JP3669976B2 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、特に、低侵襲手術の分野において、カテーテル等の手術用器具の先端位置を撮影条件にフィードバックしMRI(Magnetic Resonance Imaging)画像を取得するMRIトラッキング技術を用いたMRI装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
従来技術の問題点を明らかにするため、まずMRI画像とその元データ、及び撮影シーケンス(磁場印加手順を示すタイムチャート)と前記元データとの対応について説明する。
【0003】
図7に、MRI画像の元データを格納するデータ配列を示す。図中、○印の配置はデータのサンプリングポイントを示す。このデータ配列は、MRI技術分野ではk空間(周波数空間)と呼ばれている。k空間とMRI画像とはフーリエ変換/逆変換により関連付けられており、図7のkx軸、ky軸は、空間座標軸のx軸、y軸にそれぞれ対応する。k空間上のデータを用いてMRI画像を作成する処理は画像再構成と呼ばれる。画像再構成には、フーリエ変換の他に、様々な信号処理が含まれる。以下、配列数128×128(kx方向×ky方向)の場合を例に用いて、説明する。
【0004】
図8は、(a)撮影シーケンスと(b)k空間へのデータ配列を示す。本図に示した様に、k空間上の座標と傾斜磁場印加量とは一対一に対応する。一般に、1個のMR信号のサンプリングによりkx方向に128個のデータが充填される。繰り返し時間TR毎にGyの振幅を変更しMR信号を取得するプロセスを、128回繰り返して128個のMR信号を取得し、128×128の全配列データを取得する。
【0005】
MRIトラッキング技術では、例えばカテーテル等の手術用器具の先端の位置を含み、カテーテル進行方向に直交するスライス面を画像化する。カテーテルを操作する術者にストレスを感じさせずにトラッキングを実行するには、画像を短時間で更新する必要がある。ここで、画像の更新間隔は繰り返し時間TRに依存するため、TR短縮は画像の更新間隔短縮を実現する上で最も有効な方法である。TR短縮を実現する方法として、傾斜磁場の高強度化・低フリップ角化が挙げられるが、SN比やハードウェア上の制約があり、著しいTR短縮は実現困難である。
【0006】
画像の更新間隔を短縮する別の方法として、k空間上のデータを重複利用する方法が知られている。データ重複利用の概略を図9に示す。なお、本図、及び以後に示す図において、ハッチングを施したk空間領域は、新規にデータ取得したことを表している。Scan1からScan4までのデータを用いて再構成したものを画像1とし、また、Scan5からScan8までのデータを用いて再構成したものを画像2と表す。データ重複利用では、画像1のk空間データ128×128の一部(Scan3、Scan4)と、画像2のk空間データ128×128の一部(Scan5、Scan6)とを組み合わせ、画像再構成を行う。すなわち、画像1と画像2との中間画像(Scan3〜Scan6)を生成することで、MRI画像の更新間隔を短縮する。これがデータ重複利用の基本的な適用例である。
【0007】
実際には、k空間上の中央付近(以下、低周波領域)のデータは画像のコントラストに寄与し、周辺部分(以下、高周波領域)は分解能に寄与すること、およびk空間全体の信号量の多くは低周波領域に集中していることから、低周波領域のデータを重点的に更新する。この代表的な公知例として、特開平5−192313号公報(従来例1)、特開平6−343621号公報(従来例2)が挙げられる。
【0008】
これらの従来例は、上述した様に、低周波領域のデータを重点的に更新する走査を行い、データ重複利用で再構成されるMRI画像の画質向上を実現している。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記従来技術を、MRIトラッキング技術に適用すると、次のような長所・短所がある。
【0010】
(1)画像の更新間隔を短縮可能である。
【0011】
(2)カテーテルの移動速度が速い場合、偽像が発生する。
【0012】
なお、(2)の移動速度とは、MRI画像間におけるカテーテル位置の差異であるので、移動量と置き換えても差し支えない。
【0013】
MRIトラッキング技術において、カテーテルの移動速度が速いと、MRI画像上に偽像が発生する。カテーテルの移動速度が速い場合、図9に示した画像1と画像2とで、スライス面が異なる場合と同等であり、これが偽像発生の原因となる。偽像が発生している間は、手術中の事故を防止するため、カテーテルを静止する。その結果、手術時間が延長され、患者の負担が増大する。
【0014】
以上の理由により、トラッキング時の偽像の量を小さくすること、及び偽像の発生している時間を短縮することが求められていた。
【0015】
そこで、本発明の目的は、偽像の大きさを小さく、かつその発生している時間を短縮することを可能にするMRI装置を提供することにある。
【0016】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明では、カテーテル先端の移動速度に対応して走査するk空間領域を変更する。すなわち、カテーテル先端の移動速度に対し閾値を定め、移動速度が閾値より大きい場合、k空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得する。これにより、偽像の大きさが小さくなり、かつその発生している時間を短縮することが可能になる。
