JP2008005943A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 トレーニング計測と本計測を有する高速撮影法において、時系列画像の時間分解能を向上する。
【解決手段】 撮影対象の情報をモニタする情報取得ステップと、前記情報取得ステップでモニタした情報から撮影対象の変動を判定する変動判定ステップと、計測空間の低周波領域のみ取得する計測を行うトレーニングステップと、計測空間における位相エンコード数を間引いた計測を行う本計測ステップと、前記トレーニングステップと本計測ステップで取得した信号から画像再構成する画像再構成ステップを有し、前記情報取得ステップ、変動判定ステップ、トレーニングステップ、本計測ステップ、画像再構成ステップを繰り返しながら時間的に連続な時系列画像を取得する核磁気共鳴イメージング方法において、前記トレーニングステップでは、前記変動判定ステップの判定結果を参照し、取得する低周波領域の位相エンコード数を変更することを特徴とする核磁気共鳴イメージング方法。
【選択図】 図４

Description

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画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、パラレルイメージングの高速化と高画質化とを両立させる技術に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に画像再構成される。

上記の様なMRI装置において、撮影時間の短縮のための一解決方法として、位相エンコードを間引くことにより取得するエコー信号数を減らして画像取得までの時間を短縮することが行われている。しかし単に位相エンコードを間引かれたデータを用いて画像再構成すると画像には折返しアーチファクトが発生する。そのため、この折返しアーチファクトを高精度に除去し、時間分解能の高い時系列画像を取得する方法がいくつか実現され、その一つとして、マルチプルコイルを構成する各コイルの感度差を利用する方法(SENSE法；非特許文献1)がある。
"SENSE：Sensitivity Encoding for Fast MRI"、Klaas P．Pruessmann et al.、Magnetic Resonance in Medicine 42：952-962(1999)

さらに位相エンコードを間引いて取得する本計測の前後に、撮影対象の動き(心拍やそれに起因する周期的な拍動)を把握するためのトレーニング計測を付加する方法も提案されている(非特許文献2)。この方法は、トレーニング計測において対象の動的要素を、本計測において静的要素をそれぞれ取得し、画像再構成アルゴリズムにおいてこれらを合成することで折り返しアーチファクトが抑制された良好な時系列画像を出力する。本計測では、空間分解能を高くして時間分解能を向上するため、k空間の全域に亘ってエコー信号が間引かれて取得されるが、トレーニング計測ではk空間の低域のみが取得される。このようなk空間走査により、本計測から得られる画像は、空間分解能が高くなるが、折り返しアーチファクトが現れてしまう。一方、トレーニング計測から得られる画像は、空間分解能が低いが、画素値の時間変化を推定するには充分な画質となる。このようにして取得されたトレーニング画像の画素値尤度分布から撮影対象の動きを推定し、本計測から推測した静止画像と組み合わせることで、高い時間・空間分解能を持つリアルタイム画像を再構成する。このような高速撮影法は、前述したSENSE法に比べて高いアーチファクト抑制効果があるとされている。
"k-t BLAST and k-t SENSE：Dynamic MRI With High Frame Rate Exploiting Spatiotemporal Correlations"、Jeffery Tsao et al.、Magnetic Resonance in Medicine 50：1031-1042(2003)

上記トレーニング計測と本計測の計測順序に関しては、プリスキャン型(非特許文献３)とセルフキャリブレーション型(特許文献1)に大別される。
プリスキャン型(非特許文献3)は、計測時刻の異なるトレーニング計測と本計測とからそれぞれ得られた動的要素と静的要素とを画像再構成アルゴリズム中で合成して1つの画像を取得する。本方法は、撮影対象がトレーニング計測と本計測にわたり同一の動き(以下、「体動の同一性」という)をすることを想定している。本計測では位相エンコードが間引かれてエコー信号が取得されるため、取得された時系列画像は高フレームレート(つまり高時間分解能)を実現することが可能になる。

