JP2001292976A - 核磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】ナビゲーターエコーを用いた体動補正時に、線
状のアーチファクト(ストリークアーチファクト)の無い
安定した補正を行う。 【解決手段】画像化に必要な本計測エコーを計測する繰
り返し時間内で、ナビゲーターエコーを取得し、このナ
ビゲーターエコーを用いて本計測エコーの計測ステップ
間の位相変化を補正する際に、（１）前記本計測エコー
とナビゲーターエコーをそれぞれ読み出し方向に一次元
フーリエ変換し、本計測データおよびナビゲーターデー
タを得るステップと、（２）各ナビゲーターデータと、
基準とするナビゲーターデータとの位相差を求めるステ
ップと、（３）前記ナビゲーターデータの信号強度に基
づき前記位相差を補正するステップと、（４）補正後の
位相差を用いて前記本計測データを位相補正するステッ
プとを実行する。ナビゲーターエコーをスピンエコー成
分で取得する必要が無いので、画像の最短TEを延長せず
に拡散強調画像が取得できる。

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核磁
気共鳴イメージング(以下、MRIという)装置に関し、特
にエコー信号間の位相変化により生じるアーチファクト
を効果的に補正することを可能としたMRI装置に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】MRIは静磁場中に置かれた被検体に高周
波磁場を印加することにより被検体に生じるNMR信号(エ
コー信号)を検出し、これを信号処理し画像化する。こ
の際、エコー信号に空間情報を付与するために位相エン
コード傾斜磁場および読み出し傾斜磁場を印加し、これ
らの強度を変化させながら繰り返しエコー信号を計測
し、得られた複数のエコー信号をフーリエ変換すること
により画像化する。

【０００３】このようなMRIでは撮影中に被検体が動い
た場合、再構成後の画像にアーチファクトが発生すると
いう問題がある。特にブラウン運動する水分子からの信
号を抑制し、梗塞部位などの画像化を図る拡散強調イメ
ージングでは、強い拡散傾斜磁場を印加するために、被
検体の脈動などによる1ピクセル以内の微小な動きで
も、信号の位相が大きく変化し、位相エンコード方向の
フーリエ変換時に大きなアーチファクトとなる。

【０００４】このような、被検体の体動を信号補正によ
って除去する手法が提案されている。この方法では、各
繰り返し時間(TR)内に、画像取得用のエコー(以下、本
計測エコーという)とは別に位相エンコード量0のナビゲ
ーターエコーを取得しておき、TR間のナビゲーターエコ
ーの位相変化を元に、対応する本計測エコーの位相を補
正する(Radiology l989;173:255-263,Richard L.Ehman,
Joel P. Felmlee, Adaptive Technique for High-Defi
nition MR Imaging of Moving Structures)。

【０００５】ナビゲーターエコーを用いた補正の一般的
な方法として、ナビゲーターエコー及び本計測エコーを
それぞれ読み出し方向にフーリエ変換し、ナビゲーター
データ及び本計測データとしておき、ナビゲーターデー
タの位相変化に基づいて本計測データの位相を補正する
方法がある(以下、方法という)。

【０００６】また、ナビゲーターエコーをスピンエコー
として取得し、ナビゲーターエコー取得後に180°のRF
パルスを印加し、本計測データを取得する方法が提案さ
れている(Magnetic Resonance in Medicine 1995;33:72
0-728, Alex J. de Crespigny, Michae1 P. Marks, Die
ter R. Enzmann, Michael E. Moseley, Navigated Diff
usion Imaging of Normal and Ischemic Human Brain:
以下、方法という)。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかし方法の場合、
ナビゲーターエコーはスピンエコーとしてではなく、グ
ラディエントエコーとして計測されるため、静磁場の不
均一性や被検体の磁化率の際に起因する磁場の歪みの影
響を受けやすい。このためナビゲーターエコーを読み出
し方向にフーリエ変換したプロフファイル(絶対値)601
が、図６(a)に示すように大きく歪むことがあり、局所
的に信号強度が殆ど0となる箇所603が生じる。プロファ
イルの信号強度が0付近のデータでは、ノイズ成分の影
響が大きくなるためその位相602にもノイズ的な変動604
が生じる。このノイズ604を含んだままナビゲーター補
正を行うと、図７(a)に示すように画像701に線状のアー
チファクト703(以下、ストリークアーチファクトと呼
ぶ)が生じる。

