JP2007534417A

JP2007534417A - 磁気共鳴イメージング方法及びシステム

Info

Publication number: JP2007534417A
Application number: JP2007510189A
Authority: JP
Inventors: コウウェンホーフェン，マルク
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2004-04-27
Filing date: 2005-04-21
Publication date: 2007-11-29
Also published as: EP1743189A1; CN1950715A; US7702377B2; WO2005103750A1; US20080154121A1

Abstract

磁気共鳴イメージング方法は、一連のトリガー事象の検出と、磁気共鳴信号の一連のセグメントをｋ空間のそれぞれのセグメントから取得することとを含む。例えば、検出された一連のトリガー事象に基づく移動平均によって、次のトリガー事象の発生が予測される。磁気共鳴信号の個々のセグメントの少なくとも１つに関し、その取得のトリガーがトリガー事象の発生予測に基づいて掛けられる。取得のトリガーを掛けることは予測されたトリガー事象に基づく。例えば、取得の時点及び期間はトリガー事象の予測に基づいて調整される。最終的に、磁気共鳴画像が磁気共鳴信号の幾つかのセグメントから再構成される。

Description

本発明は、動的に変化する対象から磁気共鳴信号が取得され、磁気共鳴信号から磁気共鳴画像が再構成される磁気共鳴イメージング方法に関する。

被検者の鼓動している心臓を撮像することに特に向けられた磁気共鳴イメージング方法が知られている（非特許文献１参照）。鼓動している心臓の形状及び大きさの動きと変化とにより、対象の動的変化が形成される。

非特許文献１には、心臓の磁気共鳴撮像中の心臓の動きへの対処法は、心電図（ＥＣＧ）を用い、心調律を磁気共鳴信号取得のトリガーとすることであると言及されている。心臓が同一位置に戻った同一の心臓位相で磁気共鳴信号の断面が取得される。Ｒ波のピーク（Ｒピーク）検出後、所定の遅延にて唯一の断面が測定され、残りのＲ−Ｒ間隔はその他の断層のデータ取得に用いられる。
M.T.Vlaardingerbroek、J.A.den Boer著、「磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging）ハンドブック」、第２版、Springer Verlag Berlin、1999年

本発明は、対象の動的変化を撮像するための、画像品質と信号取得効率とを改善した磁気共鳴イメージング方法を提供することを目的とする。

上記課題に鑑み、本発明に従った磁気共鳴イメージング方法においては、
一連のトリガー事象が検出され、
磁気共鳴信号のセグメントが、それぞれの検出されたトリガー事象で、ｋ空間のそれぞれのセグメントから取得され、且つ
磁気共鳴信号の個々のセグメントのその検出されたトリガー事象での取得が、先に検出されたトリガー事象に依存する。

本発明は、動的変化の不規則性又は変化は予め考慮され得るという見識に基づくものである。動的変化は明らかに、例えば周期性など、ある程度の規則性を有することが多い。磁気共鳴信号の現セグメントを取得する設定を行う際、先行して検出されたトリガー事象を考慮に入れることにより、磁気共鳴信号の現セグメントの取得に際して動的変化の変化をおおよそ考慮に入れることが可能になる。例えば、被検者の心拍の周期性が徐々にドリフトすることが正確に考慮される。故に、動的変化の変化を正確に把握しないこと又は全く把握しないことによる誤りが減少又は排除される。こうして、再構成された磁気共鳴画像における、例えば動きアーチファクトといった擾乱が除去される。さらに、検出されたトリガー事象に関して不正確に取得された磁気共鳴信号を廃棄する必要がないので、信号取得効率が向上される。

磁気共鳴信号はそれぞれのセグメントの形態で取得される。磁気共鳴信号の個々のセグメントはｋ空間のそれぞれのセグメントを走査することによって取得される。特に、ｋ空間内の直線、又は少数の直線から成る一群が上記ｋ空間のセグメントを形成する。磁気共鳴画像は磁気共鳴信号の幾つかのセグメントから再構成される。これらそれぞれの磁気共鳴信号は別々のトリガー事象で取得される。本発明に従って、一連の先行トリガー事象に基づいて次のトリガー事象が予測される。心臓の磁気共鳴イメージングにおける典型的なトリガー事象は、患者のＥＣＧでのＲピーク検出である。次のトリガー事象の予測と実際に発生した次のトリガー事象とに基づいて、磁気共鳴信号の次のセグメントの取得が設定される。この取得設定は、現トリガー事象での磁気共鳴信号の現セグメントの取得についての時点及び期間を含んでもよい。あるいは、この設定は、現トリガー事象で予測される取得が放棄され、後に発生するトリガー事象で次の取得が行われることを含んでもよい。