一方、セルフキャリブレーション型(特許文献1)は、本計測中においてk空間の低域を密に、高域を間引いてデータを取得することによって、トレーニング計測と本計測とをほぼ同時に行う。そしてデータ取得後に、取得されたk空間データを動的要素と静的要素とに分離した後に画像再構成する。つまり本方法は、体動の同一性を保つために動的要素と静的要素を1つの計測でほぼ同時刻に取得する。このため、トレーニング計測と本計測との体動の同一性は保持され、折り返しアーチファクトを効果的に抑制して安定した画像再構成を行うことが可能になる。
"Accelerating Cardiac Cine 3D Imaging Using k-t BLAST"、Sebastian Kozerke et al.、Magnetic Resonance in Medicine 52：19-26(2004) 特開平11−262479号公報

しかしながらプリスキャン型の撮影は、種々の要因で2つの計測間における体動の同一性が保持されないことが原因となって、折り返しアーチファクトが効果的に抑制されずに画像上に残る場合がある。つまり、画像再構成が不安定化する可能性がある。また、セルフキャリブレーション型の撮影は、1枚の画像を構成するために必要なエコー数が増えるため時系列画像の単位時間当たりの取得数(つまりフレームレート)が減少してしまう。
このため、操作者は、前述のプリスキャン型とセルフキャリブレーション型の特質と撮影時の必要条件とを勘案して、高時間分解能を可能にするプリスキャン形と安定な画像再構成を可能にするセルフキャリブレーション型のどちらか一方を選択せざるを得ない状況となっている。そこで、プリスキャン型とセルフキャリブレーション型の両者の特長を併せ持つ計測方法、つまり、画像再構成の安定性(つまり、折り返しアーチファクトを安定して抑制できること)を保持しながらも高い時間分解能を実現する計測方法が望まれているが、実現されていない。
そこで本発明は、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能を実現する計測方法を実現することである。

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は、以下の様に構成される。即ち、
静磁場中に配置された被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測して画像再構成に必要なk空間データを取得する計測制御手段と、k空間データを用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、被検体の体動情報を検出する手段と、を備え、計測制御手段は、k空間の低域に対応する第1のデータの取得と、k空間の全域において位相エンコード方向に間引いた領域に対応する第2のデータの取得とを行うと共に、体動情報に基づいて第1のデータ取得の取得量と取得頻度の少なくとも一方を制御し、信号処理手段は、第1のデータと第2のデータとを用いて画像を再構成することを特徴とする。

具体的には、プリスキャン型とセルフキャリブレーション型の両者の特長を併せ持つ新たな構成として、アダプティブセルフキャリブレーション型の構成を提案する。このアダプティブセルフキャリブレーション型の高速撮影法中ではセルフキャリブレーション型のデータ取得を行うが、密に取得するトレーニングデータ用位相エンコード数(以下、Nと表記)を可変に設定する。そしてNを撮影対象の体動に応じて随時更新する。すなわち撮影対象の体動をモニタし、撮影対象の体動の同一性が時間的に損なわれていく傾向にあるときはNを増やして動的情報の更新量を多くし、また反対に体動の同一性が増してくる傾向にあるときはNを減らし動的情報の更新量を減らす。

本発明のMRI装置によれば、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能を実現することが可能になり、プリスキャン型とセルフキャリブレーション型の両者の特長を併せ持つ計測を行うことが可能になる。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図12に基づいて説明する。図12は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図2に示すように、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。

静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A／D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA／D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。

信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

なお、図12において、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、上記MRI装置において被検体からエコー信号を計測するためのパルスシーケンスの一例について説明する。図13は、パルスシーケンスの一例であるグラディエントエコーパルスシーケンスを示す。ただし、本発明は図13に示すパルスシーケンスに限定されずに他のパルスシーケンスにも適用可能である。

図13のRF、Gs、Gp、Gr、A／D、echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、A／D変換、エコー信号を表し、1301は高周波パルス、1302はスライス傾斜磁場パルス、1303は位相エンコード傾斜磁場パルス、1304は周波数エンコード傾斜磁場パルス、1305はサンプリングウインド、1306 はエコー信号、1307は繰り返し時間(1301の間隔)である。グラディエントエコーパルスシーケンスでは、繰り返し1307毎に位相エンコード傾斜磁場パルス1303の量(＝傾斜磁場パルス波形と時間軸との囲む面積)を変えて異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号1306 を検出する。この操作を位相エンコードの数だけ繰り返し、画像取得時間1308で1枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり64、128、256、512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを2次元フーリエ変換して1枚のMR画像を作成する。

