JP2008194393A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】冠動脈を映像化する磁気共鳴イメージング装置において、心臓の動きと呼吸による動きの影響を軽減するとともにデータ収集の時間的な効率の向上を実現すること。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、高周波磁場発生部７と、傾斜磁場発生部３と、被検体の体軸に略一致するｋ空間上の軸を中心とした外輪状に配列された複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータを被検体の心拍に同期して収集するように制御する制御部５と、ＭＲデータを複数の投影画像のデータに変換し、ＭＲデータに基づいてボリュームデータを再構成し、再構成したボリュームデータに対する複数の投影画像の解剖学上の位置ズレを個別に補正し、補正した投影画像をＭＲデータに逆変換し、逆変換したＭＲデータをボリュームデータの再構成にフィードバックするとともに、再構成したボリュームデータから画像を生成する演算ユニット１０とを具備する。
【選択図】図１

Description

本発明は、冠動脈を映像化する磁気共鳴イメージング装置に関する。

近年、６４列又はそれ以上の多列検出器を採用したＣＴ、いわゆるＭＤＣＴ(multi-detector row CT)による冠動脈造影法が広まっているが、比較的放射線被ばくが大きいこと、造影剤を使った検査であること等の問題がある。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）による同様の方法では、放射線被ばくはなく、造影剤も必要ない。また、心筋の血流情報等の検査もＭＲＩでは同時に行えるため、ＭＲＩによる冠動脈ＭＲＡ（ＭＲアンギオ）の開発が望まれている。

現在主流となっている方法はナビゲータエコー法（特許文献２参照）と呼ばれ、以下のような方法である。心臓の画像情報を得る上で問題となる動きは主に心臓自体の動きと呼吸による動きである。現在のＭＲＩの速度では冠動脈を評価できるような高解像度の画像を数十秒程度で得ることは困難なため、この二つの動きの影響を除く必要がある。

二つの動きのうち心臓の動きに対しては通常ＥＣＧ（心電図）に同期して数十ｍｓｅｃの間だけデータを取得することで対処する。呼吸運動に対しては、上記のデータ取得の直前に横隔膜に対して直交するような棒状の部分から一次元のＭＲデータを取り、このデータから求めた横隔膜の位置が、事前に決めたある一定の範囲にある間だけ心臓のデータを取る。

このようにナビゲータエコー法では心周期及び呼吸周期がともにある一定の範囲にある時だけにデータを取得するため、データ収集の時間的な効率が極端に低い。他にも特許文献１，３に示したような様々な手法が提案されているが、データ収集の時間的な効率が低いという問題の解決には至っていないのが現状である。
特開２０００−６０８２０号公報 特開２００４−５７２２６号公報 国際公開第００／０６２４５号パンフレット

本発明の目的は、冠動脈を映像化する磁気共鳴イメージング装置において、心臓の動きと呼吸による動きの影響を軽減するとともにデータ収集の時間的な効率の向上を実現することにある。

本発明のある局面は、静磁場中に置かれた被検体に対して高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、前記静磁場に重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記被検体の体軸に略一致するｋ空間上の軸を中心とした外輪状に配列された複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータを前記被検体の心拍に同期して収集するように前記高周波磁場発生部及び前記傾斜磁場発生部を制御する制御部と、前記ＭＲデータを前記複数のサンプリングプレーンにそれぞれ対応する複数の投影画像のデータに変換し、前記ＭＲデータに基づいて前記複数のサンプリングプレーンの全体領域にわたるボリュームデータを再構成するデータ変換処理部と、前記再構成したボリュームデータに対する前記複数の投影画像の解剖学上の位置ズレを個別に補正し、前記補正した投影画像をＭＲデータに逆変換するとともに、前記逆変換したＭＲデータを前記ボリュームデータの再構成にフィードバックする位置補正処理部と、前記再構成したボリュームデータから画像を生成する画像生成処理部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を提供する。

本発明によれば、冠動脈を映像化する磁気共鳴イメージング装置において、心臓の動きと呼吸による動きの影響を軽減するとともにデータ収集の時間的な効率の向上を実現することができる。

以下、本発明に係る実施形態を、図面を参照して説明する。
図１に、本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示す。当該磁気共鳴イメージング装置は、円筒状の開口部（診断用空間）を有する磁石部１を有する。磁石部１は静磁場電源２から電流供給を受けて開口部内にＺ軸方向に静磁場Ｈ０を発生する。典型的には、開口部に挿入された被検体Ｐの体軸はＺ軸に略一致する。磁石部１にはシムコイル１４が設けられる。シムコイル１４はシムコイル電源１５から電流供給を受けて静磁場均一化のための補正磁場を発生する。磁石部１の内側には傾斜磁場コイルユニット３が配置される。傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ各軸に沿って磁場強度を変化させるための傾斜磁場を発生するための３組のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚはそれぞれ個別に傾斜磁場電源４から電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚ各軸に対応する傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を任意に合成して、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および周波数エンコード方向（リードアウト方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定することができる。