【0017】
なお、一般に、低周波領域という用語は、頻繁に使用されているが、明確な定義はなされていない。上述した従来例1と従来例2も同様である。そこで、本発明においては、前記偽像を十分小さくするのに必要なk空間の原点付近の領域を、低周波領域と定義する。
【0018】
以下に、本発明の代表的な構成例を列挙する。
【0019】
本発明の磁気共鳴撮影装置は、カテーテル等の手術用器具の先端位置を撮影条件にフィードバックし、MRI画像を取得するトラッキング手段を備えた磁気共鳴撮影装置において、前記器具の先端の移動速度に対し閾値を定め、前記移動速度が閾値より大きい場合、k空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得するよう構成したことを特徴とする。
【0020】
また、本発明の磁気共鳴撮影装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるk空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しMRI画像を作成する計算機と、前記MRI画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、カテーテル等の手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するトラッキング手段とを有し、かつ、前記器具の移動速度に対し閾値を定め、前記移動速度が閾値より大きい場合、前記k空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得するよう構成したことを特徴とする。
【0021】
また、本発明の磁気共鳴撮影装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるk空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しMRI画像を作成する計算機と、前記MRI画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、カテーテル等の手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するMRIトラッキング手段とを有し、かつ、
(1)前記器具の位置または移動速度のデータに対する閾値を、前記メモリ上に保持すること、
(2)前記器具の位置または移動速度のデータを受信し、前記閾値との大小を比較して、前記器具の位置または移動速度のデータが、前記閾値より大きい場合に取得する、前記磁気共鳴信号の前記データ配列上のアドレスをメモリ上に保持すること、
(3)前記器具の位置または移動速度のデータが前記閾値より大きい場合、前記アドレスの位相変調の大きさを実現する傾斜磁場印加量を導出し、前記傾斜磁場発生手段から出力すること、
(4)前記器具の移動前に取得された前記配列データの一部を、前記磁気共鳴信号を前記信号検出手段により検出して取得した配列データで更新すること、
(5)作成された前記配列データに対して、所定の演算処理を施しMRI画像を作成すること、を特徴とする。
【0022】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について、図面を参照して説明する。
【0023】
まず、本発明の実施例を説明するにあたり、k空間の座標軸を変更する。これは、次の理由による。
【0024】
先述の従来技術を示した図7から図9においては、kxを信号読み出し方向の座標軸、kyを位相エンコード方向の座標軸に設定した。しかし、MRIトラッキング技術においては、カテーテルの動きに同期してスライス面を逐次変化させる。スライス面の変化と同時に、信号読み出し方向および位相エンコード方向も変化させて信号を取得するため、k空間の座標軸をxyzの空間座標系で扱うことは困難になる。
【0025】
そこで、信号読み出し方向を表すk空間座標軸をkr、位相エンコード方向を表すk空間座標軸をkpとし、本発明の実施例に関して説明する。
【0026】
図10は、本発明に用いられるMRI装置の構成例を示す。101は静磁場を発生する磁石、102は被験者などの検査対象、103は検査対象102を載せるベッド、104は高周波磁場を発生させるとともに検査対象102から生じるエコー信号を検出するための高周波磁場コイル、108、109、110はそれぞれx方向、y方向、z方向の傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生コイルである。105、106、107はそれぞれ上記各傾斜磁場発生コイル108、109、110に電流を供給するためのコイル駆動装置である。115は計測されたMR信号を処理し、画像再構成を行うための計算機、116は計算機115の再構成画像を表示するためのCRTディスプレイ、117は処理途中のデータや最終結果を格納するメモリである。
【0027】
MRI装置を用いた手術では、MRI装置付近にロボットアームなどカテーテル制御機構118が、周辺装置として設置される。カテーテル先端の移動速度に関する情報は、計算機15に入力・処理される。
【0028】