次に、上記MRI装置において実現されるプリスキャン型の撮影方法とセルフキャリブレーション型の撮影方法の概要を説明する。
最初に、プリスキャン型の撮影方法を図1に基づいて説明する。図1では、トレーニング計測をブロックTで、本計測をブロックAでそれぞれ表記している。トレーニング計測では、主にk空間の低域のデータが取得され、本計測では、k空間の全域に亘ってエコー信号が間引かれて取得される。以降、k空間中のデータ取得範囲を示す場合、このブロック表記を使用する。図1の縦軸は位相エンコードに対応するk空間のky軸を表し、横軸は時間を表す。なお、k空間の他の軸(kx、kz)に関するデータ配置は、通常の計測と同様なので省略してある。

図1(a)は、プリスキャン型における計測順序を表している。つまり、最初にトレーニングデータ101が取得され、その後に本計測データ102が取得されることを表している。図1(b)は、トレーニング計測ブロックT101のデータ取得点104を表し、トレーニング計測ブロックTではk空間の低域のみが密に計測されることを表している。各トレーニング計測ブロックTでは、同じky点(つまり、同じ位相エンコード)が計測される。また、図1(c)は、本計測ブロックA102のデータ取得点106を表し、本計測ブロックAではk空間の低域から高域まで位相エンコードが間引かれて計測されることを表している。各本計測ブロックAでは、ブロックごとにインクリメントされたky点が計測される。(例えば3倍速撮影の場合，フレーム1でky＝1，4，7，10，・・・を取得したら，フレーム2ではky＝2，5，8，11，・・・を取得，フレーム3ではky＝3，6，9，12，・・・を取得し，フレーム４はフレーム1と同じkyを取得する，というサンプリング方法。)なお、図1では、トレーニング計測ブロックT101と本計測ブロックA 102の時間幅を同様に記載しているが、実際には、それぞれの取得データ数に応じて異なる。一般的には、本計測ブロックA102の時間幅がトレーニング計測ブロックT101に時間幅よりも長い。つまり、本計測ブロックA102でのデータ取得数がトレーニング計測ブロックT101のデータ取得数よりも多い。

次に、セルフキャリブレーション型の撮影方法を図2に基づいて説明する。図2(a)は、セルフキャリブレーション型における計測順序であって、トレーニング計測T201と本計測A202とが交互に実施されることを表している。トレーニング計測ブロックT201と本計測データブロックA202でのk空間上のデータ取得点は、それぞれ図1(b)と図1(c)と同じである。この結果、トレーニング計測ブロックTと本計測データブロックAとを1つずつ組み合わせた点線枠内のデータ203を最小取得単位として、セルフキャリブレーション型のk空間データは、その位相エンコード方向の低域が密に取得され、高域が間引かれて疎に取得されたデータとなる。その様子を図2(b)に示す。

次に、上記説明を踏まえて、本発明のMRI装置の一実施形態を説明する。本実施形態は、体動情報を検出して、その体動情報に基づいてトレーニングデータの取得量と取得頻度の少なくとも一方を制御する。以下、本実施形態の計測方法をアダプティブセルフキャリブレーション法という。
最初に、アダプティブセルフキャリブレーション法の概要を図3に基づいて説明する。アダプティブセルフキャリブレーション法では、被検体の体動を検知するために、計測と並行して体動情報の検出が行われる。この体動情報はアプリケーションにより異なるため、体動情報検出方法の詳細は以降に別途説明する。図3に被検体の体動による体動の同一性の擾乱の有無によりトレーニング計測と本計測の割合がどのように変化するかの一例を示す。

