JP2007185250A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】スライス断面の位置と撮影対象部位の位置との関係をほぼ一定に保つように動き補償しつつも、静磁場均一性に敏感な撮像法による高画質な撮像を行うことを可能とする。
【解決手段】再構成部１０３および制御部１０７は、被検体Ｐの横隔膜の静磁場中における位置を検出し、この検出された位置が許容範囲内にあるときに収集されたデータに基づいて画像を再構成する。さらに制御部１０７および寝台制御部５は、検出された位置の基準位置からの偏移量を補償するべく被検体Ｐを天板４１により移動させるように寝台４を制御する。
【選択図】図１

Description

本発明は、横隔膜などの部位が予め設定した許容範囲内にあるときに収集されたデータを再構成に用いるデータとして採用する撮像方法を備えた磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）に関する。

呼吸などによる撮像対象部位の動きを反映した磁気共鳴信号（ナビゲータエコー）を被検体から取得して、撮像対象の位置があらかじめ設定した許容範囲に入ったときに収集されたデータを再構成に採用する動き補償方法が知られている。

しかしながらこの動き補償方法を採用すると、収集されたデータの全てを再構成に使用することができないため、撮像時間が長くなる。例えば、撮像対象のスライス枚数が７０枚、位相エンコード方向のマトリクスが１２８の場合、再構成に必要な全データは７０×１２８＝８９６０ラインのデータが必要である。１心拍分の期間におけるデータ収集で２０ラインのデータを取得できるとすると、８９６０ラインのデータを収集するには、８９６０／２０＝４４８心拍分の繰り返しが必要となる。一心拍が１秒の場合には、必要な最小限の撮像時間は４４８秒＝約７．５分となる。しかしながら、上述のデータの取捨選択を行った場合においてデータが採用される確率が５０％であるとした場合には、実際の撮像時間は２倍の約１５分となる。

このように撮像時間が長いと、撮像中に被検者の呼吸の状態、すなわち呼吸の深さが変化することがある。例えば、被検者の入眠などにより呼吸の深さが変化する。そうすると、撮像対象部位の位置が大きく変化し、許容範囲外となる期間が長くなる。このため、収集されたデータが再構成に採用される確率が低下するので、さらに撮像時間が延長してしまう。最悪の場合には、撮影対象部位が常に許容範囲外になってしまうと、再構成を進めることができなくなり、撮像を終了することができなくなってしまう。

このような状況を回避するために、許容範囲の位置を修正してデータ収集の効率をあげる方法が考えられている（例えば、特許文献１を参照）。

しかしながらこの動き補償方法を採用すると、実際にデータを収集する場所は空間的に移動しないので、許容範囲の修正前後で撮像対象部位の異なる断面に関するデータが収集される。図１０は、許容範囲の修正前後でスライス位置に対する撮像対象部位の位置が変化する様子を示す図である。図１０（ａ）は許容範囲の修正前を、図１０（ｂ）は許容範囲の修正後を示している。そしてこのようにして収集されたデータを使用して再構成がなされることになるので、結果として得られた画像は、補償を行っているにもかかわらず体動によりボケた画像になってしまう。

さらにこのような不具合に対応するための方法として、撮像対象部位の動きに応じて撮像のスライス断面の位置をその都度移動させる方法がある。この方法と、上記の許容範囲を修正する方法とを組み合わせることにより、スライス断面の位置と撮影対象部位の位置との関係をほぼ一定に保つことができる。しかしながら、スライス断面の装置に対するＺ軸方向の位置が大きく移動することになる。この様子を図１１に示す。図１１（ａ）はスライス位置の修正前を、図１１（ｂ）はスライス位置の修正後を示している。
特開２００４−２０２０４３

以上のように従来は、心臓撮像、特に冠状動脈撮像においては、動脈周囲の脂肪組織の信号を抑制しコントラストを向上させることが特に重要で脂肪抑制は必須である。また撮像シーケンスとしては心筋と血液とのコントラストの良好な定常状態歳差運動(ＳＳＦＰ：steady state free precession)を用いたパルスシーケンスを使用するのが通常であり、この手法は静磁場均一性に非常に敏感であることがよく知られている。このほかに、エコープラナー（ＥＰＩ：echo planar imaging）法などのように、撮像部分の静磁場均一性が画質に大きく影響する撮像法がある。