傾斜磁場コイルユニット３の内側には高周波磁場コイル（ＲＦコイル）７が配置される。ＲＦコイル７には高周波磁場の送信時には送信器８Ｔが接続され、ＭＲ信号の受信時には受信器８Ｒが接続される。送信器８Ｔは、磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。

シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンスに関する情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御する。それにより後述するパルスシーケンスが実行される。パルスシーケンス情報は、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な情報であり、例えばＲＦコイル７に供給する電流の波形及び印加タイミング、またｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の波形及び印加タイミングに関する情報が含まれる。シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。

演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータ（ＭＲデータ）を入力して、後述する信号処理を実行する。記憶ユニット１１は、ＭＲデータおよび画像データ等を記憶するために設けられている。表示器１２は主に画像を表示するために設けられている。被検体Ｐの体表に付着させて被検体の心拍運動を心電図信号として検出するＥＣＧセンサ１７が、心電図信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とともに装備されている。

次に、演算ユニット１０の信号処理の動作を主に説明する。図２に示すように、まず、被検体Ｐの心臓を含む三次元領域を対象としてデータ収集が行われる（Ｓ１１）。静磁場の向きに平行なＺ軸は被検体Ｐの体軸、さらには心臓の長軸に略一致する。ＭＲデータには二次元フーリエ変換法（２Ｄ−ＦＴ）に従って位置情報が位相及び周波数情報として付与される。データ収集時の位相軸及び周波数軸で規定される２次元の面をサンプリングプレーンと称する。なお、説明の便宜上、各サンプリングプレーン全域のＭＲデータを収集するためのパルスセットを一単位として、ここではパルスシーケンスと称する。単一のパルスシーケンスで収集したＭＲデータから２Ｄ−ＦＴによりサンプリングプレーンに対応する実空間上での画像が生成される。

本実施形態では、Ｚ軸に沿って幅を有する被検体の心臓を含む三次元領域が励起され、位相エンコードがＺ軸に沿ってかけられ、周波数エンコードがＸ、Ｙ又はその合成軸に沿ってかけられる。従来のように被検体Ｐの体軸に直交するサンプリングプレーンではなく、本実施形態では被検体Ｐの体軸を含むサンプリングプレーンからＭＲデータ収集を行う。例えばＭＲ信号のサンプリング数の２５６に対して、位相エンコード数を６４に限局しても、十分な空間分解能で心臓領域を映像化することができる。

図３に本実施形態の典型的なパルスシーケンスを示している。パルスシーケンスには、データ収集前に脂肪スピンを飽和させるための脂肪抑制(Fat SAT)系列と、定常状態に入る前にエコーの振動を抑圧するためのスタートアップ系列とがプレシーケンスとして配置される。パルスシーケンスとしては冠動脈を映像化するために任意のＭＲＡパルス列が採用され、ここでは高速化のためにセグメント・バランス・ＳＳＦＰ(segmented balanced Steady State Free Precession)が適用される。ＳＳＦＰは、対象の大部分の横磁化が残留するような短い周期で高周波磁場パルスを繰返し連続的に対象に印加し、繰返しにより対象内のスピンの歳差運動の応答が定常状態（steady state）になったときその歳差運動によるスピン信号を計測するものである。

パルスシーケンスは心電同期のもとで繰り返される。心拍ごとにサンプリングプレーンは変位される。つまりパルスシーケンスは、各Ｒ波から一定の遅れ時間ＤＴで規定される各心拍の拡張末期等の特定期間に完了されるとともに、心拍に同期して繰り返され、サンプリングプレーンは心拍ごとに移動される。具体的には、サンプリングプレーンは、図４に示すように、三次元ｋ空間上での被検体Ｐの体軸に一致又は略一致するＺ軸（ｋｚ軸）を通るように設定されるとともに、心拍ごとにｋｚ軸を中心として所定角度ずつ回転される。これら複数のサンプリングプレーンはｋｚ軸を中心として放射状に配列され、全体として外輪形状（パドル・ホイール）をなすように配列される。サンプリングプレーン数は例えば４００に設定される。それによりパルスシーケンスは、サンプリングプレーンの回転操作を伴って４００回繰り返される。