図3(a)は、体動による体動の同一性の擾乱301が発生した場合の撮影シーケンスの模式図を示し、擾乱301の発生直後からトレーニング計測ブロックTが本計測ブロックAの合間に交互に挿入される例を示している。擾乱301の発生前までは、トレーニングデータと本計測データとの体動の同一性が保たれていたので、トレーニング計測ブロックTは省略されて本計測ブロックTのみが行われる撮影シーケンスとなっている。このとき、撮影シーケンスはプリスキャン型と等価となりトレーニングデータ用の位相エンコード数は0(ゼロ)にされる。そして、擾乱301発生の直後からトレーニング計測ブロックTが挿入された撮影シーケンスに移行される。このとき撮影シーケンスはセルフキャリブレーション型と等価となりトレーニングデータ用の位相エンコード数はNに増加される。

図3(b)は、被検体の体動が収束して擾乱の無い安定した状況になっていく場合の撮影シーケンスの模式図を示し、トレーニング計測ブロックTが徐々に減少されていく例を示している。最初は、トレーニング計測ブロックTと本計測ブロックAとが交互に繰り返される撮影シーケンスが行われている。このとき撮影シーケンスはセルフキャリブレーション型と等価となりトレーニングデータ用位相エンコード数はNにされている。この状態で、所定期間擾乱が無くなると、トレーニングデータと本計測データとの体動の同一性が保たれる様になる。体動の同一性が保たれる様になればトレーニングデータを毎回取得する必要が無くなるので、トレーニング計測ブロックTは徐々に減少されていき、最後にはトレーニング計測ブロックTが省略されて本計測ブロックTのみが行われるように移行される。このとき撮影シーケンスはプリスキャン型の撮影シーケンスと等価となりトレーニングデータ用位相エンコード数は0(ゼロ)にされる。
以上の様にして、検出された体動情報に基づいてトレーニングデータの取得量が制御される。

次に、上記アダプティブセルフキャリブレーション法の具体的処理フローを図4に基づいて説明する。図4は、トレーニング計測におけるトレーニングデータ量としての位相エンコード数の制御を中心にして表したアダプティブセルフキャリブレーション法の処理フローを表すフローチャートである。以下、各処理ステップの概要を処理ステップ毎に説明する。

ステップ401で、撮影開始時にトレーニングデータ用位相エンコード数を初期化する。プリスキャン型計測から撮影を開始する場合は、例えば、32とすることができる。一方、セルフキャリブレーション型計測から撮影を開始する場合は、0(ゼロ)にする。
ステップ402で、被検体の個性に対応して変動閾値を設定する。
ステップ403で、設定されたトレーニングデータ用位相エンコード数のトレーニングデータ取得を開始する。例えば図13に示すようなグラディエントエコーパルスシーケンスを用いて取得する。

ステップ404で、体動情報の検出を行うためのモニタリング方法として、セルフモニタリングを行うか外部モニタリングを行うかを判定する。セルフモニタリングを行う場合はステップ405に移行し、外部モニタリングを行う場合はステップ406に移行する。セルフモニタリングと外部モニタリングの詳細は後述する。
ステップ405で、セルフモニタリングと判定されば場合に、セルフモニタリングを行う。
ステップ406で、外部モニタリングと判定された場合に、外部モニタリングを行う。

ステップ40７で、モニタリングにより検出された体動位置とレファレンスとしての所定の基準位置との差分を求めて体動の変動量を算出する。
ステップ408で、体動変動量と所定の閾値との比較を行う。変動量が閾値より大きい場合はステップ409に移行し、小さい場合はステップ410に移行する。

ステップ409で、変動量が閾値を超えていた場合、体動の同一性への擾乱として扱いトレーニングデータ用位相エンコード数を増加する。特に、トレーニング計測ブロックＴが省略されて本計測ブロックTのみが行われるプリスキャン型の撮影シーケンスであった状態で擾乱が発生した場合には、撮影シーケンスはセルフキャリブレーション型と等価な状態に移行する。このようにトレーニングデータ用位相エンコード数を増加させることにより動的情報量を増加させることで、セルフキャリブレーション型の利点である被検体の体動への柔軟な対応を可能にする。

ステップ410で、変動量が閾値以下の場合、体動の同一性が保持され擾乱がないと判断し、トレーニングデータ用位相エンコード数を減少する。最後にはトレーニング計測ブロックＴが省略されて本計測ブロックTのみが行われるように移行される。このとき撮影シーケンスはプリスキャン型の撮影シーケンスと等価となりトレーニングデータ用位相エンコード数は0(ゼロ)にされる。このようにトレーニングデータ用位相エンコード数を減少させることにより動的情報量を減らすことで、プリスキャン型の利点である高い時間分解能の実現を可能にする。