連続する２つのＲ波間の時間差（Ｒ−Ｒ間隔）、すなわち、実際の心拍と収縮期間との間の時間差に線形に依存するＥＣＧのＲ波に関するトリガー遅延を用いることが論文報告されている（M.Stuber等著、「Sub-millimeter three-dimensional coronary MR-angiography with real-time navigator correction: comparison of navigator locations」、Radiology 212、1999年、579-587頁参照）。さらに、この論文では、比較的一定な期間である心周期の収縮期が有利であると言及されている。

本発明のこれら及び他の態様について、従属請求項で定められた実施形態を参照してさらに詳述することとする。

本発明の一態様によれば、検出された現トリガー事象の実際の時点が現トリガー事象の予測と比較される。この比較に応じて、磁気共鳴信号の現セグメントの取得が実行される。とりわけ、トリガー事象の実際の時点が有意に異なるとき、例えば、実際の時点とその予測との差が所定の閾値より大きいとき、磁気共鳴信号の現セグメントの取得が放棄され、次のトリガー事象で再実行される。現トリガー事象の時点についての実際と予測との間の上記有意差は、動的変化の規則性についての有意な逸脱を示唆するものである。従って、磁気共鳴信号の現セグメントの取得は、例えば動きアーチファクト等のアーチファクトの影響を非常に受けやすい。磁気共鳴信号の現セグメントの廃棄と再取得とにより、再構成された磁気共鳴画像に数多く発生するこれらのアーチファクトが除去される。

本発明の更なる態様によれば、検出された一連のトリガー事象の選択が為され、選択されたトリガー事象に基づいて、磁気共鳴信号の現セグメントの取得の依存関係が作り出される。本発明のこの態様は、多くの状況で、動力学の規則的な動的挙動に関連するトリガー事象と、動的挙動の不規則性を反映するトリガー事象とは区別可能であるという見識に基づくものである。検出されたトリガー事象の一部、とりわけ、不規則な動的挙動を反映するトリガー事象は次のトリガー事象の予測に考慮されない。こうすることにより、誤りのあるトリガー事象、又は不規則性によるトリガー事象は選択に含まれず、次のトリガー事象の予測に悪影響を及ぼさない。故に、次のトリガー事象についての一層正確な予測が実現される。

トリガー事象の選択は監視事象に基づいて為され得る。これらの監視事象はトリガー事象以外の事象である。これらの監視事象はトリガー事象が基づく現象とは異なる現象の動的挙動を表すものである。とりわけ、心臓の磁気共鳴イメージングにおいては、トリガーは典型的にＥＣＧ信号に基づき、監視事象は被検者の呼吸状態に関連する。特に、ＥＣＧのＲピークによって形成されるトリガー事象は、患者の呼吸の息を吐く状態又は息を吸う状態の発生の何れかとの一致に基づいて選択可能である。トリガー事象の選択に利用可能なその他の監視事象例に患者の動きがある。患者の呼吸状態を検出するため、例えば、患者の胸部の動きが同様に利用可能である。

本発明の更なる態様によれば、先行トリガー事象の時点の統計分析に基づいて次のトリガー事象が予測される。とりわけ、このような統計分析は規則的な動的挙動に関連するトリガー事象を明らかに予測不能な不規則性を反映するトリガー事象から区別することを可能にする。心臓の磁気共鳴イメージングにおいては、上記不規則性は付加的な収縮期又は収縮早期若しくは収縮後期に関連するＲピークである場合がある。先行トリガー事象間の複数期間に及ぶ移動平均を用いることにより優れた結果が得られる。例えば、一定の呼吸状態に対して先行トリガー事象が一致することの監視に基づいてトリガー事象の選択が為され、その選択されたトリガー事象についてのみ移動平均を取ることにより、次のトリガー事象の予測がより正確に行われ得る。息を吸う状態で発生するRピーク間の時間間隔は、一般に、息を吐く状態で発生するRピーク間の時間間隔より短いことが分かっている。故に、一定の呼吸状態における次のRピークの予測は、問題となっている呼吸状態におけるRピーク間隔の移動平均に基づいて一層正確に行われる。とりわけ、10個から20個の（選択された）先行トリガー事象にわたって移動平均を取ることにより、正確な結果が得られている。一部の先行トリガー事象の影響を強調するためには、加重移動平均が用いられる。とりわけ、加重移動平均は時間と共に減少しない重み係数を有する。すなわち、トリガー事象の重みは時間の非減少関数である。このようにして、より以前のトリガー事象の少なくとも一部は加重移動平均において、より小さい重み係数、従って、より小さい影響力を有する。

