JP2014198243A - 3d磁気共鳴イメージングのための方法および装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】該方法は、被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加することと、被検体に高周波パルスを伝送することと、被検体のスラブを励起して、連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させることと、を含み、さらに、磁気共鳴信号をエンコードするための3次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成することを含み、このとき、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野を空間エンコーディング傾斜磁場によって制御し、等価エンコード視野は、被検体の励起スラブサイズよりも短縮されており、さらに、空間エンコーディング傾斜磁場と共に分離傾斜磁場を印加することと、エンコードされた磁気共鳴信号を受信して再構成することで3D画像を生成することと、を含む。
【選択図】図2
Description
この先行特許は、このアプローチによって、画像再構成の計算を実行するために、ベクトルプロセッサの能力および柔軟性を最大限に利用することが可能となり、その場合、画像をリアルタイムで生成することが可能であることを示している。結論として、被検体でのNMR実験により取得される画像を再構成する方法は、画像を取得するために、N回のマクロシーケンスを実行することを含み、N回のマクロシーケンスの各々は、被検体を励起しNMR信号を測定するように設計されたL回のシーケンスを含み、各シーケンスでは、そのNMR信号のP個のサンプルが測定される。
該方法は、さらに、画像の撮像軸の1つに沿った分解能Lが、画像の他の2つの撮像軸に沿った分解能N,Pよりも小さいという条件で、ベクトル計算機において、3D FT型イメージング法により画像を再構成するため、以下のステップを以下の順序で含む。NMR信号のサンプルに対して、P回の計算ステップでN×M×Pフーリエ変換を実行する第1の計算と、次に、第1の計算による結果に対して、L回の計算ステップでN×M×Pフーリエ変換を実行する第2の計算と、次に、第2の計算による結果に対して、N回の計算ステップでN×M×Pフーリエ変換を実行する第3の計算であって、この第3の計算の完了によって、最終的な画像の再構成が得られる。
結論として、MRIシステムにおいて2次元データおよび3次元データを処理する方法は、複数の2次元データを含む3次元データを取得するステップと、取得した3次元データを記憶するステップと、記憶された3次元データから、複数の2次元データのうち1つを読み出すステップと、読み出した2次元データを2次元フーリエ変換処理することにより、2次元画像を再構成するステップと、再構成した2次元画像を表示するステップと、記憶された3次元データを読み出すステップと、読み出した3次元データを3次元フーリエ変換処理することにより、3次元画像を再構成するステップと、再構成した2次元画像を表示した後に、再構成した3次元画像を表示するステップと、を含む。
ここで、nは、3D空間におけるいずれかの次元(X、Y、またはZ次元)を表し、Δknは、その次元に沿ったk空間のステップサイズを表し、それは、磁気回転比(γ)と空間エンコーディング傾斜磁場強度Gnと各サンプリング点間の時間幅Δtとの積である。また、Δknの同様の効果は、固定傾斜磁場継続時間tと傾斜磁場強度ステップΔGnとによっても、Δkn=γtΔGnのように得ることができる。
ここで、FOVxは、通常の3D MRIにおけるシフト方向に沿った単一画像の視野であり、Mは、加速係数Wより大きいか、または等しく、従って、再構成された3D画像空間の各断面は、分離傾斜磁場により分離される複数の2D画像を収容することができる。
また、3D MRI信号を取得するのに要する時間は、スキャン時間Ttotal=TR×Npe×Nz×NEXと計算される。従って、3D MR画像を取得するには、エンコード・ステップが2D MRイメージングよりもNz倍多いので、より多くの時間を要することは明らかである。
RF励起モジュール21とRF受信モジュール22は、いずれもシングルチャネル型またはマルチチャネル型とすることができる。磁場勾配出力モジュール4は、磁場勾配コントローラ41と複数の磁場勾配コイル42とを備えることができる。メインコンソール7は、制御モジュール71と、記憶モジュール72と、画像処理モジュール73と、を有する。
i. シーケンス・コントローラ1は、RF励起モジュール21を駆動して、連続周波数帯域を有する1つのRF励起パルス101を被検体6に対して発振させる、さらに、シーケンス・コントローラ1は、磁場勾配コントローラ41を駆動して、スラブ選択傾斜磁場GSS 104を生成するための磁場勾配コイル42を制御させる。
ii. シーケンス・コントローラ1は、被検体6のスラブのエンコード方向に関して、空間エンコーディング傾斜磁場Gspen(102,103,106)を被検体6に印加する。
iii.シーケンス・コントローラ1は、磁場勾配コントローラ41を駆動して、被検体6に対して分離傾斜磁場Gsep 105を生成するための複数の磁場勾配コイル42を制御させる。