位相エンコードは、Ｚ軸傾斜磁場によりかけられ、周波数エンコードはＸ軸（ｋｘ）傾斜磁場とＹ軸（ｋｙ）傾斜磁場との合成によりかけられる。回転に伴って周波数エンコードのためのＸ軸（ｋｘ）傾斜磁場とＹ軸（ｋｙ）傾斜磁場との合成比率が一定比率で変化される。

以上のように被検体の心臓を含む三次元領域から収集されたＭＲデータ、換言すると複数のサンプリングプレーンのＭＲデータは演算ユニット１０により次のように処理される。

まず、複数のサンプリングプレーンについてそれぞれ対応する複数の投影画像が二次元フーリエ変換により生成される（Ｓ１２）。つまり、複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータは、二次元フーリエ変換により、複数の投影画像に変換される。

ここで、呼吸運動は心臓をほぼＺ軸に沿って移動するが、各サンプリングプレーンのＭＲデータの収集は一心拍中の極短時間で完了するため、投影画像には心拍運動と呼吸運動の影響によるアーチファクトはほとんど生じない。

ｋｚ軸周りの回転角が相違する複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータが、補間を伴って正方格子点の三次元のｋ空間に再配置され（gridding）、ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ各軸に関してフーリエ変換される。ｋｘ軸とｋｙ軸は周波数エンコード軸であり、ｋｚ軸は位相エンコード軸である。フーリエ変換により三次元領域に関するボリュームデータが再構成される（Ｓ１３）。

再構成された三次元領域に関するボリュームデータから、投影処理により複数の再投影画像が生成される（Ｓ１４）。複数の再投影画像は、Ｓ１２でサンプリングプレーンごとに生成される複数の投影画像にそれぞれ対応する。つまり、各再投影画像の投影方向は、それぞれ対応する投影画像の投影方向に同一又は略同一である。同一のボリュームデータから生成したのであるから、投影方向の相違する複数の再投影画像の間では、画像上での解剖学上での心臓（冠動脈）の位置は同一である。それにより各再投影画像は、それぞれ対応する投影画像の特にＺ軸方向に関する位置ズレを特定するための基準画像として用いられ得る。

次に、投影画像と対応する基準画像（再投影画像）との相互相関により、心臓（冠動脈）の基準位置に対する投影画像上の心臓の特にＺ軸方向に関する位置ズレ（呼吸動による心臓の空間的な変位）ｄ(m,n)を、投影画像ごとに特定（推定）される（Ｓ１５）。変位ｄ(m,n)において、ｍはサンプリングプレーン番号（例えば1〜400）、ｎは後述するステップＳ１９の終了判定によるステップＳ１４〜Ｓ１８のループ繰り返し回数として定義する。なお、心臓のＺ軸方向に関する位置ズレとともに、Ｚ軸に直交する方向に関する位置ズレを特定するようにしてもよい。

特定された位置ズレに従って各投影画像の位置を補正する（Ｓ１６）。それにより複数の投影画像各々の心臓の位置は基準位置に統一される。つまり複数の投影画像の間の呼吸動作による心臓の位置ズレは解消または軽減される。なお、位置補正処理としては、心臓を剛体と仮定した上での画像位置のシフト処理が典型的ではあるが、当該シフト処理に代えて、拍動に伴う心臓の変形を考慮したアフィン変換処理を採用してもよい。

位置ズレが解消された各投影画像は、二次元逆フーリエ変換により二次元のｋ空間上のＭＲデータに逆変換される（Ｓ１７）。ｋ空間に戻された複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータがＳ１３と同様に補間を伴って正方格子点の三次元のｋ空間に再配置され、ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ各軸に関してフーリエ変換される。それにより三次元領域に関するボリュームデータが再構成される（Ｓ１８）。

本実施形態において、位置補正の精度を向上するために、Ｓ１６の位置補正の効果がある程度発揮されるまで、ステップＳ１４〜Ｓ１８のループが繰り返される。ステップＳ１４〜Ｓ１８のループの繰り返しの終了は、ステップＳ１４〜Ｓ１８のループの実行毎に、演算ユニット１０により判定される（Ｓ１９）。具体的には、ステップＳ１５において計算した変位ｄ(m,n)と、前回のループにおいて計算した変位ｄ(m,n-1)との差（変化）の二乗を求め、その二乗値の全サンプリングプレーンに関する総和ＴＤを計算し、その総和ＴＤを所定の閾値Ｔｈと比較する。この総和ＴＤは位置補正の精度の収束程度を表しており、総和ＴＤが所定の閾値Ｔｈ以下となったとき、位置補正の精度が収束したものとしてステップＳ１４〜Ｓ１８のループの繰り返しを終了するものと判定する。