本発明の他の態様によれば、統計分析はトリガー事象の発生間隔の再帰評価として実行される。この実行には、容易に調整可能で、より以前のトリガー事象の重みを指数関数的に減衰させる再帰パラメータが含まれる。

本発明はさらに磁気共鳴イメージングシステムに関する。本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムは本発明に係る磁気共鳴イメージング方法を実行することが可能であり、従って、より正確に磁気共鳴信号の取得をトリガーすることができる。

本発明はさらにコンピュータプログラムに関する。本発明に係るコンピュータプログラムは、磁気共鳴イメージングシステムのプロセッサの作業メモリにロードされると、磁気共鳴イメージングシステムに本発明に係る磁気共鳴イメージング方法を実行させることが可能である。すなわち、より正確に磁気共鳴信号の取得をトリガーすることができる。コンピュータプログラムは例えばＣＤ−ＲＯＭ等のデータ担体に備えられ得る。あるいは、別の選択肢として、コンピュータプログラムは例えばワールドワイドウェブ等の遠隔サイトからデータネットワークを介してダウンロードされることができ、とりわけ、ウェブページのウェブアドレスからインターネットを介してダウンロードされ得る。

本発明のこれら及び他の態様は以下で説明される実施形態及び添付図面を参照することにより明らかとなるであろう。

図１は、本発明が用いられる磁気共鳴イメージングシステムを図示している。磁気共鳴イメージングシステムは一組の主コイル10を有し、主コイル10は安定で均一な磁場を生成する。主コイルは、例えば、トンネル形状の検査空間を囲むように構成されている。被検者はこのトンネル形状の検査空間に滑るように入れられる患者支持台に載せられる。磁気共鳴イメージングシステムはまた多数の傾斜コイル11、12を有し、傾斜コイル11、12は空間変化を示す磁場、すなわち、個々の方向に一時的に傾斜する形態の磁場を均一磁場に重ね合わせるように生成する。傾斜コイル11、12は制御可能な電源ユニット21に接続され、電源ユニット21を用いて電流を与えることによりエネルギー供給される。傾斜の強さ、方向及び期間は電源ユニットの制御によって制御される。磁気共鳴イメージングシステムはまた、それぞれ、ＲＦ励起パルスを生成し、磁気共鳴信号を受け取る、送信及び受信コイル13、16を含んでいる。送信コイル13は好ましくは、検査対象（の一部）を取り囲み得るボディコイル13として構成される。ボディコイルは、通常、被検者30が磁気共鳴イメージングシステム内に置かれるとき、被検者30がボディコイル13によって囲まれるように磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル13はＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカスパルスの送信のための送信アンテナとしての役割を果たす。好ましくは、ボディコイル13は空間的に均一な強度分布の送信ＲＦパルス（RFS）を伴う。通常、同一のコイル又はアンテナが交互に送信コイル及び受信コイルとして用いられる。さらに、送信及び受信コイルは通常はコイル形状をしているが、送信及び受信コイルがＲＦ電磁信号用の送信及び受信アンテナとして機能するような他の形状も実現可能である。送信及び受信コイル13は電子送受信回路15に接続されている。

代わりに、別個の受信及び／又は送信コイル16を使用することも可能である。例えば、表面コイル16が受信及び／又は送信コイルとして使用可能である。上記表面コイルは比較的小さい容積で高感度が得られる。表面コイル等の受信コイルは復調器（DMD）24に接続され、受信された磁気共鳴信号（MS）は復調器24によって復調される。復調された磁気共鳴信号（DMS）は再構成ユニット（REC）に与えられる。受信コイルは前置増幅器23に接続されている。前置増幅器23は受信コイル16によって受信されたＲＦ共鳴信号（MS）を増幅し、増幅されたＲＦ共鳴信号は復調器24に与えられる。復調器24は増幅されたＲＦ共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は、撮像された対象部分内の局所スピン密度に関する実情報を含んでいる。また、送受信回路15は変調器22に接続されている。変調器22及び送受信回路15は、ＲＦの励起パルス及びリフォーカスパルスを送信するように送信コイル13を作動させる。再構成ユニットは復調された磁気共鳴信号（DMS）から１つ以上の画像信号を導出する。その画像信号は検査対象の撮像部分の画像情報を表す。再構成ユニット25は、実用上、復調された磁気共鳴信号から撮像対象部分の画像情報を表す画像信号を導出するようにプログラムされたデジタル画像処理ユニット25として構成されることが好ましい。再構成ユニットの出力上の信号はモニター26に与えられ、モニターは磁気共鳴画像を表示することができる。また、再構成ユニット25からの信号は更なる処理を待つ間、バッファユニット27に保存されることも可能である。