を満たしていなければならない。W=2の場合を例にとると、FOVsep=20cm、FOVaccel=10cm、th=20cm(従って、W=th/FOVaccel=2)、Gspen=0.5G/cmであれば、エイリアス画像が最終的な結果でオーバラップしないためには、Gsepは、1G/cm以上でなければならないことになる。
である。
図6は、本発明を通常の3D MRIと比較している。同図において、通常の3D MRIでは、エンコード視野(空間エンコード)は、励起スラブサイズに等しいが、本発明では、選択された加速方向に沿ったエンコード視野が縮小されている。この場合は、スラブ厚方向を選択された加速方向としており、エンコード視野が励起厚の4分の1である場合は、スラブ方向に沿った3D MR画像の単一の断面に4つの画像が含まれる。
このような効果を得るためには、エンコード視野とスラブ厚との比が、W=th/FOVaccelを満たしていなければならず、ただし、Wは加速係数であり、thは励起スラブサイズであり、FOVaccelは、選択された加速方向に沿ったエンコード視野(空間エンコード幅)である。比率Wを変えることにより、1グラフあたりのMRIスライス画像の数を決めることができる。本実施形態では、W=4である。
図7Aでは、通常の励起厚thで励起され、通常の3D MRIにおける通常の励起厚に対応する(Z方向に沿ったエンコード視野は、励起厚thに等しい)Z方向に沿った空間エンコード(Z方向に沿ったエンコード視野、FOVaccel=FOVz)による被検体(ヒトの頭部)を示している。通常の3D MRIでは、空間エンコード処理におけるZ方向に沿ったエンコードはNzステップである。
取得したデータの3D逆フーリエ変換を実行した後に、被検体の3D画像空間が得られる。3D画像空間は、Z方向に沿ってスタックされたNz個の2D画像とみなすことができ、それらの2D画像の各々は、対応するロケーションの情報を明らかにするものである。Nz個の画像のうち、3つのロケーション(ラベルA、B、C)にそれぞれ対応する3つの画像(ラベル1、2、3)を、図7Bに示している。
画像エイリアスの影響を図8Aおよび8Bに示す。この場合、FOVz外のロケーションの2つの画像(図8Bにおける画像1と3)が、再構成画像の1つにおいてオーバラップしている。空間エンコードに「II」を付した図8Aに示すように、空間エンコードFOVzは、th/2に等しい(励起スラブ領域には、図8Aの左側におけるI、II、IIIが含まれ、IIが空間エンコード領域であるが、エイリアスが生じる場合について明確に説明するため、異なる線種を用いて、これら3つの領域を明確に示しており、また、2つの線の間の間隙を用いて、それらの領域の範囲を明確に示している。実際には、領域I、II、IIIの間に間隙はない)。
図8Aの右側に示すエイリアスが生じる場合には、領域Iは、領域IIの底部に向けてエイリアスを生じ、領域IIIは領域IIの頂部に向けてエイリアスを生じる。この場合、ロケーションAの画像が、ロケーションCの画像にオーバラップする。Nzの数も元の値の半分であり、その結果、スキャン時間が半分となる。
この場合、シフトの方向および大きさは、ロケーションと分離傾斜磁場強度によって決まる。通常の3D MRIで分離傾斜磁場を設定した場合、Nz個の画像の各々は、異なる方向および大きさの画像シフト(ラベル1’、2’、3’)を生じる。その結果、オーバラップする画像が互いに離れるように強制的に移される。ところが、X方向に沿ったエンコード視野(FOVx)によって、MRIグラフの幅のサイズは制限される。
本発明では、図9に示す本実施形態における励起厚とエンコード視野との比率関係を調整することが可能であり、通常の3D MRIのエンコードの数(Nz)は、励起厚がエンコード視野の4倍(W=4)である場合の本発明の4倍であり、また、画像シフト方向の次元に沿ったエンコード視野(本例ではFOVx)も、本実施形態では4倍とされ(M=4)、再構成された3D画像空間の1つの断面に4つのロケーションが含まれる。本発明における総取得時間は、Nzの減少によって決まり、通常の3D MRIの4分の1にすぎない。
Claims (14)
- 磁場勾配出力モジュールにより、被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加する工程と、
RF励起モジュールにより、前記被検体に高周波(RF)パルスを伝送し、当該被検体のスラブを励起して、連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させる工程と、
前記磁場勾配出力モジュールにより、前記磁気共鳴信号をエンコードするための3次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成する工程であって、選択された加速方向に沿った等価エンコード視野(FOV)を当該空間エンコーディング傾斜磁場により制御するとともに、当該加速方向の等価エンコード視野を通常の3D MRIスキャンの場合と比較して短縮する工程と、
エンコードされた磁気共鳴信号を生成するべく、前記磁場勾配出力モジュールにより、前記空間エンコーディング傾斜磁場(Gspen)とともに分離傾斜磁場(Gsep)を印加する工程と、
RF受信モジュールにより、エンコードされた前記磁気共鳴信号を受信し、画像処理モジュールにより、エンコードされた前記磁気共鳴信号を3D画像に再構成する工程と、