しかしながら前述した動き補償方法では、撮像途中にスライス位置が静磁場中において移動するため、スライス位置を静磁場強度が均一な位置に常に合わせておくことができない。このため、静磁場均一性に敏感な撮像法に前述した動き補償方法を適用した場合には、静磁場強度が均一な位置の近傍でデータを取り続けた場合に比較して脂肪抑制の程度の低下、ＳＳＦＰ法におけるバンディングアーティファクトの増加などの画質低下を招くことになる。

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、スライス断面の位置と撮影対象部位の位置との関係をほぼ一定に保つように動き補償しつつも、静磁場均一性に敏感な撮像法による高画質な撮像を行うことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

以上の目的を達成するために第１の本発明は、静磁場中に載置された被検体を移動させる移動手段と、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を表すデータを収集する収集手段と、前記被検体の位置検出用部位の前記静磁場中における位置を検出する検出手段と、前記検出された位置が許容範囲内にあるときに収集された前記データに基づいて画像を再構成する再構成手段と、前記検出された位置の基準位置からの偏移量を補償するように前記移動手段を制御する制御手段とを備えて磁気共鳴イメージング装置を構成した。

前記の目的を達成するために第２の本発明は、静磁場中に載置された被検体から放射される磁気共鳴信号を表すデータを収集する収集手段と、前記被検体の位置検出用部位の前記静磁場中における位置を検出する検出手段と、単位期間内に前記検出手段により検出された位置のばらつきの大きさに応じて許容範囲の大きさを設定する設定手段と、前記検出された位置が前記許容範囲内にあるときに収集された前記データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを備えて磁気共鳴イメージング装置を構成した。

本発明によれば、スライス断面の位置と撮影対象部位の位置との関係をほぼ一定に保つように動き補償しつつも、静磁場均一性に敏感な撮像法による高画質な撮像を行うことが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の一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（ＭＲＩ装置）の構成を示す図である。この図１に示すＭＲＩ装置は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９および計算機システム１０を具備する。

静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３つのコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って変化する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

被検体Ｐは、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内に挿入される。寝台４の天板４１は寝台制御部５により駆動され、その長手方向および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。

送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。送信ＲＦコイル６は、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部などを内蔵する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばシンク関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。

受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。受信ＲＦコイル８は、上記の高周波磁場の影響により被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。受信ＲＦコイル８からの出信号は、受信部９に入力される。

受信部９は、受信ＲＦコイル８からの出力信号に基づいて磁気共鳴信号データを生成する。

計算機システム１０は、インタフェース部１０１、データ収集部１０２、再構成部１０３、記憶部１０４、表示部１０５、入力部１０６および制御部１０７を有している。

インタフェース部１０１には、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信ＲＦコイル８および受信部９等が接続される。インタフェース部１０１は、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。

データ収集部１０２は、受信部９から出力されるデジタル信号をインタフェース部１０１を介して収集する。データ収集部１０２は、収集したデジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部１０４に格納する。

再構成部１０３は、記憶部１０４に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体Ｐ内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。

記憶部１０４は、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。

表示部１０５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部１０７の制御の下に表示する。表示部１０５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。

入力部１０６は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１０６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利用可能である。

制御部１０７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置を総括的に制御する。制御部１０７は、ＭＲＩ装置における周知の機能を実現するための制御機能の他に、被検体Ｐの動きを補償して、スライス断面の位置と撮影対象部位の位置との関係をほぼ一定に保つための後述のような処理を実行する機能を備える。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について説明する。ここでは、被検体Ｐの呼吸運動に変化にともなう心臓の位置の変化を横隔膜の動きから推定し補償するリアルタイム動き補償法を使用して冠状動脈の撮像を行う場合を例に取り、その際のＭＲＩ装置の動作を説明する。

図２はパルスシーケンスの一例を示す図である。

制御部１０７は、冠状動脈の撮像に当たっては、図示しない心電計によって取得された心電信号のＲ波に同期させて、心臓の拡張期に相当する期間ＰＣにて画像再構成用のデータ収集をデータ収集部１０２に行わせる。期間ＰＣに先立つ期間ＰＢにて制御部１０７は、脂肪抑制用の励起を送信部７に行わせる。さらに期間ＰＢに先立つ期間ＰＡにて制御部１０７は、動き検出用のデータ収集をデータ収集部１０２に行わせる。