本発明に従った磁気共鳴イメージングシステムはまた、例えば（マイクロ）プロセッサを含むコンピュータの形態の、制御ユニット（CTR）20を備えている。制御ユニット20はＲＦ励起及び一時的な傾斜磁場の印加を制御する。

制御ユニット20の動作はトリガーユニット40によって統制されており、トリガーユニット40は、トリガー事象の発生に基づいて制御ユニットにトリガー信号を与え、ｋ空間の各セグメントから磁気共鳴信号のセグメントを取得するように磁気共鳴イメージングシステムを作動させる。心電図ユニット（ECG）42、とりわけベクトル心電図に基づいて動作する心電図ユニット（ECG）42が患者の心臓からのＥＣＧ信号を取得する。ベクトル心電図に基づいて動作するＥＣＧ装置は心電図ユニットとして用いられるのに適しており、国際公開第９９／０４６８８号パンフレットにおける磁気共鳴イメージングにて知られている。ＥＣＧ信号は統計分析ユニット（STA）41に与えられ、統計分析ユニット41は受信されたＥＣＧ信号の統計分析を行い、次のトリガー事象の発生を予測する。とりわけ、統計分析ユニット41は患者のＥＣＧにおける次のＲピークがいつ発生するかを予測する。さらに、統計分析ユニットは、制御ユニット20によって制御される磁気共鳴信号の取得に関し、次のセグメントを取得するタイミング及び期間を計算する。統計分析ユニットは、例えば患者の心拍数変化を考慮に入れ、患者の心臓が殆ど動かない拡張期に正確に一致する時間間隔を精度良く決定する。その時間間隔中に、現セグメントの磁気共鳴信号が取得されるが、このセグメントの磁気共鳴信号には動きは殆ど影響しない。本発明に係る磁気共鳴イメージングシステムは監視装置（MVT）43を更に備えており、監視装置43は監視事象、とりわけ、患者の呼吸状態の形式をとる監視事象を検出する。検出された監視事象は統計分析ユニット41に伝えられ、ユニット41は検出された監視事象を考慮に入れて次のトリガー事象の発生を予測する。例えば、患者の呼吸状態を測定するように、すなわち、息を吸ったり吐いたりすることを導出するように、監視ユニットは整えられてもよい。統計分析ユニットは、息を吐く間の患者のＥＣＧのＲピーク間で、少し長い、例えば5％から10％だけ長い、時間間隔を占めるように整えられる。とりわけ、個人のＲピーク間隔は息を吸うときと吐くときとの間で5％から10％だけ変わる場合がある。

特に、統計分析ユニットは時点nのトリガー事象にて最近のN個（i=1,…,N）のＲ−Ｒ間隔に関しての加重移動平均<RR>_n(N)を重み関数w_iを用いて計算するソフトウェアを備えてもよい：

そして、次のＲ−Ｒ間隔が現在の加重移動平均に等しいとして：

で予測される。

さらなる改良として、重み関数w_iは時間の関数として非減少関数又は増加関数とされる。図２のグラフはその例を示している。図２には、重み係数の値が一連のトリガー事象の関数、すなわち、等価的に時間の関数としてプロットされている。現時点が点nで表されている。グラフ（ａ）は間隔（n-N,n）で一定値を有する単純な重み係数を示している。グラフ（ｂ）は間隔（n-N,n）で直線的に増大する重み係数を示している。グラフ（ｃ）は間隔（n-N,j）で直線的に増大し、間隔（j,n）で一定のままとなる重み係数を示している。重みはより以前に発生したＲ−Ｒ間隔に対してより小さくされるので、加重移動平均は患者の現在の心拍数についての一層正確な予測を提供するものとなる。さらに、重み（w_iに代えてw_i’）は、例えば、患者の呼吸、及び／又は不整脈といったＥＣＧの不規則性等の、検出された監視事象に応じて作成され得る：