【０００８】ナビゲーターデータのプロファイルの歪み
は、位相エンコード方向のオフセット値が最適でない場
合や、拡散傾斜磁場強度が大きな場合、より顕著に生じ
る。そのため、このような条件ではストリークアーチフ
ァクトはより多く発生する。

【０００９】これに対し、方法では、スピンエコー成
分でナビゲーターエコーを取得するため、静磁場不均一
の影響を排除することができ、図６(b)及び図７(b)に示
すようにプロファイル601の歪みは殆ど無く、ストリー
クアーチファクトは発生しない。しかしナビゲーターエ
コーを取得するために180°のRFパルスを印加しなけれ
ばならず、その分、シーケンスの時間が延長され、本計
測エコー取得のための実効TEが延長する。

【００１０】そこで本発明は、実効TEを延長することな
く、ナビゲータ補正の精度向上を図ることを目的とす
る。また本発明は拡散強調イメージングにおいてストリ
ークアーチファクトのない画像を得ることができるMRI
方法及び装置を提供することを目的とする。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のMRI装置は、静磁場中に置かれた被検体に核磁気共
鳴を生じさせる高周波パルスを照射するとともに位相エ
ンコード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を印加し、被検
体から発生する核磁気共鳴信号を計測するステップを繰
り返し、各計測ステップで得られた核磁気共鳴信号を用
いて前記被検体の所望の領域を画像化するMRI方法にお
いて、前記核磁気共鳴信号は、画像化に必要な本計測エ
コーと、前記本計測エコーの計測ステップ間の位相変化
を補正するためのナビゲーターエコーを含み、（１）前
記本計測エコーとナビゲーターエコーをそれぞれ読み出
し方向に一次元フーリエ変換し、本計測データおよびナ
ビゲーターデータを得るステップと、（２）各ナビゲー
ターデータと、基準とするナビゲーターデータとの位相
差を求めるステップと、（３）前記ナビゲーターデータ
の信号強度に基づき前記位相差を補正するステップと、
（４）補正後の位相差を用いて前記本計測データを位相
補正するステップとを含む。

【００１２】ナビゲーターデータから得た位相差をその
まま用いるのではなく、ナビゲーターデータの信号強
度、即ちそのプロファイルに基づいて、例えば所定の閾
値以下の領域の位相値は、閾値以上の領域の位相値で置
き換える等の補正を行うことにより、ノイズの影響を大
きく受けた位相を排除し、正確な位相補正が可能とな
る。

【００１３】本発明のMRI方法の好適な態様では、ナビ
ゲーターデータの信号強度に基づき位相差を補正するス
テップは、さらにナビゲーターデータの信号強度から所
定の閾値を求めるステップ、この閾値に基づき位相差を
補正するステップを含む。

【００１４】さらに好適な態様では、補正後の位相差を
平滑処理するステップを含む。また本発明のMRI装置
は、被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加してNMR
信号を発生させる手段と、高周波磁場および傾斜磁場の
印加並びにNMR信号の計測からなる計測ステップの繰り
返しを制御する手段と、前記NMR信号を処理し前記被検
体の所望の断面を画像化する手段とを備えたMRI装置に
おいて、前記制御手段は、計測ステップにおいて、NMR
信号として画像化に必要な本計測エコーと、本計測エコ
ーの計測ステップ間の位相変化を補正するためのナビゲ
ーターエコーを発生させる制御を行い、前記画像化手段
は、ナビゲーターエコーから得られたナビゲーターデー
タを用いて各ナビゲーターエコーの位相差を求める手段
と、前記ナビゲーターデータの絶対値から前記位相差を
補正する手段と、補正された位相差を用いて本計測エコ
ーデータを位相補正する手段とを備えたことを特徴とす
る。

【００１５】これら画像化手段が備える各手段は画像化
手段に組み込まれたプログラムとして実行される。本発
明のMRI方法及び装置は、ナビゲーターデータのプロフ
ァイルの歪みを生じやすい拡散強調イメージングに好適
である。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、本発明のMRI装置および方
法について、図面を参照して詳述する。図１は本発明が
適用されるMRI装置の概略を示す図である。このMRI装置
は、被検体101が置かれる空間に静磁場を発生する磁石1
02と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル10
3と、高周波磁場を発生するRFコイル104と、被検体101
が発生するNMR信号を検出するRFプローブ105とを備えて
いる。また静磁場空間に被検体を搬送するためのベッド
112が備えられている。