ステップＳ１４〜Ｓ１８のループの繰り返しが終了しないものと判定されたとき、Ｓ１７で再構成された位置補正処理を受けたボリュームデータをステップＳ１４にフィードバックし、当該ボリュームデータから再投影画像を生成し、その再投影画像を基準画像として変位ｄを計算し（Ｓ１５）、位置補正し（Ｓ１６）、位置補正した投影画像をＭＲデータに逆変換して（Ｓ１７）、その逆変換したＭＲデータからボリュームデータを再構成する（Ｓ１８）。

このように前回の位置補正書林も結果をフィードバックして再投影画像（基準画像）を生成して位置補正処理を繰り返すので、基準画像のぼけが少なく、最初の位置補正よりもｎ回目の位置補正の精度は向上することができる。

このステップＳ１４〜Ｓ１８のループ処理を終了するものと判定したとき、ステップＳ１８で再構成されたボリュームデータから任意断面又はボリュームレンダリング等による三次元画像が生成される（Ｓ２０）。

なお、位置ズレが解消された投影画像をｋ空間上のＭＲデータに戻すことなく、図５に示すように、投影方向の相違する位置ズレが解消された複数の投影画像から、Ｘ線コンピュータ断層撮影法（Ｘ線ＣＴ）の一つである例えばフィルタ補正逆投影法(Filtered Backprojection Method)により三次元領域に関するボリュームデータを再構成するようにしてもよい（Ｓ２１）。

以上のように心電同期により収集した全てのＭＲデータを使って画像生成され、つまり画像生成のために収集したＭＲデータを位置補正にも用いることを可能にしたことにより、ナビゲーターエコー法のように位置補正のためのＭＲデータを画像生成のためのＭＲデータと別々に収集する必要が無く、それによりデータ収集の時間的な効率の向上を実現することができる。

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。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。 本実施形態における処理手順を示す流れ図。 本実施形態によるパルスシーケンスの一例を示す図。 本実施形態において各心拍の特定期にデータ収集をするサンプリングプレーンを三次元ｋ空間上で示す図。 本実施形態における処理手順を示す流れ図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…コントローラ、７…ＲＦコイル、８Ｔ…送信器、８Ｒ…受信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１７…ＥＣＧセンサ、１８…ＥＣＧユニット、１９…音声発生器。

Claims (9)

1. 静磁場中に置かれた被検体に対して高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、
   前記静磁場に重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
   前記被検体の体軸に略一致するｋ空間上の軸を中心とした外輪状に配列された複数のサンプリングプレーンに関するＭＲデータを前記被検体の心拍に同期して収集するように前記高周波磁場発生部及び前記傾斜磁場発生部を制御する制御部と、
   前記ＭＲデータを前記複数のサンプリングプレーンにそれぞれ対応する複数の投影画像のデータに変換し、前記ＭＲデータに基づいて前記複数のサンプリングプレーンの全体領域にわたるボリュームデータを再構成するデータ変換処理部と、
   前記再構成したボリュームデータに対する前記複数の投影画像の解剖学上の位置ズレを個別に補正し、前記補正した投影画像をＭＲデータに逆変換するとともに、前記逆変換したＭＲデータを前記ボリュームデータの再構成にフィードバックする位置補正処理部と、
   前記再構成したボリュームデータから画像を生成する画像生成処理部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. 前記データ変換処理部は、前記ＭＲデータを三次元ｋ空間上にグリッディング法により再配置してフーリエ変換により前記ボリュームデータを再構成することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記データ変換処理部は、前記補正した投影画像に基づいてフィルタ補正逆投影により前記ボリュームデータを再構成することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記位置補正処理部は、前記ボリュームデータを前記投影画像各々の面に対応する方向で再投影処理することにより前記投影画像にそれぞれ対応する再投影画像を生成し、前記投影画像の再投影画像に対する位置ズレを同定することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記逆変換したＭＲデータを前記ボリュームデータの再構成にフィードバックする処理の終了を判定する終了判定部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記終了判定部は、前記フィードバック処理の前後にわたる前記位置ズレの変化に基づいて前記フィードバック処理の終了を判定することを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記終了判定部は、前記フィードバック処理の前後にわたる前記複数の投影画像にわたる前記位置ズレの変化に関する二乗和に基づいて前記フィードバック処理の終了を判定することを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記終了判定部は、前記二乗和が所定の閾値以下に収束したときに前記フィードバック処理の終了を判定することを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記終了判定部は、前記フィードバック処理の前後にわたる前記複数の投影画像にわたる前記位置ズレの変化に関する総和に基づいて前記フィードバック処理の終了を判定することを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置。

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