ここで、w_iは図２に示された非減少関数の何れかであり、fは呼吸のゲートアクセプタンスの関数であり、そして、gはＲ−Ｒ間隔の現期間の関数である。ゲートアクセプタンスについては幾つかのもので代替し得る。最も単純なのは全てを受理すること（f=1,g=1）である。不整脈のＲ−Ｒ間隔は除外されてもよい。例えば、パラメータAを調整可能な乗数として、もしRR_i≦A.<RR>_i(N)ならばg(RR_i)=0とすると、A=0.5で良い結果が得られる。つまりは、現在の移動平均の前半の期間に発生したトリガー事象すなわち検出されたＲピークは受け入れられない。関数fはまた、G_i=1ならばf(G_i)=1、G_i=0ならばf(G_i)=0とする呼吸のアクセプタンス・ゲート制御を行ってもよい。呼吸のアクセプタンス・ゲート制御を不整脈のＲ−Ｒ間隔の除外と組み合わせることにより、さらなる改良が実現される。

また、加重移動平均の計算は再帰型移動平均：

で行われてもよく、これにより過去に向かって指数関数的に減衰する時間的重み関数が導かれる。

代わりに、カルマンフィルタを用いて次のＲ−Ｒ間隔を予測することもできる。カルマンフィルタは例えば「線形フィルタリング及び予測問題への新アプローチ（A new approach to linear filtering and prediction problems）」、Trans. of AMSE、J.Basic Engineering 82 シリーズD（1060）35-45頁により知られている。このため、本発明に従ったコンピュータプログラムが、例えば制御ユニット20及び再構成ユニット25にロードされる。

本発明が用いられる磁気共鳴イメージングシステムを示す図である。移動平均で用いられる重み関数を表すグラフである。

Claims

一連のトリガー事象が検出され、
磁気共鳴信号のセグメントが、それぞれの検出されたトリガー事象で、ｋ空間のそれぞれのセグメントから取得され、且つ
磁気共鳴信号の個々のセグメントのその検出されたトリガー事象での取得が、先に検出されたトリガー事象に依存する、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
磁気共鳴信号の前記個々のセグメントの取得についてのその検出されたそのトリガー事象に関するタイミング及び／又は期間が、先に検出されたトリガー事象に依存する、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方法。
現トリガー事象の時点の予測が先に検出されたトリガー事象から導出され、
検出された現トリガー事象の実際の時点が現トリガー事象の前記予測と比較され、且つ
磁気共鳴信号の個々のセグメントのその検出されたトリガー事象での取得が、現トリガー事象の前記実際の時点と現トリガー事象の前記予測との前記比較に依存する、
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方法。
一連の検出されたトリガー事象から選択が為され、且つ
磁気共鳴信号の個々のセグメントのその検出されたトリガー事象での取得が、先に検出されたトリガー事象の前記選択に依存する、
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方法。
磁気共鳴信号の個々のセグメントのその検出されたトリガー事象での取得の、先に検出されたトリガー事象への依存関係が、先に検出されたトリガー事象の時点の統計分析に基づいて作り出される、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方法。
統計分析が、先行トリガー事象の発生間、特に選択されたトリガー事象の発生間、の時間間隔の移動平均を含み、特に、該移動平均が10個から20個の範囲の先行トリガー事象にわたって取られる、ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング方法。
前記統計分析がトリガー事象の発生間隔の加重移動平均又は再帰評価を含む、ことを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング方法。
当該磁気共鳴イメージングシステムの動作を制御する制御ユニット、
トリガー事象を検出する特に心電図ユニットである検出ユニット、
検出されたトリガー事象からトリガー信号を導出する分析ユニット、及び
前記トリガー信号を供給して前記制御ユニットを作動させるトリガーユニット、
を有する磁気共鳴イメージングシステム。
監視事象を検出する監視ユニットであり、検出された監視事象に基づいて前記分析ユニットを調整するために前記分析ユニットに結合されている監視ユニット、
をさらに有する請求項８に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
一連のトリガー事象を検出し、
検出された一連のトリガー事象の少なくとも一部に基づいて次のトリガー事象の発生を予測し、且つ
予測されたトリガー事象に基づいて磁気共鳴信号の個々のセグメントの少なくとも１つの取得についてトリガーを掛ける、
ための命令を有するコンピュータプログラム。
一連の監視事象を検出し、且つトリガー事象の発生に対する監視事項の発生に基づいて、検出されたトリガー事象を選択するための命令をさらに有する請求項１０に記載のコンピュータプログラム。