手段
と、検出したエコー信号から画像を再構成する信号処理
手段とを備え、前記信号処理手段は、前記撮像シーケン
スの繰り返し時間に依存するエコー信号の減衰量を補正
する手段を備えている。

【０００８】エコー信号の減衰を補正することにより、
繰り返し時間TRが短いシーケンスの繰り返しによって連
続画像を撮影する場合にも、信号減衰の影響を除去した
画像を得ることができる。これにより連続画像のわずか
な信号変化を確実に信号解析することができる。

【０００９】エコー信号の減衰量を補正する手段は、撮
像シーケンスの繰り返し毎に繰り返し時間TRを記憶する
手段と、被検体の縦緩和時間T1と前記記憶された繰り返
し時間TRをもとにエコー信号の減衰値を算出する手段と
を備えている。

【００１０】繰り返し時間TRを記憶し、これを用いて信
号の減衰を補正することにより、心電同期計測等によっ
て繰り返し時間TRに揺らぎがある場合でも、それにより
信号変動を補正することができる。

【００１１】被検体の縦緩和時間T1は、対象とする組織
およびその縦緩和時間T1が既知である場合には、その値
を用いてもよいし、予備計測によって求めることができ
る。この場合、縦緩和時間T1は、繰り返し時間の異なる
２以上の撮影によって得られた前記被検体の画像に基づ
き画素毎の値を算出する。これにより、高い精度の信号
補正が可能となる。

【００１２】

【発明の実施の形態】以下、本発明のMRI装置を図面を
参照して詳述する。

【００１３】図１は、本発明が適用される典型的なMRI
装置の構成を示す図で、このMRI装置は、被検体401の置
かれる空間に均一な静磁場を発生する磁石402と、この
空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この
空間に高周波磁場を発生するRFコイル404と、被検体401
が発生するNMR信号を検出するRFプローブ405と、被検体
401を上記空間に搬送するためのベッド102とを備えてい
る。

【００１４】磁石402は、永久磁石或いは常電導方式又
は超電導方式の磁石からなり、磁石402のボア内に傾斜
磁場コイル403、RFコイル404およびRFプローブ405が設
置されている。

【００１５】傾斜磁場コイル403は、X、Y、Zの３方向の
傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの信
号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら３方向
の傾斜磁場の与え方によって、被検体401のスライス面
を設定することができ、また任意の方向に、エコー信号
を位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場Geや読み
出し傾斜磁場Grを印加することができる。

【００１６】RFコイル404はRF送信部410の信号に応じて
高周波磁場（高周波パルス）を発生する。RFプローブ40
5の信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部407
で信号処理され、またフーリエ変換、補正係数計算、画
像再構成等の計算により画像信号に変換される。信号処
理部407は、これら計算の他、後述する信号減衰の補正
を行う。画像は表示部408で表示される。

【００１７】傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出
部406は、パルスシーケンス（撮像シーケンス）と呼ば
れる制御のタイムチャートに従い、制御部411で制御さ
れる。制御部411には、例えば図２に示すようなEPIの撮
像シーケンスが組込まれている。

【００１８】EPIの撮像シーケンスでは、まず検知する
磁化を含む被検体に高周波パルス201を照射すると同時
に、スライスを選択する傾斜磁場パルス202を印加す
る。これにより画像化するスライスが選択される。次に
位相エンコードのオフセットを与えるパルス203と読み
出し傾斜磁場のオフセットを与えるパルス205を印加す
る。そのあとに、連続して反転する読み出し傾斜磁場パ
ルス206を印加する。傾斜磁場パルス206は台形のパルス
である。傾斜磁場パルス206に同期して、位相エンコー
ド傾斜磁場パルス204を離散的に印加する。

【００１９】反転する読み出し傾斜磁場206の各周期内
で各位相エンコードのエコー信号207が時系列的に発生
するので、これを時間範囲208の間おのおのサンプリン
グし時系列データを得る。一連の動作209により画像再
構成に必要な全エコーを収集する。同一断面を連続して
撮影する場合には、動作209を繰り返す。動作209の繰り
返しにおいて高周波パルス201照射から次の高周波パル
ス照射までの時間が繰り返し時間TRである。

【００２０】分割型EPIの場合には、動作209で一部分の
みの位相エンコードデータを取得し、次に位相エンコー
ドのオフセットを与えるパルス203を変化させながら動
作209を繰り返し、残りのエコー信号207を取得する。

【００２１】上述したMRI装置の信号処理部407は、例え
ばこのようなEPIシーケンスを採用した連続撮影におい
て、繰り返し毎に繰り返し時間TRを記憶する手段と、取
得したエコー信号（或いはそれをフーリエ変換後の信
号）に対し減衰を補正する手段とを備えている。減衰を
補正する手段は、記憶した繰り返し時間TRと被検体関心
領域の縦緩和時間T1とに基づき、信号の減衰を算出し、
エコー信号を補正する。関心領域の縦緩和時間T1は、関
心領域についてT1が既知である場合には、その値を用い
てもよいし、撮影によって求めることも可能である。後
者の場合、信号処理部407は、縦緩和時間T1を求めるた
めの演算機能をも備えている。