ステップ411で、本計測データを取得する。例えば図13に示すようなグラディエントエコーパルスシーケンスを用いて本計測データを取得する。
ステップ412で、取得されたトレーニングデータと本計測データとを用いて画像再構成する。画像再構成法の詳細については後述する。
ステップ413で、時系列撮影の終了か否かを判断し、終了でなければステップ403に移行する。

以上のステップ403〜413を撮影終了まで繰り返すことにより、被検体の体動量の大小に関わらず、アーチファクトを抑制した良好な時系列画像が取得されるようになる。

なお、アダプティブセルフキャリブレーション計測は、トレーニングデータ用位相エンコード数を個々の撮影対象の体動に応じて最適な数に収束させるため、撮影開始時にセルフキャリブレーション型計測とプリスキャン型計測のどちらから開始するかは問わない。プリスキャン型計測で撮影を開始する場合は、はじめにトレーニング計測のみを行い、続いて本計測のみを行う。しかし前述したように、プリスキャン型計測はアダプティブセルフキャリブレーション計測とほぼ等価な構成をとる。よって、図4のトレーニングデータ用位相エンコード数制御アルゴリズムにより、トレーニングデータ用位相エンコード数が更新されても矛盾は生じず、後に最適なトレーニングデータ用位相エンコード数に収束する。一方、セルフキャリブレーション型計測で撮影を開始した場合は、トレーニングデータ用位相エンコード数Nを持つアダプティブセルフキャリブレーションデータと考えられるため、上記位相数制御アルゴリズム(図4)によってトレーニングデータ用位相エンコード数が更新され、最適な値に収束する。

次に、上記ステップ412における画像再構成法の詳細を図5に基づいて説明する。
最初に、画像再構成に採用するトレーニングデータのフレーム数及びトレーニングデータ用位相エンコード数について説明する。画像再構成に必要なトレーニングデータ用位相エンコード数をCとし、画像再構成する本計測データ501、503から起算してi(＝0、1、2…)フレーム前に取得したトレーニングデータ用位相エンコード数をN_iとし、

を満たす最小のIを算出する。この結果から、本計測データ501、503からIフレーム前のトレーニングデータまでを有効トレーニングデータ502、504として、画像再構成に用いる。たとえば，C＝128とすることができる。ただし，再構成する本計測データから起算してIフレーム前よりも後に，トレーニングデータ位相数が0(ゼロ)からNに増加している場合はトレーニングデータ中に擾乱が含まれていると判断し，Iの値に関わらず擾乱より後に取得したトレーニングデータのみを採用する。
また再構成される時系列画像の時間分解能や再構成画像の安定性を保障するために，(2)のように各フレームで取得するトレーニングデータ位相数に上下限値N_max、N_minを設定することができる。

これらの上下限値N_max、N_minの範囲内で，各トレーニングデータ位相エンコード数が制御される。その制御処理の一例を図8に示す。
時系列画像の時間分解能を保障するためには、トレーニングデータ用位相エンコード数が上限値N_max以下に制限することができる。この場合、図4のステップ409のみがステップ801、802、803に替わる。ステップ801でトレーニングデータ用位相エンコード数が増加された場合、ステップ802で上限値N_maxを超えているかが判定され、超えていた場合はステップ803でトレーニングデータ用位相エンコード数が上限値N_maxに再設定される。

一方、時系列画像の再構成安定性を保障するために、トレーニングデータ用位相エンコード数が下限値N_min以上と制限することができる。この場合は、ステップ410のみがステップ804、805、806に替わる。ステップ804でトレーニングデータ用位相エンコード数が減少された場合、ステップ805で最小値N_minを未満かが判定され、未満の場合はステップ806でトレーニングデータ用位相エンコード数が最小値N_minに再設定される。これらの設定で用いられる制限値N_max、N_minは、撮影対象の動きの特性、撮影の目的などに合わせて選択される。たとえばN_max＝64、N_min＝16とすることができる。