【００１７】傾斜磁場コイル103は、傾斜磁場電源109か
らの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生するX、Y、Z
の3方向の傾斜磁場コイルで構成され、これらの組み合
わせによりスライス方向、位相エンコード方向及び読み
出し方向の傾斜磁場を発生することができる。

【００１８】RFコイル104はRF送信部110の信号に応じて
高周波磁場を発生する。RFプローブ105の信号は、信号
検出部106で検出され、信号処理部107で信号処理され、
また計算により画像信号に変換される。画像は表示部10
8で表示される。

【００１９】傾斜磁場電源109、RF送信部110、信号検出
部106は制御部111で制御される。制御のタイムチャート
は一般にパルスシーケンスと呼ばれ、撮影方法に応じた
種々のパルスシーケンスがあり、制御部111に予めプロ
グラムとして設定される。

【００２０】信号処理部107は、制御部111とともにNMR
信号にフーリエ変換や位相補正などの処理を施し、画像
を再構成する。さらに本発明のMRI装置では、ナビゲー
ターエコーを用いた位相補正手段を備えている。位相補
正手段は、ナビゲーターエコーから位相差を求めるステ
ップ、位相差を用いてNMR信号を補正するステップなど
をプログラムしたものとして制御部111に組み込むこと
ができる。

【００２１】次に、このような構成におけるMRI装置の
動作を説明する。ここでは撮影方法として拡散強調イメ
ージングを例に説明するが、本発明のMRI装置はそれに
限定されない。

【００２２】図２は、拡散強調イメージングのパルスシ
ーケンスの一例を示す図である。この撮影方法では、ま
ず高周波パルス201とスライス選択傾斜磁場パルス202を
印加した後、時間間隔（TE/2）203だけおいて180°の高
周波パルス204とスライス傾斜磁場パルス205を印加す
る。この高周波パルス204の前後に、強度の大きい拡散
傾斜磁場215を印加する。この拡散傾斜磁場215は、水分
子のようにブラウン運動する分子からの信号を抑制し、
梗塞部位などを画像化可能にする。図示する例では、ス
ライス方向の拡散傾斜磁場Gsを印加しているが、それ以
外の方向に拡散傾斜磁場を印加してもよい。

【００２３】高周波パルス204から時間間隔203後にスピ
ンエコーが発生するので、そのタイミングでエコー信号
を計測する。このため、まず位相エンコードのオフセッ
トを与えるパルス206と読み出し傾斜磁場のオフセット
を与えるパルス207を印加する。次いで位相エンコード
傾斜磁場パルス 208を離散的に印加しながら反転する読
み出し傾斜磁場パルス209を印加し、読み出し傾斜磁場
パルス209の各周期内で複数のエコー信号211をサンプリ
ング210し本計測エコー信号を得る。各エコー信号211に
はそれぞれ異なる位相エンコードが付与されることにな
る。

【００２４】更にこのパルスシーケンスでは、高周波パ
ルス204の後、本計測エコー信号の計測の前にナビゲー
ターエコー取得部220が挿入される。ナビゲーターエコ
ーは、各繰り返し毎の信号の位相差を補正するために用
いるものであり、所望の方向に反転する読み出し傾斜磁
場を印加することにより発生させる。ここではGr方向に
読み出し傾斜磁場のオフセットを与えるパルス221を印
加した後に、読み出し傾斜磁場パルス222内でサンプリ
ング223を行いナビゲーターエコー224を取得する。この
ナビゲーターエコー224は、図からもわかるように位相
エンコード０のエコーである。尚、図示する例では１つ
のナビゲーターエコーを取得しているが、ナビゲーター
エコーは複数であってもよい。

【００２５】このようなシーケンス212を複数回(N回)繰
り返し、画像再構成に必要な全てのエコーh(n,m,t)を取
得する。なお、nは繰り返し番号(1≦n≦N)、mはエコー
番号(1≦m≦M)、tは時間を表す。一例として、1回の高
周波パルス印加で計測する本計測エコー信号の数が16(M
=16)であり、読み出し方向のデータ数が256(X=256)、位
相エンコード方向のエンコード数が256であるとする
と、1枚の画像を得るのに必要な繰り返し数は16(N=16)
となる。

