JP2015020037A

JP2015020037A - 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場印加制御方法

Info

Publication number: JP2015020037A
Application number: JP2013153166A
Authority: JP
Inventors: 剛司石川; Goji Ishikawa
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2013-07-24
Filing date: 2013-07-24
Publication date: 2015-02-02

Abstract

【課題】極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加する場合に，傾斜磁場電源の性能を効率的に使用することで，パルスシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)の延長を抑制する。
【解決手段】極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加するパルスシーケンスの場合に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計と傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度とを比較する。そして，印加強度の絶対値の合計が，傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度以下となる場合に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを統合して一つの立ち上がり時間で立ち上がる統合傾斜磁場パルスに変換する。最後に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを統合傾斜磁場パルスに置き換えたパルスシーケンスを用いてエコー信号の計測を制御する。
【選択図】図5

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，傾斜磁場パルスの印加制御に関する。

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、NMR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再構成される。

上記MRI装置における撮像法は多種の手法が存在するが、極性の異なる2つの連続する傾斜磁場パルスの印加パターンを有する典型的なパルスシーケンスとして、グラディエントエコー(以下，GrEと略記する)シーケンスがある。GrEシーケンスは，エコー信号を収集するための読み出し傾斜磁場パルスの印加直前に異なる極性の傾斜磁場パルスの印加を行う。これらの傾斜磁場パルスは台形状の形状を有している(例えば特許文献1)。

特開2005-319074号公報

一般的に，傾斜磁場パルスの立ち上がりに要する時間は、傾斜磁場電源の性能に依存し、印加すべき強度が強くなるほど長くなる。

そして，永久磁石装置においては、傾斜磁場パルスの立ち上がりに要する時間は、印加すべき傾斜磁場パルスの強度によらず一定とすることが好ましい。また，強い強度の傾斜磁場パルスを印加することで生じる残留磁場が画質に影響を与えることがあり、多くの場合、強い強度の傾斜磁場パルスを印加することは避けられる傾向にある。

従って、永久磁石装置においては、傾斜磁場パルスの印加強度の観点からみると，傾斜磁場電源に余裕のある状態でパルスシーケンスが生成されることが多い。さらに，傾斜磁場パルスの立ち上がり時間を一定にする場合には、傾斜磁場電源の性能を効率的に使用することができない状態でパルスシーケンスが生成されることになる。その結果，パルスシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)が延長することになる。特許文献1では，このような課題について考慮されていない。

そこで本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加する場合に，傾斜磁場電源の性能を効率的に使用することで，パルスシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)の延長を抑制することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は以下のように構成される。即ち、極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加するパルスシーケンスの場合に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計を算出し，印加強度の絶対値の合計と傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度とを比較する。そして，印加強度の絶対値の合計が，傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度以下となる場合に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを統合して一つの立ち上がり時間で立ち上がる統合傾斜磁場パルスに変換する。最後に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを統合傾斜磁場パルスに置き換えたパルスシーケンスを用いてエコー信号の計測を制御する。

本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加制御法によれば，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加する場合に，傾斜磁場電源の性能を効率的に使用することができ，パルスシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)の延長を抑制することができる。

本発明が適用されるMRI装置の全体を示すブロック図。本発明の一実施例についての機能ロック図。本発明のMRI装置が採用するGrEシーケンスのパルスシーケンスと発生するエコー信号を示す説明図。本発明のMRI装置の一実施例の処理フローを示すフローチャート。 GrEシーケンスにおける2つの極性の異なる連続した傾斜磁場の立ち上がり時間の制御を示す図。(a)は従来手法の一例を示し，(b)は本発明の一例を示す。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例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装置を図1に基づいて説明する。図1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101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、RF受信コイル105及び信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部112と、表示・操作部118と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド106と、を備えて構成される。

静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101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、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101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。

傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。この傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とを含めて傾斜磁場発生部となる。

2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、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(読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、核磁気共鳴信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。

RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。このRF送信コイル104とRF送信部110とを含めてRFパルス発生部となる。

RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号処理部107に接続されて受信したエコー信号が信号処理部107に送られる。

信号処理部107は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号処理部107が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換する。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。そして、信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。

計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号処理部107に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部112の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスの制御データに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号処理部107を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。

繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変えて行なう。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部112に出力する。

全体制御部112は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、演算処理部(CPU)114と、メモリ113と、磁気ディスク等の内部記憶部115と、外部ネットワークとのインターフェースを行うネットワークIF116と、を有して成る。また、全体制御部112には、光ディスク等の外部記憶部117が接続されていても良い。

具体的には、計測制御部111に撮像シーケンスの実行によりエコーデータを収集させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させることを意味する。また、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。

そして演算処理部114は、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部118に表示させ、内部記憶部115や外部記憶部117に記録させたり、ネットワークIF116を介して外部装置に転送したりする。

表示・操作部118は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部112で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