次に、どの時点のトレーニングデータを画像再構成に用いるかを図5に基づいて説明する。
図5(a)は擾乱が発生した直後の本計測501で取得されたデータを用いて画像が再構成される際の模式図である。本計測501で取得されたデータを用いて画像が再構成される際には、この本計測501のデータと体動の同一性が高いトレーニングデータが選択されて画像再構成が行われる。擾乱以降に取得されて本計測501の取得時刻に近いトレーニングデータ502が、本計測501のデータとの体動の同一性が高く、逆に擾乱以前に保持していたトレーニングデータとの体動の同一性は低くなる。そのため、擾乱後に取得したデータ502のみがトレーニングデータとして扱われ、画像再構成に利用される。この様な場合では、有効トレーニングデータ用位相エンコード数が少なく必要数Cを満たしていないので、以下に詳述する画像再構成Aにより画像再構成が行われる。

一方、図5(b)は安定な被検体で取得された本計測503で取得されたデータを用いて画像が再構成される際の模式図である。本計測503で取得されたデータを用いて画像再構成する際には、ある程度過去のデータ504にまで体動の同一性が保持されていることを利用し、データ504がトレーニングデータとして扱われる。この様な場合では、有効トレーニングデータ用位相エンコード数が多く必要数C以上となるので、以下に詳述する画像再構成Bにより画像再構成が行われる。

最後に画像再構成法の詳細を図6に基づいて説明する。図6は画像再構成(ステップ412)の詳細を表す図である。上述したように、有効トレーニングデータ用位相エンコード数の多少により画像再構成法を切り替える。ステップ601で有効トレーニングデータ用位相エンコード数と必要数Cとの比較が行われ、必要数以上であればステップ602で画像再構成Bが行われ、必要数未満であればステップ603で画像再構成Aが行われる。

ステップ602の画像再構成Aは、有効トレーニングデータ用位相エンコード数が必要数未満の場合の再構成法であり、(特許文献1)にて詳述されている方法を用いて画像再構成を行う。つまり、トレーニングデータを用いて受信コイルの感度分布が求められ、本計測データを再構成して求められた折り返しの有る画像を、このコイル感度分布を用いて展開されることにより、折り返しの無い画像が取得される。

ステップ603の再構成Bは、有効トレーニングデータ用位相エンコード数が必要数C以上の場合の再構成法であり、図7に示すような処理により画像再構成を行う。即ち、ステップ701で、取得されたトレーニングデータと本計測データとが、2次元フーリエ変換によりそれぞれ時系列画像に再構成される。ステップ702で、得られた時系列画像のピクセル毎に、時間方向にフーリエ変換されて周波数スペクトルに変換される。ステップ703で、トレーニングデータから得られたスペクトルは、動的情報を抽出するためのマスクとして用いられる。このマスクは、有効トレーニングデータを用いて随時更新されるため、動的情報の抽出精度が向上する。一方、ステップ704で、本計測データから得られたスペクトルは、周波数＝0である静的成分とそれ以外の動的成分に分離される。そして、ステップ705で、動的成分がステップ703で更新されたマスク用データを用いてマスクされ、静的成分が再度加算される。ステップ706で、このように得られたスペクトルを時間方向に逆フーリエ変換することにより、トレーニングデータと本計測データを用いた再構成結果画像が得られる。

以上説明したように、本実施形態によれば、プリスキャン型とセルフキャリブレーション型の両者の特長を併せ持つ、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能を実現できる計測が可能になる。

以下、上記実施形態の具体例を幾つか説明する。
最初に、本実施形態の第一の具体例を説明する。本具体例は、被検体の体動を外部モニタリングして体動の平均周期からの変動量に基づいてトレーニングデータ用位相エンコード数を制御する例である。以下、心臓撮影の場合を例にして本具体例を説明する。

