JP3572475B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は体動アーチファクト除去方法に関し、特にフーリエ変換ＭＲＩ法によって得られた断層像において、被検体の動きによって発生するアーチファクトを抑制する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水分子に磁気共鳴を起させ、それによって発生する磁気共鳴信号からその平面内における断層像を得る医用画像診断装置である。一般的には、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する磁気共鳴信号（エコー）を得る。エコーに位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙとするｋ空間と呼ばれるメモリに格納される。１つのエコーは、ｋｘ軸に並行な１本のラインを占める。このｋ空間に対して逆フーリエ変換することによって画像再構成が行われる。
【０００３】
エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、最も一般的な撮影法であるスピンエコー法は、そのパルスシーケンスを繰り返して作動させ、繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコーを順次計測していく方法である。
【０００４】
撮影中に被検体の動き、特に呼吸による動きがあった場合、その動きの方向に画像のぶれが生じ、位相エンコード傾斜磁場方向（位相エンコード方向）にゴースト状のアーチファクトが発生する。従来、このアーチファクトを最小に抑えるための種々の方法が提案されてきた。例えば、呼吸停止法は、撮影中、被検体に呼吸を停止させる方法で、アーチファクトのない断層像が得られる。しかし、撮影時間が数分から数十分かかる一般のＭＲＩでは、被検体に多大な負担がかかり、ときには撮影不可能になるという問題がある。また、呼吸に同期して撮影するゲート法は、一般に計測時間が著しく長くなる。
【０００５】
体動アーチファクトの様子を図１と図２に示す。いずれの図も撮影視野内（１２８×１２８ピクセル）の中心１ピクセルのみに存在する被検体を撮影した画像であり、図１は被検体が静止している場合、図２は、位相エンコード方向に±３ピクセルの範囲を周期運動している場合の画像である。各図において、（ａ）は、位相エンコード量に対する被検体の体動量、（ｂ）は、再構成画像の位相エンコード方向の投影図（プロジェクション）である。
【０００６】
図１（ｂ）では、被検体が静止しているため、中心だけが鋭いピークをもち、アーチファクトは全く発生していない。これに対して、被検体に動きがある場合の撮影では、体動に関係なく位相エンコード量を決めているため、図２（ａ）のように位相エンコード量に対する体動量はランダムに変化し、図２（ｂ）ではプロジェクションが全体に広がってしまい、中心のピークがほとんど消滅している。画像にアーチファクトが発生していることが分かる。
【０００７】
呼吸モニタは、例えば、直径約２ｃｍのコイン形状をした風船を胸骨最下部付近の体表面に装着し、呼吸運動による風船内部の空気変化を電圧に変換して測定する装置が一般的である。
【０００８】
体動アーチファクトを抑制する撮影法の一つにロープ（ＲＯＰＥ）法がある。ロープ法では、被検体の動きをモニタしながら撮影を行い、体動量に応じて位相エンコード量を調節して撮影を行う。その際、位相エンコード量の変化に対する体動量の変化がなめらかになるようにする。位相エンコード量と体動量の関係は、あらかじめ測定した被検体の動きから求めた体動量の確率分布を用いて、各位相エンコード量の発生が等確率となるようにする。その結果、ゴースト状のアーチファクトを著しく減らすことができる。
【０００９】
このロープ法について、図２と同様の撮影を行った結果を図３に示す。図で、（ａ）は、位相エンコード量に対する被検体の体動量、（ｂ）は、再構成画像の位相エンコード方向の投影図（プロジェクション）である。ロープ法では、理想的には（ａ）のように位相エンコード量に対して体動量がほぼ２次関数的に変化する（２次関数は、右端で折り返し左端へ続いている）。このとき画像には、（ｂ）に示すようにほとんどアーチファクトが発生していない。
【００１０】
以上説明した体動アーチファクトとロープ法については、マイケル・エル・ウッド及びマーク・ヘンケルマン、メディカル・フィジックス、第１３巻、第６番、１９８６（Ｍｉｃｈａｅｌ Ｌ． Ｗｏｏｄ ａｎｄ Ｍａｒｋ Ｈｅｎｋｅｌｍａｎ， Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ， Ｖｏｌ． １３、 Ｎｏ． ６、 １９８６）に詳細に述べられている。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上述のロープ法では図３（ｂ）に示すように、ピークの幅が太くなっており、画像にぶれが生じるという問題がある。
【００１２】
また、撮影前に測定した被検体の動きから位相エンコード量と体動量の関係を求めているため、撮影や被検体ごとにこの関係が異なる。従って、この関係は被検体の動きのパターンに大きく依存し、必ずしも図３のような２次関数的になるとは限らない。その場合には、アーチファクトが発生する可能性が高くなる。
【００１３】