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。

＜GrEシーケンスの一例＞
次に，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加する印加パターンを有するパルスシーケンスの一例として，GrEシーケンスの一例を図2に基づいて説明する。なお，本発明はGrEシーケンスに限らず，FSE(高速スピンエコー)シーケンスや，EPI(Echo Planar Imaging)シーケンス等にも適用可能である。

図2は，GrEシーケンスの一繰り返し分のタイミングチャートを表し，RF，Gs，Gp，Gr，及びSignalは，それぞれ，RFパルス，スライス選択傾斜磁場，位相エンコード傾斜磁場，読み出し傾斜磁場，及びエコー信号の時間軸を表している。その様なGrEシーケンスの制御データが，操作者により設定された撮像条件に基づいて演算処理部114で生成され，計測制御部111に通知されて，計測制御部111でGrEシーケンスが実行される。具体的には次のとおりである。

最初に，被検体の所望のスライスを選択励起するために，スライス選択傾斜磁場102と共に励起パルス101が印加され、次いでリフェーズ傾斜磁場103，位相エンコード傾斜磁場104およびディフェーズ傾斜磁場105が印加される。励起パルス101は，任意のフリップ角のRFパルスが採用される。リフェーズ傾斜磁場103は，励起されたスピンの位相を収束させるための傾斜磁場パルスで，スライス選択傾斜磁場102の後に印加されて該スライス選択傾斜磁場102とは互いに逆の極性を有する。

ディフェーズ傾斜磁場105は，エコー信号107を計測するために励起されたスピンの位相を予め分散させておくための傾斜磁場パルスであり，読み出し傾斜磁場106の前に印加されて該読み出し傾斜磁場106とは互いに逆の極性を有する。次いで読み出し傾斜磁場106が印加された状態で，励起パルス101の印加からエコー信号時間TE後にエコー信号107が計測される。エコー時間TE後にも印加される読み出し傾斜磁場106の印加面積(印加波形と時間軸とで囲む面積)は、少なくともそれ以前に印加されたディフェーズ傾斜磁場105の面積以上にされる。

このような一繰り返し分のGrEシーケンスが，位相エンコード傾斜磁場の印加量を変えて，所定の位相エンコード数分繰り返されて、計測されたエコー信号から画像が再構成される。

以上の様なGrEシーケンスにおける傾斜磁場パルス102,103及び105,106のような，互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルスが本発明の適用対象であり，本発明は，互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルスを一つの立ち上がり時間で立ち上がりを行うことを特徴とする。以下，本発明の実施例を詳細に説明する。

＜本発明の一実施例の機能＞
次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加制御法の一例を実現するための演算処理部114の各機能の一例を図3に示す機能ブロック図に基づいて説明する。本一例に係る演算処理部114は、撮像条件設定部301と，パルスシーケンス生成部302と，傾斜磁場統合部303と，を有して成る。各機能部の処理は，後述する実施例の処理フローで合わせて説明する。

＜実施例の処理フロー＞
次に、本発明のMRI装置及び傾斜磁場印加制御法の一例を実現するための，前述の各機能部が連携して行なう処理フローを図4に示すフローチャートに基づいて説明する。本処理フローは、予めプログラムとして内部記憶部115に記憶されており、演算処理部114が内部記憶部115からそのプログラムを読み込んで実行することにより実施される。以下、各処理ステップの処理内容を詳細に説明する。

ステップ401で，撮像条件設定部301は，撮像条件の設定用GUIを表示部に表示し，操作者による撮像条件の値の入力設定を受け付ける。この撮像条件には，実行するパルスシーケンスの選択及びその繰り返し時間(TR)，エコー時間(TE)等の撮像パラメータの設定値を受け付ける入力を備えている。撮像条件設定部301は，操作者により選択されたパルスシーケンス及びその撮像パラメータの設定値をパルスシーケンス生成部302に通知する。

ステップ402で，パルスシーケンス生成部302は，ステップ401で撮像条件設定部301から通知されたパルスシーケンス及びその撮像パラメータの設定値を基に、傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間でパルスシーケンスの制御データを生成する。

ステップ403で，傾斜磁場統合部303は，ステップ402で生成されたパルスシーケンスの制御データの内で，互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルス(A1，A2)を選択し，選択した各傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値(ABS(A1)，ABS(A2))をそれぞれ算出する。

ステップ404で，傾斜磁場統合部303は，ステップ403にて算出した2つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計(SUM＝ABS(A1)＋ABS(A2))と，傾斜磁場電源の性能上の最大印加強度(Amax)との比較を行う。

そして、2つの傾斜磁場の印加強度の絶対値の合計が、傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度以下(SUM≦Amax；Yes)であれば、2つの傾斜磁場パルスの立ち上がりを、1つの傾斜磁場パルスの立ち上がり時間にて立ち上げることが可能となるため、ステップ405に移行する。

一方，2つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計が傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度を超過する(SUM＞Amax；No)場合は、傾斜磁場パルスの統合を行わずに従来どおりの処理を行うために，パルスシーケンス生成部302は，ステップ402で生成したパルスシーケンスの制御データを計測制御部111に通知する。そして，ステップ406に移行する。