【００２２】以下、信号処理部407の信号補正につい
て、心電同期EPI撮影による機能計測を例として説明す
る。図３は、本実施例による撮影および補正処理の流れ
を簡単に示したものである。

【００２３】まず連続撮影に先立って撮影断面の各画素
の縦緩和時間T1値を算出する(101)。T1値は、例えば繰
り返し時間TRが異なる２つのEPI撮影を実行し、各々の
撮影で得られたエコー信号をフーリエ変換して得られる
画像の各画素の信号値から算出することができる。即
ち、一般にグラディエントエコー（GE）法によって計測
されたエコー信号の信号強度Ｍは次式(1)で与えられ
る。

【００２４】

【数１】 Ｍ＝ρsinθ・[1-exp(-TR/T1)]・exp(-TE/T2)/[1-cosθ・exp(-TR/T1)] (1) （式(1)中、ρはプロトン密度の空間分布、θはフリッ
プ角、TEはエコー時間、T2は横緩和時間である。）説明
を簡単にするためフリップ角θ＝９０゜とすると、次式
(1')となる。

【００２５】

【数２】 Ｍ＝ρ・[1-exp(-TR/T1)]・exp(-TE/T2) (1') これらρ、TEおよびT2は、それぞれTRとは独立なので、

【００２６】

【数３】 Ｍ0＝ρ・exp(-TE/T2) (2) と置くと、異なるTR1、TR2で得られた信号強度Ｍ1、Ｍ2
はそれぞれ

【００２７】

【数４】 Ｍ1=Ｍ0[1-exp(-TR1/T1)] (3) Ｍ2=Ｍ0[1-exp(-TR2/T1)] (4) となる。これら二つの式(3)(4)の商を取り、Ｍ0を消去
することにより、T1を求めることができる。信号値とし
てフーリエ変換後の画素毎信号値を使えば画素毎にT1を
求めることができる。こうして求めたT1は、信号処理部
407によりメモリ内に格納される。

【００２８】次いで心電同期による連続撮影を開始する
（ステップ102）。撮影シーケンスは図２に示すような
ワンショット又はマルチショット（分割型）EPIシーケ
ンスである。心電同期では、図４に示すように高周波パ
ルス201は、心電パルス51から一定の遅延時間212後に印
加される。さらに高周波パルス201印加から時間TE経過
後にエコー信号が計測される。同様に次の心電パルス51
をトリガーとして高周波パルス201の印加、エコー信号
の計測が繰り返される。

【００２９】この心電パルスから次の心電パルスまでの
間隔は撮影の繰り返し時間TRに対応し、既に述べたよう
に必ずしも一定ではない。信号処理部407は、繰り返し
時間TR211を撮影毎に計測し、記憶する（ステップ10
3）。

【００３０】一方、エコー信号は撮影の繰り返しによっ
て信号が減衰する。即ち、１回目の高周波パルス201印
加から２回目の高周波パルス印加までの時間TR211の間
に、磁気ベクトルは図４に示す式(1')（Ｍ＝ρ・exp(-TE
/T2)・[1-exp(-TR/T1)]）に従って飽和52する。心電パル
スと心電パルスの間隔、即ち、時間TR211は磁化が完全
に回復するに十分な時間ではないため、１回目の高周波
パルス201印加直前の状態には戻っていない。２回目以
降の高周波パルス印加後の磁気ベクトルは、このような
繰り返し時間TR211経過時の磁気ベクトルを基準に飽和5
3を繰り返す。そのため磁気ベクトルはさらに小さくな
り、TRを繰り返す毎に信号減衰56が生じる。

【００３１】例えば1.5Tにおける灰白質のT1は約900mse
cであり、TRが1secのEPIで撮影した場合、式(1')にこれ
ら数値を代入すると、磁気ベクトルが67.1％飽和した状
態で、２回目の撮影が開始されることになる。２回目の
エコー信号は１回目終了時の磁気ベクトルを基準に決定
される。同様に３回目の撮影の開始時点は67.1％の67.1
％、つまり、45％飽和した状態となり、３回目のエコー
信号はこれを基準に決定される。

【００３２】このことを、各ショット毎にTRが一定では
ない場合について一般式に記述すると、k回目（kショッ
ト目）に取得されるエコー信号Ｍkは、式(5)で表される
ことになる。

【００３３】

【数５】 よって、上記減衰を補正した信号Sk’は次式(6)で表さ
れる。この式に予め求められたT1値およびTRjを代入す
ることにより信号Sk’を求めることが可能となる。

【００３４】

【数６】 尚、信号Skはkショット目に測定したエコー信号をフー
リエ変換することによって得られた実空間における信号
値である（ステップ105）。シングルショットEPIの場
合、１枚の画像のエコー信号にSkが対応することにな
る。マルチショットEPIの場合、１枚の画像内にショッ
ト数の分のSkが存在することになる。