心臓部位の撮影では、心臓自身や血管、血流など撮影する視野内に動きの激しい部分が多いため、変動に対する画像再構成の安定性が求められる。本実施形態を心臓撮影に適用した場合には、モニタする体動情報源として心電図(ECG)のR−R間隔(拍動周期)を用いる。そのため、図4に示したフローチャートにおいて、ステップ406の外部モニタリングのパスに分岐して、心電図装置を用いR−R間隔をモニタする。このときステップ407の変動量の算出では、図9に示す過去10心拍間の平均R−R間隔の算出(移動平均により算出；ステップ901)と、平均値からのずれに関する計算(ステップ902)を行う。ただし、ステップ901は10心拍に限定されず9心拍以下または11心拍以上でも良い。そして、取得されたR−R間隔とそれまでの平均R−R間隔との差を変動量として閾値との比較を行い体動の同一性を判定する(ステップ408)。ただし、画像再構成時のトレーニングデータは本計測データの取得時と時刻的に近いトレーニングデータ(図5)ではなく、直前R波からの経過時間が本計測データと近いトレーニングデータを利用する。このように計測中に起こる心拍数のゆらぎをR−R間隔の変動で捉えるため、計測中に起こる心拍数の乱れに加えて被検体の各々が持つ心拍のゆらぎの傾向にも柔軟に対応することができる。

ここで、トレーニングデータ用位相エンコード数の制御は、例えば図11に示す様に行われる。即ち、モニタ信号として心電図装置からR−R間隔が取得されており、体動の同一性の判断基準となる過去10心拍の平均R−R間隔1101を1000 ミリ秒(心拍数に直すと60bpm)とする。また、最後に取得されたトレーニングデータ用位相エンコード数NをN＝16とし、撮影開始時に設定した変動閾値(ステップ402)を±10％とする。この場合に、次に入力されるR−R間隔1102が900〜1100ミリ秒の範囲にあれば、体動の同一性が保たれていると判断されて(ステップ408)、次に取得するトレーニングデータ用位相エンコード数が16から8に変更1103される。反対にR−R間隔1102が変動閾値±10％に入らなかった場合(つまり、900〜1100ミリ秒の間に入らなかった場合)には、体動の同一性が保持されていないと判断されて、次に取得するトレーニングデータ用位相エンコード数Nが16から24に変更1104される。
以上のようにして、心拍数に乱れによらず、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能で心臓画像を時系列に取得することが可能になる。

次に、本実施形態の第二の具体例として、本実施形態をperfusion撮影に適用した場合を以下に説明する。造影perfusion撮影では、撮影部位への造影剤の流入・流出により、時間的にエコー信号強度が急激に変化する。このため、エコー信号強度の変動に対する画像再構成の安定性が求められる。そこで、本実施形態を造影perfusion撮影に適用した場合には、モニタリングする体動情報源としてエコー信号強度を用いる。これは取得されたデータから体動情報を抽出することなので、図4のフローチャート中のセルフモニタリング(ステップ405)に分岐することに相当する。また、ステップ407の変動量の算出では、図10に示す様に、エコー信号強度が取得され(ステップ1001)、直前画像取得時のエコー信号強度からの差が変動量として求められる(ステップ1002)。そして、この変動量と閾値との比較が行われて体動の同一性の判定が行われる(ステップ408)。この結果、コントラストの変化を的確に検知したデータ取得が可能になる。

以上のようにして、造影剤の流入・流出時によるエコー信号強度の変化によらず、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能で心臓画像を時系列に取得することが可能になる。

次に、本実施形態の第三の具体例として、Interventional MRIにおいて本実施形態を実施する場合を説明する。Interventional MRIでは、ガイドワイヤやカテーテルが血管中に挿入されて移動され、その移動に追従して撮影視野も移動される。また、体外から穿刺針やその他のデバイスが挿入される場合も多い。

そこで、本実施形態をInterventional MRIに適用する一例として、撮影視野の変化等の撮影条件の変化に対応するため、モニタリングする情報をエコー信号強度とする。これは取得されたデータから変動情報を抽出することなので、図4のフローチャート中のセルフモニタリング(ステップ405)に分岐することに相当する。したがって、前述の第二の具体例と同様に図10に示す処理により体動の同一性が判定される。

なお、本実施形態をInterventional MRIに適用する別例として、術者の操作をモニタする機器を用いて、カテーテルなどデバイスの位置変化をモニタリングすることも可能である。デバイスが移動してその位置が変化するので、位置の変化量(つまり移動量)を変動量として設定する。この場合は図4のフローチャート中の外部モニタリング(ステップ406)に分岐することに相当する。