次に、MRI装置の動作の概要を説明する。まず、シンセサイザ111により発生させた高周波を、変調装置112で波形整形、増幅器113により電力増幅し、高周波磁場コイル104に電流を供給する。これにより、高周波磁場コイル104から高周波磁場が出力され、検査対象102の核磁化を励起する。検査対象102からのエコー信号は、高周波磁場コイル104により受信され、増幅器113で増幅、検波装置114で検波された後、計算機115に入力され、メモリ117上にk空間データの形式で保存される。その後、計算機115は画像再構成を行い、結果をCRTディスプレイ116上に表示する。
【0029】
本発明によるトラッキング技術の実施例として、下記の(1)から(3)の計測パラメータを使用する場合を想定して説明する。
【0030】
(1)撮影シーケンスの繰り返し時間は10msであり、k空間が128×128の配列で構成される場合の撮影時間は1280msである。
【0031】
(2)カテーテル制御機構118からMRI装置へは、カテーテル移動速度に関するデータが、160ms間隔で送信される。
【0032】
(3)カテーテル速度データの送信間隔が160ms毎であるので、1回のカテーテル速度データを送信する度に16個のMR信号が取得される。これを1ブロックとする。2ブロック分のデータ(32個のMR信号)を収集する毎に、MRI画像を更新する。
【0033】
以下、本発明において、カテーテルの移動速度が速い場合にも、偽像の大きさを小さく、かつ偽像の発生している時間を短縮するための手順の概要を、図1を用いて説明する。
【0034】
まず、カテーテル移動速度に対する閾値を設定し(工程1)、同様に、カテーテル移動速度が閾値を越えた場合の、k空間の走査開始座標を指定する(工程2)。次いで、カテーテル制御機構118からMRI装置への入力データ(以下、入力データ)と、工程1で設定した閾値との大小比較を行う(工程3)。ここで、前記入力データがカテーテルの位置座標に関するデータである場合は、最新の位置座標データの値と直前の位置座標データの値とで差分を計算する。この計算結果を移動速度と見なし、閾値との大小比較を、工程3において行う。
【0035】
大小比較の結果、閾値を上回る場合、指定されたk空間走査の開始位置からMR信号の取得を開始する(工程6)。前記k空間走査の開始座標は、図8(a)におけるGy方向傾斜磁場の振幅値を指定することにより実現される。工程6で取得されたデータにより、カテーテル移動前に取得したk空間データの低周波領域を更新し(工程7)、画像再構成を実行しMRI画像を作成する(工程8)。
【0036】
工程3の結果、閾値を上回らない場合、所定の位相エンコード傾斜磁場を印加して予め定められたk空間領域のMR信号を取得する(工程4)。その後、カテーテル移動前に取得したk空間データを工程4で取得されたデータにより更新し(工程5)、画像再構成を実行しMRI画像を作成する(工程8)。
【0037】
図1の手順によるk空間上の走査の一例を、図2に示す。ハッチングを施した領域は、新規に取得された2ブロック分のk空間領域である。通常はkp座標の値が大きいブロックから、領域1、領域2、領域3、領域4の順序でk空間を走査し、kp座標値が最小である領域4を走査後、再度、kp座標の値が最大である領域1からの走査を開始する。
【0038】
図2(a)は、カテーテル移動速度が閾値を超えない場合の、k空間走査を示す図である。MRI画像は、データ重複利用によりScan毎に更新され、全k空間のデータは、Scan1からScan4までのk空間走査により更新される。ここで、Scan5を開始する直前にカテーテル制御機構118から入力されたデータが、閾値より大きいとする。従来技術をMRIトラッキング技術に用いた場合は、カテーテルの情報を判断してk空間の走査を変更する処理が存在しないため、図2(b)に示すように、領域1からの走査となる。一方、本発明においては、閾値より大きい場合は低周波領域の走査を実行するので、図2(c)に示すように、領域2の走査を開始し、次いで領域3の走査を行う。
【0039】
ここで、偽像を小さくするのに要する時間、すなわち、低周波領域の走査完了に要する時間を比較すると、図2(b)の場合、Scan5からScan7までの3スキャン分の時間を要するのに対し、図2(c)の場合は、Scan5からScan6までの2スキャン分の時間のみである。
【0040】
図2では、偽像を小さくするのに十分な低周波領域を、k空間の原点を中心とする全体の50%の領域として、本発明の実施例を説明した。実際には、k空間全体に占める低周波領域の大きさは、撮影対象の大きさ、および撮影条件により異なる。そこで、図3に示すように、k空間の原点を中心とする全体の25%の領域が低周波領域である場合、すなわち、図2における領域2の半分と領域3の半分との領域で構成される場合の実施例について説明する。
【0041】
図4(a)は、入力データが閾値を超えない場合の、k空間走査を示す図である。Scan5を開始する直前に、カテーテル制御機構118からMRI装置へ入力された入力データが、閾値より大きいとする。従来技術をMRIトラッキング技術に用いた場合は、カテーテルの情報を判断してk空間の走査を変更する処理が存在しないため、図4(b)に示すように、領域1からの走査となる。一方、本発明においては、閾値より大きい場合は低周波領域の走査を実行するので、図4(c)に示す低周波領域の走査を開始する。
【0042】
ここで、偽像を小さくするのに要する時間を比較すると、図4(b)の場合、Scan5からScan7までの3スキャン分の時間を要するのに対し、図4(c)の場合は、Scan5のみで低周波領域の取得を完了するため、画質劣化が生じない。したがって、術者は、偽像の低減を待つことなく、カテーテル操作を継続することが可能である。