【００２６】次にこのようにして得られた本計測エコー
h(n,m,t)及びナビゲーターエコーv(n,t)を用いた位相補
正について図３を参照して説明する。

【００２７】まず各繰り返しで得られる信号間の位相変
化を求めるためにナビゲーターエコー224及び本計測エ
コー211を読み出し方向にフーリエ変換する（ステップ3
01）。この際、ここで各繰り返しで得られた複数のナビ
ゲーターエコーのうちの一つを基準ナビゲーターエコー
と定め、この基準ナビゲーターエコーを一次元フーリエ
変換したデータ302と各ナビゲーターエコーを一次元フ
ーリエ変換したデータ303との位相差C(n,x)306を求める
（ステップ305）。ここで、xは読み出し方向の位置を表
し、1≦x≦Xである。

【００２８】位相差C(n,x)306を求める計算は、具体的
には、

【数１】 である。ここでre[]、im[]はそれぞれ信号の実部と虚部
を表し、||は信号の絶対値を表す。

【００２９】この位相差306にはノイズ的な変化が含ま
れている場合があるので、閾値により領域を選定して処
理を行う。この閾値を求めるために、まずナビゲーター
データ303の信号強度（絶対値）からプロファイルP(n,
x)を作成する（ステップ307）。図４(a)は、作成したプ
ロファイルP(n,x)308の一例を示す図である。図示する
ように、プロファイルは一部信号強度が低下しており、
このような部分ではノイズ成分が相対的に大きくなるた
め、図４(b)に示すように位相306にもノイズ的な変動40
5が生じる。このノイズ的な変動を排除するために、閾
値401を設ける（ステップ309）。閾値は、例えば最大値
の1/5〜1/10に設定する。そしてプロファイルの信号強
度が閾値以下の領域については、その位相を領域外の位
相で置き換える（ステップ310）。

【００３０】領域の位相を他の位相で置き換える一つの
方法としては、領域402以外の領域の位相を平均し、参
照位相値403としておき、領域402内の位相をこの参照位
相値403と置き換える。

【００３１】別の方法として、図５に示すように、位相
差計算に用いる信号強度の上限を決める第１の閾値501
の他に、第2の閾値503を設けてもよい。この場合、閾値
503以上の領域504内に含まれる点の位相を平均した位相
値を参照位相値とし、これを領域502内の位相と置き換
える。第2の閾値として、例えばプロファイル308内の最
大値の1/2や、プロファイル308の値の平均値を用いる。
この方法では、信号強度の高い領域のデータのみを用い
るので領域502内の位相の精度をさらに向上することが
できる。

【００３２】ステップ310で処理した位相には、閾値で
区切られた領域の境界で位相の不連続が生じる場合があ
る。そこで、位相の不連続を除去するため、フィルタを
かけて平滑化する（ステップ311）。平滑化フィルタと
しては、例えば近傍平均やメディアンフィルタを採用す
ることができる。平滑化処理により位相差C'(n,x)312を
得る。

【００３３】このように処理した位相差312を用いて本
計測データ304を位相補正し（ステップ313）、補正後の
本計測データh'(n,m,x)314を得る。位相補正は具体的に
は、次式の計算により行う。

【００３４】

【数２】

【００３５】最後にこのように位相補正された本計測デ
ータh'(n,m,x)314を位相エンコード方向にフーリエ変換
し、画像データを作成する。こうして作成された画像デ
ータは、ストリークアーチファクトが除去されている。

【００３６】上述した位相補正によれば、ナビゲーター
エコーをスピンエコーとして計測しなくてもナビゲータ
ーエコーに混入するノイズを除去し精度の高い位相補正
を行うことができる。従ってプロファイルが複雑な部位
や信号強度の低い部分がある場合に生じるストリークア
ーチファクトを効果的に除去することができ、しかもナ
ビゲーターエコー取得のために180゜高周波パルスを追
加する必要がないので、実効TEの延長を防止することが
できる。

【００３７】尚、以上本発明の一実施形態を説明した
が、本発明はこの実施形態に限定されることなく特許請
求の範囲に記載される範囲で種々の変更が可能である。
例えば、撮影方法として、マルチショットの二次元エコ
ープレナーイメージング（EPI）を例に説明したが、複
数のスライスを撮影するマルチスライス撮影やスライス
方向にも位相エンコードする三次元計測などにも適用す
ることができる。