以上のようにして、Interventional MRIにおける撮影条件の変化によらず、画像再構成の安定性を保持しながらも高い時間分解能で心臓画像を時系列に取得することが可能になる。

一般的なプリスキャン型撮影方法を示す図。 一般的なセルフキャリブレーション型撮影方法を示す図 被検体の体動による体動の同一性の擾乱の有無によりトレーニング計測と本計測の割合がどのように変化するかの一例を示す図。 本発明のトレーニングデータ用位相エンコード数の制御を表すフローチャート。 どの時点のトレーニングデータを画像再構成に用いるかを説明する図。 画像再構成法の選択制御を表すフローチャート。 画像再構成Bの詳細を表すフローチャート。 トレーニングデータ用位相エンコード数を上下限値以内にする制御を表すフローチャート。 心臓撮影時の外部モニタリングの詳細を表すフローチャート。 Perfusion／Interventional MRI撮影時の外部モニタリングの詳細を表すフローチャート。 心臓撮影時のトレーニングデータ用位相エンコード数を制御する例を示す図。 本発明に係るMRI装置の全体構成を示すブロック図。 グラディエントエコーパルスシーケンスの一例を示す図。

符号の説明

１ 被検体、２ 静磁場発生系、３ 傾斜磁場発生系、４ シーケンサ、５ 送信系、６ 受信系、７ 信号処理系、８ 中央処理装置(CPU)、９ 傾斜磁場コイル、１０ 傾斜磁場電源、１１ 高周波発信器、１２ 変調器、１３ 高周波増幅器、１４a 高周波コイル(送信コイル)、１４b…高周波コイル(受信コイル)、１５ 信号増幅器、１６ 直交位相検波器、１７ A／D変換器、１８ 磁気ディスク、１９ 光ディスク、２０ ディスプレイ、２１ ROM、２２ RAM、２３ トラックボール又はマウス、２４ キーボード

Claims (3)

1. 静磁場中に配置された被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、
   前記ｋ空間データを用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備え、
   前記計測制御手段は、前記ｋ空間の低域に対応する第１のデータの取得と、前記ｋ空間の全域において位相エンコード方向に間引いた領域に対応する第２のデータの取得とを、行い、
   前記信号処理手段は、前記第１のデータと前記第２のデータとを用いて前記画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体の体動情報を検出する手段を備え、
   前記計測制御手段は、前記体動情報に基づいて前記第１のデータ取得の取得量と取得頻度の少なくとも一方を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 静磁場中に配置された被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、
   前記ｋ空間データを用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備え、
   前記計測制御手段は、前記ｋ空間の低域に対応する第１のデータを取得すると共に、前記ｋ空間の全域において位相エンコード方向に間引いた領域に対応する第２のデータを時系列に取得し、
   前記信号処理手段は、前記第１のデータと少なくとも一つの前記第２のデータとを用いて前記画像を時系列に再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体の体動情報を検出する手段を備え、
   前記計測制御手段は、前記体動情報に基づいて、前記第２のデータ取得の合間に前記第１のデータ取得を挿入すると共に、該第１のデータの取得量と取得頻度の少なくとも一方を制御し、
   前記信号処理手段は、少なくとも一つの前記第１のデータと少なくとも一つの前記第２のデータとを用いて前記画像を時系列に再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 静磁場中に配置された被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測して画像再構成に必要なｋ空間データを取得する計測制御手段と、
   前記ｋ空間データを用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、を備え、
   前記計測制御手段は、ｋ空間の低域に対応する第１のデータの少なくとも１回の取得と、位相エンコード方向に間引かれたｋ空間全域に対応する第２のデータの少なくとも１回の取得とを、交互に繰り返し、
   前記信号処理手段は、少なくとも一つの前記第１のデータと少なくとも一つの前記第２のデータとを用いて前記画像を時系列に再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体の体動情報を検出する手段を備え、
   前記計測制御手段は、前記第１のデータの取得量と取得頻度の少なくとも一方を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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