ステップ405で，傾斜磁場統合部303は，2つの傾斜磁場パルスの立ち上がりを1つの立ち上がり時間で立ち上げるように該2つの傾斜磁場パルスを統合して，統合傾斜磁場パルスの制御データを再計算する。傾斜磁場統合部303は，ステップ404，405の処理を，ステップ403で選択した全ての互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルスの組みに対して実施する。そして，再計算した統合傾斜磁場パルスの制御データをパルスシーケンス生成部302に通知する。パルスシーケンス生成部302は，ステップ402で生成した互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルス(A1，A2)の制御データを，通知された統合傾斜磁場パルスの制御データで置き換えて，パルスシーケンスの制御データを更新する。そして，パルスシーケンス生成部302は，更新したパルシーケンスの制御データを計測制御部111に通知する。

ステップ406で，計測制御部111は，ステップ404又は405でパルスシーケンス生成部302から通知されたパルスシーケンスの制御データに基づいてパルスシーケンスを実行する。
以上までが，本実施例の処理フローの概要である。

次に，ステップ405における互いに極性が異なる2つの連続した傾斜磁場パルスの統合による，繰り返し時間(TR)及びエコー時間(TE)の短縮効果について，図5に基づいて説明する。図5は，図2に示したGrEシーケンスにおける2つの極性の異なる連続した傾斜磁場パルス102,103 のみを抽出して表したものである。

(a)は，上記ステップ402における傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間で傾斜磁場パルス102,103を生成した一例であり，(b)は(a)に示した2つの傾斜磁場パルス102,103を上記ステップ405で統合した結果の一例である。ここで2つの極性の異なる連続した傾斜磁場パルスの印加強度をそれぞれ、A1、A2とする。また，印加強度が0からA1及びA2に達するまでの立ち上がり時間をいずれもToffとする。

2つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値：ABS(A1)、ABS(A2)の和であるABS(A1)＋ABS(A2)を、傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度(Amax)と比較すると，
ABS(A1)＋ABS(A2) ＞ Amax
の場合には，傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度を超過するため，2つの傾斜磁場パルスを一つの立ち上がり時間で立ち上げるように統合することはできないので，(a)に示すように，2つの傾斜磁場パルスの立ち上がりに要する時間は，従来通りToffX2となる。

これに対して，
ABS(A1)＋ABS(A2)≦ Amax
の場合には，傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度を超過しないために，2つの傾斜磁場パルスの立ち上がりを1つの立ち上がり時間にて立ち上げるように統合することが可能となる。(b)に示す統合後の例では，統合された傾斜磁場パルスの立ち上がりに要する時間はToffであり，(a)の場合と比較してToff分短縮することが可能となる。その結果，GrEシーケンスにおける繰り返し時間(TR)及びエコー時間(TE)の延長を抑制することが可能になる。なお，傾斜磁場パルス105,106についても，傾斜磁場パルス102,103と同様である。

以上説明したように，本実施例のMRI装置及び傾斜磁場印加制御法によれば，極性の異なる2つの傾斜磁場パルスを連続して印加する場合に，傾斜磁場電源の性能を効率的に使用することができ，パルスシーケンスの繰り返し時間(TR)やエコー時間(TE)の延長を抑制することができる。

101 被検体、102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 送信RFコイル、105 RF受信コイル、106 寝台、107 信号処理部、108 全体制御部、109 傾斜磁場電源、110 RF送信部、111 計測制御部、113 メモリ、114 演算処理部(CPU)、115 内部記憶部、116 ネットワークIF、117 外部記憶部、118 表示・操作部

Claims

極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを連続して印加するパルスシーケンスに基づいて傾斜磁場電源を制御して，被検体に前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを印加してエコー信号の計測を制御する計測制御部と，
前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像を再構成する演算処理部と，
を有し，
前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを統合して一つの立ち上がり時間で立ち上がる統合傾斜磁場パルスに変換する傾斜磁場統合部を有し，
前記計測制御部は，前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを前記統合傾斜磁場パルスに置き換えた前記パルスシーケンスを用いて前記エコー信号の計測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。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において，
前記傾斜磁場統合部は，前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計が，前記傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度以下となる場合に，前記統合傾斜磁場パルスへの変換を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
磁気共鳴イメージング装置において，極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを連続して印加するパルスシーケンスに基づいて傾斜磁場電源を制御して傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場印加制御方法であって，
前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスの印加強度の絶対値の合計を算出するステップと，
前記印加強度の絶対値の合計と前記傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度とを比較するステップと，
前記印加強度の絶対値の合計が，前記傾斜磁場電源の性能上の立ち上がり時間での最大印加強度以下となる場合に，前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを統合して一つの立ち上がり時間で立ち上がる統合傾斜磁場パルスに変換するステップと，
前記極性の異なる２つの傾斜磁場パルスを前記統合傾斜磁場パルスに置き換えた前記パルスシーケンスを用いて前記エコー信号の計測を制御するステップと，
を有して成ることを特徴とする傾斜磁場印加制御方法。