画像再構成用のデータ収集の対象領域は、例えば図３のＡ１に示すような撮像対象部位である心臓を含んだ領域とする。これに対して動き検出用のデータ収集の対象領域は、図３のＡ２に示すような肝臓と肺との境界付近の領域とする。なお動き検出用のデータ収集の際には、体軸方向（図３中のではＺ方向）に読み出し用の傾斜磁場パルスを印加する。かくして、収集された動き検出用のデータをフーリエ変換すると、図４に示したようなデータが得られる。そしてこの図４に示したデータに基づいて制御部１０７は、肝臓と肺との境界位置として横隔膜の位置を検出する。

さて横隔膜の位置は、短期的には、図５（ａ）に示す呼気時の位置と、図５（ｂ）に示す吸気時の位置とを往復する。そこで制御部１０７は、例えば呼気の位置を基準位置として、この基準位置に対する上記の検出した横隔膜の位置の偏移量を求める。そして制御部１０７は、この偏移量が予め定められた許容範囲（例えば2.5mm）以内である場合には、直後の期間ＰＣで収集されたデータを画像再構成用のローデータとして採用し、そうでない場合には直後の期間ＰＣでデータ収集を行わせないか、あるいは収集したデータを画像再構成用のローデータとして採用しない。

撮像中に被検体Ｐの呼吸の状態、すなわち呼吸の深さは長期的に変化する。この変化の様子を図６に示す。図６は動き検出用のデータをフーリエ変換したものを時間変化とともにプロットしたものである。図６中の前半の部分では呼気状態の横隔膜の位置が許容範囲の中に入っているが、後半の部分では呼気状態の横隔膜の位置が徐々に頭部側に変化して、許容範囲外になっている。撮像開始当初に、静磁場中心と心臓との位置関係が図７（ａ）に示す状態にあったとすると、上記の現象が生じているときには静磁場中心と心臓との位置関係が例えば図７（ｂ）に示す状態に変化している。このような現象は、被検体Ｐの入眠などにより呼吸の深さが変化することなどに起因する。

このような心臓位置の偏移を補償するために制御部１０７は、最近の一定期間に収集された画像再構成用のデータの採用率を常に計測する。これは例えば、直前の一定回数（例えば５０回）のデータ収集により得られたデータが画像再構成用のローデータとして採用された確率を計測することにより実現できる。

そして制御部１０７は、計測したデータ採用率が予め定められた規定値（例えば５０％）以下になった場合に、静磁場中心と心臓との位置関係を図７（ａ）に示す状態に戻すために、図７（ｃ）に示すように天板４１を移動させるよう寝台制御部５に指示する。天板４１の移動方向および移動量は、例えば最近の一定期間に収集された基準位置からの偏移量の平均値に基づいて定める。なお、天板４１の移動は、データ収集を行っていないタイミングで行うのが望ましい。しかし、データ収集を行っているか否かに拘わらずに天板４１を移動させて、天板４１の移動中に収集されたデータを無効としても良い。

かくして、静磁場中心と心臓とスライス位置との位置関係を、図７（ｄ）に示す撮像開始当初と、図７（ｅ）に示す天板移動後とでほぼ同一にできる。この結果、静磁場均一性に敏感な撮像法を適用しても、高画質な撮像を行うことができる。

なお、制御部１０７は、動き検出用のデータから直前の一定回数にわたる横隔膜の平均位置を計測し、この平均位置の予め設定した許容範囲の中心に対する偏移量が一定量を超えた場合に天板４１を移動させても良い。あるいは制御部１０７は、動き検出用のデータを表示部１０５に常に表示し、操作者に天板４１の移動の要否を判断させる。そして制御部１０７は、操作者が入力部１０６にて移動指示を行うのを待ち受け、当該移動指示に応じて天板４１を移動させても良い。

以上は被検体Ｐの呼吸状態の比較的長い期間における変化を補償する動作である。被検体Ｐの呼吸状態は、上記のような比較的長い期間における変化の他に、比較的短期間における変動が生じる場合がある。このような変動は、呼気・吸気における横隔膜位置のばらつきが大きくなることに起因するため、撮像が終了しなくなる危険性は少ないが、撮像時間の延長を招く。

そこで制御部１０７は、動き検出用のデータから直前の一定回数における横隔膜位置の分散を計測し、この分散に応じて許容範囲を修正する。

例えば図８の期間Ｐ１においては、呼吸が比較的安定していて、検出される横隔膜位置の分散が少ないのに対して、期間Ｐ２においては、分散が期間Ｐ１に比べて増加している。このような場合に制御部１０７は、分散が増加していることを検出した時点Ｔ１において、それまでの許容範囲Ｒ１よりも広い許容範囲Ｒ２に変更する。これにより、データ収集効率を上げ、撮像時間の延長を防ぐことができる。