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的とするところは、従来の技術における上述の如き問題を解消し、画像のぶれがより小さく、被検体ごとの効果のばらつきの少ない磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の上記目的は、静磁場を発生する手段と、静磁場傾斜をかける傾斜磁場を印加する手段と、検査対象に高周波磁場を印加する手段と、検査対象からの磁気共鳴信号であるエコーを検出する手段と、前記傾斜磁場を印加する手段と前記高周波磁場を印加する手段とを制御する制御手段と、前記検査対象の動きを測定する体動測定手段とを有し、前記制御手段は、エコーを発生させるとともに位相エンコード量を付与してエコーを計測するシーケンスを、前記位相エンコード量を順次変化させながら実施する磁気共鳴イメージング装置において、前記体動測定手段によって測定された前記体動量変位と前記位相エンコード量との関係は、一対一の関係をもち、前記位相エンコード量が０の付近で、前記体動量変位は不連続に正負のピーク値になるようにし、前記位相エンコード量の絶対値が増加するにつれて、前記体動量変位は０に設定した前記被検体の基準位置に近づき、かつ前記体動量変位の絶対値の減少率は徐々に低下するという関係にでることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１５】
また、本発明の上記目的は、体動検出手段によって検出された体動量と位相エンコード量との関係において、位相エンコード量が０の付近で、被検体の基準位置からの体動量変位が不連続に正負のピーク値になるようにし、被検体の基準位置からの体動量変位は、位相エンコード量の絶対値が大きくなるにつれて０に漸近し、前記体動量変位の位相エンコード量に対する微分の符号は一定であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１６】
さらに、本発明の上記目的は、前記基準位置とピークの値は、前記体動測定手段によって計測された検査対象の体動量の頻度分布によって決定されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１７】
【発明の実施の形態】
図４は、磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示すブロック図である。図で、１０１は静磁場を発生するマグネット、１０２は傾斜磁場を発生するコイル、１０３は被検体であり、これはマグネット１０１およびコイル１０２内に設置される。また、シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、傾斜磁場および高周波磁場を発生する。高周波磁場はプローブ１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から発生した信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする磁気共鳴周波数（以下、検波基準周波数と記す）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。結果はディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均一度を調整する必要があるときは、シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各コイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をコイル１１２より発生させる。また、シーケンサ１０４は、呼吸モニタなどの体動測定装置１１４からの出力信号をモニタする。なお、シーケンサ１０４は通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。該プログラムのうち、特に高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。
【００１８】
この装置を用いた本発明による撮影手順の概略を、図５に示す典型的なパルスシーケンスであるスピンエコー法を用いて説明する。
【００１９】
まず、静磁場中に被検体を置き、体動測定装置１１４からの出力を一定時間シーケンサ１０４が測定し、被検体の動きの基準位置を求める。これには、体動測定装置１１４の出力から求めた体動量の頻度分布を利用する。図６（ａ）は、ある被検体からサンプリング間隔３９．１ｍｓで得られた呼吸動モニタの出力の一部である。横軸が時間、縦軸が出力を表す。図より、被検体は呼吸により周期的に動いていることが分かる。図６（ｂ）は、この測定を１６０秒間続けた場合の体動量の頻度分布を示す。横軸は体動量、縦軸は頻度を表し、横軸の左端と右端はそれぞれ体動量の最小値と最大値である。また、図７は、別の被検体で測定した結果を示す。このように、体動量の頻度分布は、体動量の中心付近にピークをもつ傾向にある。そこで、このピークに対応する体動量を被検体の動きの基準位置とする。なお、実際の撮影では、この体動測定の時間は任意であるが、通常は３０ｓ程度で十分である。
【００２０】
次に、体動量と位相エンコード量との関係を決定する。体動量と位相エンコード量との関係は、被検体の基準位置からの変位が位相エンコード量に対して以下の条件を満すようにする。すなわち、（１）位相エンコード量が０の付近で不連続に正負のピーク値をとる。（２）位相エンコード量の絶対値が大きくなるにつれて０に漸近する。（３）位相エンコード量に対する微分の符号は不変である。
例えば、被検体の基準位置からの変位ｄは、位相エンコード量ｋｙを用いて、次式で表される。
【００２１】
【数１】

【００２２】
ここで、ｎｙは位相エンコード量を変化させる回数（パルスシーケンスの繰り返し回数）、Ａは基準位置と体動量の最小値との差、Ｂは基準位置と体動量の最大値との差であり、−ｎｙ／２＜＝ｋｙ＜＝ｎｙ／２−１である。要するに、体動測定装置によって測定された体動量変位と位相エンコード量との関係は、一対一の関係をもち、位相エンコード量が０の付近で、体動量変位は不連続に正負のピーク値になるようにし、位相エンコード量の絶対値が増加するにつれて、体動量変位は０に設定した被検体の基準位置に近づき、かつ体動量変位の絶対値の減少率は徐々に低下するという関係を示す数式であればよい。
【００２３】