を備えたことを特徴とする3次元磁気共鳴イメージング方法。 - 前記FOVは、3D空間(X、Y、Z系)のいずれかを示すnに沿ったk空間のステップサイズを示すΔknによって、式
で定義され、
Δknは、
すなわち、磁気回転比(γ)と空間エンコーディング傾斜磁場強度(Gn)と各サンプリング点間の時間幅(Δt)との積、または、磁気回転比(γ)と固定傾斜磁場継続時間(t)と傾斜磁場強度ステップ(ΔGn)との積である
ことを特徴とする請求項1に記載の3次元磁気共鳴イメージング方法。 - 選択された前記加速方向に沿った前記等価エンコード視野は、加速係数(W)によって短縮されることを特徴とする請求項2に記載の3次元磁気共鳴イメージング方法。
- 前記加速係数(W)は、励起スラブサイズを示すthと、選択された前記加速方向に沿ったエンコード視野を示すFOVaccelとによって、式
で表されることを特徴とする請求項3に記載の3次元磁気共鳴イメージング方法。 - 画像分離方向に沿ったエンコード視野(FOV’n)は、式
で表され、
Mが前記加速係数(W)以上であることにより、再構成された前記3D画像の空間の各断面が前記分離傾斜磁場により分離された複数の画像を1つのグラフに収容可能であることを特徴とする請求項2に記載の3次元磁気共鳴イメージング方法。 - 前記分離傾斜磁場(Gsep)は、式
で表されることにより、距離FOVaccelのエイリアス画像が最終的な結果画像において完全に分離可能であることを特徴とする請求項4に記載の3次元磁気共鳴イメージング方法。 - 被検体にRFパルスを伝送し、当該被検体のスラブを励起することで、核スピンごとに連続周波数帯域を有する磁気共鳴信号を生成させる高周波(RF)励起モジュールと、
前記被検体にスラブ選択傾斜磁場を印加し、さらに前記磁気共鳴信号をエンコードするための3次元にわたる空間エンコーディング傾斜磁場を形成し、エンコードされた磁気共鳴信号を生成するべく前記空間エンコーディング傾斜磁場(Gspen)とともに分離傾斜磁場(Gsep)を印加する磁場勾配出力モジュールと、
エンコードされた前記磁気共鳴信号を受信するRF受信モジュールと、
エンコードされた前記磁気共鳴信号を受け取るべく前記RF受信モジュールに接続されるとともに、エンコードされた前記磁気共鳴信号を3D画像に再構成する画像処理モジュールと、
前記磁場勾配出力モジュール、前記RF励起モジュール、前記RF受信モジュール、および前記画像処理モジュールに接続されたシーケンス・コントローラと、
を備え、
前記シーケンス・コントローラは、前記3D画像を生成するべく、前記磁場勾配出力モジュール、前記RF励起モジュール、前記RF受信モジュール、および前記画像処理モジュールを制御することを特徴とする3次元磁気共鳴画像取得装置。 - 前記RF励起モジュールは、核スピンごとに1つの連続周波数帯域で構成されるRFパルスを印加するために用いられることを特徴とする請求項7に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。
- 前記磁場勾配出力モジュールは、目的に応じて異なる、空間エンコーディング傾斜磁場(Gspen)、選択傾斜磁場、または分離傾斜磁場としての3次元空間における傾斜磁場の大きさおよび継続時間を制御するために用いられることを特徴とする請求項7に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。
- 前記空間エンコーディング傾斜磁場の継続時間および強度によって、3D空間(X、Y、Z系)のいずれかを示すnに沿ったk空間のステップサイズを示すΔknに係る式
により等価エンコード視野(FOV)が定まり、
Δknは、磁気回転比(γ)と空間エンコーディング傾斜磁場強度(Gn)と各サンプリング点間の時間幅(Δt)との積、または、磁気回転比(γ)と固定傾斜磁場継続時間(t)と傾斜磁場強度ステップ(ΔGn)との積であることを特徴とする請求項9に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。 - 選択された加速方向に沿った等価エンコード視野(FOV)は、加速係数(W)によって短縮されることを特徴とする請求項9に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。
- 前記加速係数(W)は、励起スラブサイズを示すthと、選択された前記加速方向に沿ったエンコード視野を示すFOVaccelとによって、式
で表されることを特徴とする請求項10に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。 - 前記分離傾斜磁場(Gsep)は、式
で表されることにより、距離FOVaccelのエイリアス画像が最終的な結果画像において完全に分離可能であることを特徴とする請求項9に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。 - 画像分離方向に沿ったエンコード視野(FOV’n)は、式
によって調整され、Mが前記加速係数(W)以上であることにより、再構成された前記3D画像の空間の各断面が前記分離傾斜磁場により分離された複数の画像を1つのグラフに収容可能であることを特徴とする請求項10に記載の3次元磁気共鳴画像取得装置。
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