【0043】
なお、カテーテル移動速度のデータが、閾値より大きい場合、直後のScan5において低周波領域を走査する例を図4(c)に示したが、Scan6以後のk空間走査は、図4(c)の例に限定されない。例えば、図5(a)の様に、低周波領域を含む領域2と領域3を優先的に走査しても良い(Scan6、Scan7)。或いは、図5(b)の様に、スキャン開始時の領域区分を変更し、データ取得を継続しても良い。また、図5(b)を更に発展させ、各スキャンで走査するk空間領域を図6に示すように設定することも可能である。
【0044】
以上説明したように、本発明は、カテーテル制御機構118からMRI装置への入力データと予め設定した閾値との大小を逐次比較し、入力データが閾値を上回る場合は、k空間の低周波領域を取得することを、特長としている。
【0045】
また、低周波領域取得以降のk空間走査順序は、図2、および図4から図6を実施例として示したが、これらの例に限定されるものではない。
【0046】
【発明の効果】
以上の様に、本発明の磁気共鳴撮影装置によれば、カテーテル等の手術用器具の先端の移動速度が速い場合でも、偽像の量を小さくし、かつその発生している時間を短縮することが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明において、カテーテル移動速度に対応したk空間の走査開始位置変更に関する動作手順を説明する図。
【図2】図1の手順によるk空間上の走査の一例を示し、(a)入力データが閾値より小さい場合のk空間走査順序、(b)入力データが閾値より大きい場合の従来技術によるk空間走査順序、(c)入力データが閾値より大きい場合の本発明によるk空間走査順序の一例を説明する図。
【図3】k空間の原点を中心とする全体の25%の領域が、低周波領域の場合を示す図。
【図4】低周波領域が図3に示す領域である場合において、(a)入力データが閾値より小さい場合のk空間走査順序、(b)入力データが閾値より大きい場合の従来技術によるk空間走査順序、(c)入力データが閾値より大きい場合の本発明によるk空間走査順序の一例を説明する図。
【図5】低周波領域が図3に示す領域であり、入力データが閾値より大きい場合のk空間走査順序の別の例(a)、(b)を示す図。
【図6】低周波領域が図3に示す領域であり、入力データが閾値より大きい場合のk空間走査順序のさらに別の例を示す図。
【図7】k空間上のデータ配列を示す図。
【図8】(a)MRIシーケンスと(b)k空間座標との対応を説明する図。
【図9】従来技術をMRIトラッキング技術に用いた場合のk空間走査順序を示す図。
【図10】本発明に用いられるMRI装置の構成例を示す図。
【符号の説明】
1…工程1、2…工程2、3…工程3、4…工程4、5…工程5、6…工程6、7…工程7、8…工程8、101…静磁場発生磁石、102…検査対象、103…ベッド、104…高周波磁場コイル、105…x方向傾斜磁場用電源、106…y方向傾斜磁場用電源、107…z方向傾斜磁場用電源、108…x方向傾斜磁場コイル、109…y方向傾斜磁場コイル、110…z方向傾斜磁場コイル、111…シンセサイザ、112…変調装置、113…増幅器、114…検波装置、115…計算機、116…ディスプレイ、117…メモリ、118…カテーテル制御装置。
Claims (3)
- 静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるk空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しMRI画像を作成する計算機と、前記MRI画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するMRIトラッキング手段とを有し、かつ、
(1)前記器具の位置または移動速度のデータに対する閾値を、前記メモリ上に保持すること、
(2)前記器具の位置または移動速度のデータを受信し、前記閾値との大小を比較して、前記器具の位置または移動速度のデータが、前記閾値より大きい場合に取得する、前記磁気共鳴信号の前記データ配列上のアドレスをメモリ上に保持すること、
(3)前記器具の位置または移動速度のデータが前記閾値より大きい場合、前記アドレスの位相変調の大きさを実現する傾斜磁場印加量を導出し、前記傾斜磁場発生手段から出力すること、
(4)前記器具の移動前に取得された前記配列データの一部を、前記磁気共鳴信号を前記信号検出手段により検出して取得した配列データで更新することにより、前記器具の移動前に取得された前記配列データとデータ数の等しい新たな配列データを作成すること、
(5)作成された前記配列データに対して、所定の演算処理を施しMRI画像を作成すること、を特徴とする磁気共鳴撮影装置。 - 前記アドレスにおける位相変調は、低次の位相変調であることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴撮影装置。
- 前記手術用器具は、カテーテルであり、かつ、前記カテーテルを制御する制御機構を備えてなることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴撮影装置。
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