【００３５】連続撮影の場合、厳密には式(6)の演算は
すべての撮影（ショット）毎に行う必要があるが、実際
は繰り返し回数が多くなるにつれ磁気ベクトルは定常状
態となるので、定常状態となった後はこのような演算を
行わなくてもよい。演算を打ち切ってもよい繰り返し回
数ｎは、T1＜＜TR×n（nは整数）を満たすｎであり、TR
=2s、T1=1s程度であれば、n=2〜3である。

【００３６】このようにエコー信号減衰の補正処理（ス
テップ106）を行った後、補正後の信号を用いて画像表
示に必要な処理、例えばビットシフトなどの規格化係数
を乗じる処理を行い、得られた画像をモニターに表示す
る（107）。この画像は、心拍の変動に伴う信号減衰の
ゆらぎの影響が除去されているので、連続撮影によって
得られた時系列画像における信号変化を高い精度で描出
することができる。

【００３７】尚、上述した実施例ではT1値の算出方法と
して、TRの異なる２つ撮影で得られたGE画像の信号強度
から算出する場合を説明したが、この場合の撮影はスピ
ンエコー（SE）法であってもよい。SE画像の信号強度は
式(1')で与えられるので、GE画像について説明したのと
全く同様にT1値を算出することができる。別法として、
TRを一定として撮影したSE画像とIR画像（反転回復法に
よる画像）の各信号強度からT1値を算出することも可能
である。

【００３８】更にT1値を撮影画像から求めるのではな
く、例えば撮影対象が脳である場合、脳全体のT1値を平
均値として与えてもよい。或いは脳のうちの関心領域
（例えば灰白質或いは白質）のT1値を用いてもよい。こ
の場合には撮影によってT1を求める場合に比べ、補正精
度は落ちるが、記憶しておくメモリ容量が小さく、また
補正演算量が少なくなるメリットが有る。

【００３９】また上述した実施例では、フーリエ変換後
の信号について画素毎に減衰補正をする場合を説明した
が、EPIの各ショットで得られたエコー信号を直接減衰
補正してもよい。この場合には、T1は撮影によって求め
た画素毎の値のうち関心領域の特定値を用いるか、既知
の値を用いる。このような実施例を図５に示す。

【００４０】この実施例でも、T1値をメモリに設定した
後（501）、連続撮影を開始し（502）各撮影のTRをメモ
リに保存する（503）ことは、図３の実施例と同様であ
るが、撮影終了後（504）、計測したエコー信号を各シ
ョット毎に、式(6)の減衰補正を行う（ステップ505）。
次いでフーリエ変換等の画像処理および画像表示必要な
処理を行い（ステップ506）、画像をモニターに表示す
る（507）。

【００４１】更に以上の実施例では、撮影シーケンスと
してGE型のEPIを採用した場合を説明したが、撮影の繰
り返しによって減衰を生じるようなシーケンスであれば
よく、例えばSE型EPIも採用することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明が適用されるMRI装置の概要を示すブロ
ック図。

【図２】本発明が適用されるシーケンスの一例を示すタ
イミング図。

【図３】本発明のMRI装置で実行する信号補正の一実施
例を示す図。

【図４】本発明の信号補正を説明する図。

【図５】本発明のMRI装置で実行する信号補正の他の実
施例を示す図。

【符号の説明】

401・・・・・・被検体 403・・・・・・傾斜磁場コイル（傾斜磁場を印加する手段） 404・・・・・・RFコイル（高周波パルス照射手段） 405・・・・・・RFプローブ（エコー信号検出手段） 407・・・・・・信号処理部 411・・・・・・制御部

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】検知する磁化を含む被検体に高周波パルス
   を照射する手段と、前記被検体に読み出し傾斜磁場およ
   び位相エンコード傾斜磁場をそれぞれ印加する手段と、
   前記被検体から発生するエコー信号を検出する手段と、
   前記高周波パルスの照射から前記エコー信号の検出まで
   の一連の撮影シーケンスを繰り返し実行する制御手段
   と、検出したエコー信号から画像を再構成する信号処理
   手段とを備えた磁気共鳴撮影装置において、 前記信号処理手段は、前記撮像シーケンスの繰り返し時
   間に依存するエコー信号の減衰量を補正する手段を備え
   たことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
2. 【請求項２】前記補正する手段は、前記撮像シーケンス
   の繰り返し毎に繰り返し時間TRを記憶する手段と、前記
   被検体の縦緩和時間T1と前記記憶された繰り返し時間TR
   をもとにエコー信号の減衰値を算出する手段とを備えた
   ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴撮影装置。
3. 【請求項３】前記補正する手段は、繰り返し時間の異な
   る２以上の撮影によって得られた前記被検体の画像に基
   づき画素毎の縦緩和時間T1を算出することを特徴とする
   請求項２記載の磁気共鳴撮影装置。