最後に、シーケンサ１０４はパルスシーケンスを実行し、画像を撮影する。すなわち、図５に示すパルスシーケンスで、スライス傾斜磁場２０１の印加とともに磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を印加し、対象物体内のあるスライスに磁気共鳴現象を誘起する。磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス２０３を印加した後、エコーを生成するためにスライス傾斜磁場２０４とともに１８０度パルス２０５を印加する。そして、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス２０６と２０７を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）２０８を計測する。以上の手順を繰り返し時間ＴＲで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。
【００２４】
以上の計測の間、体動測定装置１１４は、検査対象の動きを測定し、シーケンサ１０４にその信号を送る。シーケンサ１０４はその信号に応じて、先に求めた体動量と位相エンコード量の関係に従い、位相エンコード傾斜磁場パルス２０３の大きさを繰り返しごとに変化させる。
【００２５】
【発明の効果】
このような体動量と位相エンコード量の関係で撮影を行った場合の効果について説明する。まず、一例として、ｎｙ＝１２８で、ＡとＢを等しく３とした場合のｄ（ｋｙ）を図８（ａ）に示す。このとき、上述と同様の撮影を行うと、結果は図８（ｂ）に示すとおりとなる。図３のロープ法と比較すると、ピークの幅がより細くなり、画像のぶれが小さくなっている。
【００２６】
また、基準位置からの変位ｄの最大値が変位の正側と負側で異なる場合、すなわち、Ａ≠Ｂの場合にも、同様の効果が得られる。例えば、図９は、Ａ＝４、 Ｂ＝２の場合の撮影結果である。同図（ａ）は体動量と位相エンコード量の関係、（ｂ）はプロジェクションである。図３のロープ法と比較すると、やはり、ピークの幅がより細くなり、画像のぶれが小さくなっている。従って、基準位置が体動量の最大値と最小値の中心からずれていても効果に影響しない。
【００２７】
以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、被検体ごとに体動のパターンが変化してもほぼ一定の効果が得られ、アーチファクトのない断層像を得ることができるという顕著な効果を奏するものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】静止している被検体の体動−位相エンコード量関係とプロジェクションを示す図である。
【図２】動きのある被検体の体動−位相エンコード量関係とプロジェクションを示す図である。
【図３】従来法における体動−位相エンコード量関係とプロジェクションを示す図である。
【図４】本発明の一実施例の磁気共鳴イメージング装置を示す図である。
【図５】本発明の一実施例のパルスシーケンスである。
【図６】本発明の一実施例の体動とその頻度分布である。
【図７】本発明の一実施例の体動とその頻度分布である。
【図８】本発明の一実施例の体動−位相エンコード量関係とその効果を示す図である。
【図９】本発明の一実施例の体動−位相エンコード量関係とその効果を示す図である。
【符号の説明】
１０１ 静磁場を発生するマグネット
１０２ 傾斜磁場コイル
１０３ 被検体
１０４ シーケンサ
１０５ 傾斜磁場電源
１０６ 高周波磁場発生器
１０７ プローブ
１０８ 受信器
１０９ 計算機
１１０ ディスプレイ
１１１ 記憶媒体
１１２ シムコイル
１１３ シム電源
２０１ スライス傾斜磁場パルス
２０２ 磁化励起用高周波磁場パルス
２０３ 位相エンコード傾斜磁場パルス
２０４ スライス傾斜磁場パルス
２０５ １８０度パルス
２０６、２０７ リードアウト傾斜磁場パルス
２０８ エコー

Claims (3)

1. 静磁場を発生する手段と、静磁場傾斜をかける傾斜磁場を印加する手段と、検査対象に高周波磁場を印加する手段と、検査対象からの磁気共鳴信号であるエコーを検出する手段と、前記傾斜磁場を印加する手段と前記高周波磁場を印加する手段とを制御する制御手段と、前記検査対象の動きを測定する体動測定手段とを有し、前記制御手段は、前記エコーを発生させるとともに位相エンコード量を付与して前記エコーを計測するシーケンスを、前記位相エンコード量を順次変化させながら実施する制御を行い、前記体動測定手段によって測定された前記体動量変位と前記位相エンコード量との関係は、一対一の関係をもち、前記位相エンコード量が０の付近で、前記体動量変位は不連続に正負のピーク値になるようにし、前記位相エンコード量の絶対値が増加するにつれて、前記体動量変位は０に設定した前記被検体の基準位置に近づき、かつ前記体動量変位の絶対値の減少率は徐々に低下するという関係であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記基準位置とピークの値は、前記体動測定手段によって計測された前記検査対象の体動量の頻度分布によって決定され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検査装置。
3. 体動検出手段によって検出された体動量と位相エンコード量との関係において、位相エンコード量が０の付近で、被検体の基準位置からの体動量変位が不連続に正負のピーク値になるようにし、被検体の基準位置からの体動量変位は、位相エンコード量の絶対値が大きくなるにつれて０に漸近し、体動量変位の位相エンコード量に対する微分の符号は一定であ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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