呼吸が安定している状態では、許容範囲を狭くして画質を確保することが望ましい。そこで制御部１０７は、一度呼吸が不安定になって分散が増加したとしても、再び呼吸が元の安定状態に改善されて分散が小さくなった場合には、許容範囲を狭めることが好ましい。

横隔膜位置の分散と許容範囲の広さとの関係は予め設定しておく。例えば図９（ａ）に示すように離散的に数段階の設定としても良いし、図９（ｂ）に示すように連続的な関数に設定することも可能である。また、許容範囲を評価するための入力としては、横隔膜位置の分散以外にデータ採用の確率などでも良い。

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。

動きの検出は、横隔膜以外の部位に基づいて検出しても良い。例えば、腹部の上下動に基づいて対軸方向の動きを検出することが可能である。

撮像対象部位は、心臓に限定されるものではない。

天板４１の移動制御と許容範囲の変更とは、いずれか一方のみを実施するようにしても良い。

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）の構成を示す図。 パルスシーケンスの一例を示す図。 動き検出用のデータ収集の対象領域を示す図。 動き検出用のデータをフーリエ変換したデータの一例を示す図。 動き検出用のデータをフーリエ変換したデータに呼吸に伴う横隔膜の位置の変化が現れる様子を示す図。 動き検出用のデータをフーリエ変換したものを時間変化とともにプロットした図。 心臓の位置の変化を補償するための天板移動の様子を示す図。 呼吸の安定度の変化に対応するための許容範囲の変更の様子を示す図。 横隔膜位置の分散と許容範囲の広さとの関係の設定例を示す図。 従来の動き補償法により許容範囲の修正前後でスライス位置に対する撮像対象部位の位置が変化する様子を示す図。 従来の動き補償法によりスライス断面の装置に対するＺ軸方向の位置が移動する様子を示す図。

符号の説明

１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、４１…天板、５…寝台制御部、６…送信ＲＦコイル、７…送信部、８…受信ＲＦコイル、９…受信部、１０…計算機システム、１０１…インタフェース部、１０２…データ収集部、１０３…再構成部、１０４…記憶部、１０５…表示部、１０６…入力部、１０７…制御部。

Claims (9)

1. 静磁場中に載置された被検体を移動させる移動手段と、
   前記被検体から放射される磁気共鳴信号を表すデータを収集する収集手段と、
   前記被検体の位置検出用部位の前記静磁場中における位置を検出する検出手段と、
   前記検出された位置が許容範囲内にあるときに収集された前記データに基づいて画像を再構成する再構成手段と、
   前記検出された位置の基準位置からの偏移量を補償するように前記移動手段を制御する制御手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記収集手段は、前記位置検出用部位の周辺から放射される磁気共鳴信号を表すデータを収集するための位置検出用のデータ収集をさらに行い、
   前記検出手段は、前記位置検出用のデータ収集により収集された前記データに基づいて前記位置検出用部位の位置を検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。
3. 前記収集手段は、周期的に前記データを収集し、
   前記検出手段は、前記収集手段が前記データを収集する前に前記位置検出用部位の位置を検出し、
   前記再構成手段は、前記許容範囲内に前記位置検出用部位の位置が検出された直後に前記収集手段により収集された前記データを前記再構成に採用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。
4. 前記制御手段は、前記再構成手段による前記データの採用率が規定値以下になったことに応じて前記移動手段を制御することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記偏移量を認識可能とする情報を使用者に提示する手段をさらに備え、
   前記制御手段は、前記使用者からの指示に応じて前記偏移量を補償するように前記移動手段を制御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。
6. 前記制御手段は、前記収集手段が前記データを収集していないときに前記移動手段を動作させ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。
7. 静磁場中に載置された被検体から放射される磁気共鳴信号を表すデータを収集する収集手段と、
   前記被検体の位置検出用部位の前記静磁場中における位置を検出する検出手段と、
   単位期間内に前記検出手段により検出された位置のばらつきの大きさに応じて許容範囲の大きさを設定する設定手段と、
   前記検出された位置が前記許容範囲内にあるときに収集された前記データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記設定手段は、前記検出された位置の分散に応じて前記許容範囲の大きさを設定することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記設定手段は、前記検出された位置が前記許容範囲内となった確率に応じて前記許容範囲の大きさを設定することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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