【００３８】また本発明は特に拡散強調イメージングの
ように高い強度の傾斜磁場を印加する場合に好適である
が、それ以外のイメージングに適用することも可能であ
る。またナビゲーターエコーは各繰り返し毎に１つのナ
ビゲーターエコーを発生させる場合を説明したが、複数
の繰り返しにつき１つのナビゲーターエコーを発生さる
こともでき、その場合にも適用できる。

【００３９】更に上記実施形態では、本計測エコーを取
得するシーケンスで取得したナビゲーターエコーの1つ
を基準ナビゲーターエコーとして選択したが、本計測に
先だって前計測を行う場合には、前計測でナビゲーター
エコーを取得し、これを基準ナビゲーターエコーとする
こともできる。

【００４０】

【発明の効果】本発明によれば、ナビゲーターエコーを
用いた位相補正を含むMRIにおいて、静磁場の不均一や
被検体の磁化率に起因する磁場の歪みの影響による補正
精度の低下を効果的に除去することができるので、安定
したナビゲーター補正を行うことができる。またナビゲ
ーターエコーをスピンエコーとして取得する必要がない
ので画像の最短TEを延長することなく、計測時間の短縮
を図ることができる。特に、位相エンコード方向のオフ
セットが最適に調整されていない場合でも、画像に発生
するストリークアーチファクトを大幅に低減できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す
図。

【図２】本発明が適用される拡散強調パルスシーケンス
の一例を示す図。

【図３】本発明のMRI装置において実行される信号処理
の一実施例を示す図。

【図４】本発明による処理の一実施例を説明する図。

【図５】本発明による処理の他の実施例を説明する図。

【図６】アーチファクトの発生原理を説明する図。

【図７】アーチファクトを説明する図。

【符号の説明】

101・・・被検体、 102・・・静磁場磁石 103・・・傾斜磁場コイル 104・・・RFコイル 105・・・RFプローブ 106・・・信号検出部 107・・・信号処理部 108・・・表示部 111・・・制御部

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】静磁場中に置かれた被検体に核磁気共鳴を
   生じさせる高周波パルスを照射するとともに位相エンコ
   ード傾斜磁場及び読み出し傾斜磁場を印加し、被検体か
   ら発生する核磁気共鳴信号を計測するステップを繰り返
   し、各計測ステップで得られた核磁気共鳴信号を用いて
   前記被検体の所望の領域を画像化する核磁気共鳴イメー
   ジング方法において、 前記核磁気共鳴信号は、画像化に必要な本計測エコー
   と、前記本計測エコーの計測ステップ間の位相変化を補
   正するためのナビゲーターエコーを含み、（１）前記本
   計測エコーとナビゲーターエコーをそれぞれ読み出し方
   向に一次元フーリエ変換し、本計測データおよびナビゲ
   ーターデータを得るステップと、（２）各ナビゲーター
   データと、基準とするナビゲーターデータとの位相差を
   求めるステップと、（３）前記ナビゲーターデータの信
   号強度に基づき前記位相差を補正するステップと、
   （４）補正後の位相差を用いて前記本計測データを位相
   補正するステップとを含むことを特徴とする核磁気共鳴
   イメージング方法。
2. 【請求項２】被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加
   して核磁気共鳴信号を発生させる手段と、高周波磁場お
   よび傾斜磁場の印加並びに核磁気共鳴信号の計測からな
   る計測ステップの繰り返しを制御する手段と、前記核磁
   気共鳴信号を処理し前記被検体の所望の断面を画像化す
   る手段とを備えた核磁気共鳴イメージング装置におい
   て、 前記制御手段は、各計測ステップにおいて、核磁気共鳴
   信号として画像化に必要な本計測エコーと、本計測エコ
   ーの前記計測ステップ間の位相変化を補正するためのナ
   ビゲーターエコーを発生させる制御を行い、 前記画像化手段は、前記ナビゲーターエコーから得たナ
   ビゲーターデータを用いて各ナビゲーターエコーの位相
   差を求める手段と、前記ナビゲーターデータの絶対値か
   ら前記位相差を補正する手段と、補正された位相差を用
   いて本計測エコーデータを位相補正する手段とを備えた
   ことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。