JP3680856B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴映像装置に関する。ギブスリンギングによる信号混入の補正法に関する。

磁気共鳴映像法は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中におかれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象であり、この現象を利用して物質の化学的および物理的な現象を映像化する手法である。この物理的現象の中で、スピン−核子緩和、スピン−スピン緩和は重要な現象であり、この現象は多くの診断に利用されている。これは、正常部と病変部とで、この緩和の過程を記述するスピン−核子緩和時間Ｔ１及びスピン−スピン緩和時間Ｔ２が異なるためである。これとは別に、定量化という観点からも、Ｔ１及びＴ２を計測する必要がある。この理由は、通常、画像化を行うパルスシーケンスの条件では、磁気共鳴信号がＴ１及びＴ２の影響を受けるので、定量化のためにはＴ１及びＴ２の補正をしなければならないからである。

Ｔ１を計測する際には、通常、ＩＲ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法が用いられる。ＩＲ法のパルスシーケンスを図３に示す。この方法は、プリパルスである１８０度パルスによって熱平衡状態にある磁化を−Ｚ方向に反転させ、ｔ１ｉ時間後に観測パルスである９０度パルスを印加して観測する方法である。プリパルスと観測パルスの時間ｔ１ｉを変化させて、図４に示すような磁化の回復過程を求め、カーブフィッティングによりＭ０，Ｔ１を求めるという方法である。

しかしながら、この方法では、９０度パルス印加後に熱平衡状態の磁化Ｍ０に回復するまで待たなければならないため、９０度パルスと次の第２の１８０度パルスの間隔ＴＤを５倍のＴ１に設定しなければならなかった。このため、観測時間Ｔｏｂｓは、次式のようになり、時間が非常にかかるという問題があった。なお、式１において、ｎはｔ１ｉの個数である。

そこで、上記問題を解決するために、ＦＩＲ（Ｆａｓｔ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ ）法が開発された。この方法では、観測時間を短くするために、ＴＤを２倍から３倍のＴ１とし、ＩＲ法と同様にプリパルスと観測パルスの時間ｔ１ｉを変えて磁化の回復過程が得られる方法である。これによって得られた回復過程に対してフィッティングを行い、Ｍ０，Ｔ１を求める。ＴＤ＝２Ｔ１とすれば、Ｔｏｂｓは次式に示すようになる。

しかしながら、このＦＩＲ法でもＴＤの分だけ観測時間がかかってしまう。これに対し、プリパルスを９０度とするＳＲ（Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ ）法では、ＴＤをほぼ０に設定できるため、観測時間は次式に示すようになる。このＳＲ法の
パルスシーケンスを図５に示す。

上述の式２及び式３から明らかなように、ＳＲ法では、他法と比較して観測時間を短くすることができる。しかしながら、図６に示すように磁化の変化が０〜Ｍ０となり、ＦＩＲ法のそれと比較してほぼ１／２になってしまう。このため、ＳＲ法では精度が悪くなるという問題があった。

一方、Ｔ２を計測する方法には、以下に示すようないくつかの方法がある。即ち、Ｔ２計測法の１つに、エコータイムを変えて計測し、得られたいくつかの信号に対してカーブフィッティング等の処理から求める方法がある。このとき用いるパルスシーケンスを図１４に示す。エコー信号の変化はＴ２で記述することができ、エコー信号列はエコータイムＴＥを用いてｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ２）で表すことができる。しかしながら、この方法ではエコータイムを変えるたびにデータを収集しなければならないため、観測時間がかかるという問題があった。また、ＴＥを長くするとスピンの拡散の影響を受け易くなり、ｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ２）の曲線からずれてしまい、測定精度が落ちるという問題があった。

この問題を解決したものとして、ＣａｌｌとＰｕｒｃｅｌｌとが提案した９０度〜１８０度〜１８０度〜…というように９０度パルスの後に１８０度パルスを接続するＣＰ法という方法が知られている。このパルスシーケンスを図１５に、カーブフィッティングの様子を図１６に示す。このパルス系列ではスピンは、拡散の影響を９０度と１８０度との間、あるいは１８０度と１８０度との間にしか受けないため、これらの間隔を短くすることによって拡散の影響を小さくすることができる。しかし、この方法は１８０度パルスの不完全性の影響を受け易いという問題があった。

ＭｅｉｂｏｏｍとＧｉｌｌとは、９０度と１８０度との位相を９０度変える９０度Ｘ’〜１８０度ｙ’〜１８０度ｙ’… というパルス系列であるＣＰＭＧ（Ｃａｌｌ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−ＭｅｉｂｏｏＭ−Ｇｉｌｌ ）法を考案した。このパルスシーケンスを図１７に示す。この方法では、奇数番目のエコーが高周波磁場の不完全性の影響を受けるが、偶数番目のエコーはこの影響を受けない。このため、偶数番目のエコー信号強度のみを用いてカーブフィッティングを行い、Ｔ２を求めれば、高周波磁場の不完全性による影響は受けない。この様子を図１８に示す。しかし、奇数番目のエコー信号をカーブフィッティングに用いることができず、奇数エコーのデータが無駄になるという問題があった。

一方、Ｔ２分布の測定は、このＣＰＭＧ法と、位相エンコード、周波数エンコードとを組み合わせた方法で行うことができる。しかしながら、この画像化法でもＴ２計測法と同様に奇数番目のエコー信号が無駄になるいう問題があった。

また、先に定量化についてふれたが、ギブスリンギング現象も定量化の際に問題となる。ギブスリンギング現象は、ボクセル大きさが有限であるため、他のボクセルに信号混入するという現象である。このギブスリンギング現象は、周波数空間上の帯域制限によって説明することができる。物質の密度分布が図２５（ａ）のように表されている場合を考える。これをフーリエ変換すると同図（ｂ）のようになる。しかし、ボクセル大きさが有限であるため、ｋ空間上において同図（ｃ）のように帯域が制限され、実際にｋ空間上で収集されるデータは同図（ｄ）のようなデータとなる。同図（ｂ）をフーリエ変換すると同図（ｅ）に、同図（ｃ）をフーリエ変換すると同図（ｆ）のようになるから、画像化すると同図（ｅ）と同図（ｆ）とがコンボリューションされた同図（ｇ）が得られる。この結果、ギブスリンギングが生じ、他ボクセルへの信号の混入が生ずる。この影響は、高信号領域と低信号領域とが近傍にある場合には非常に問題になる。例えば、３１Ｐ代謝物のクレアチン燐酸あるいはアデノシン三燐酸の頭部画像化があげられる。筋肉では、クレアチン燐酸、アデノシン三燐酸の含有量は、脳の含有量の約７〜８倍程度である。このため、筋肉信号の脳への混入により脳内の測定精度が悪くなり、問題であった。

上述したように、従来の磁気共鳴映像装置においては、高信号領域と低信号領域とが近傍にある時、ギブスリンギングによる信号の混入のため低信号領域では精度良く画像化できないという問題があった。

本発明は上記従来の課題を解決するために、請求項１記載の発明は、一様な静磁場に置かれた被検体に高周波磁場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、所定の分解能で表現される高分解能画像レベルの領域を低分解能画像レベルの領域にブロック化する手段と、所定の体内組織が低分解能画像レベルの領域内に部分的に含まれる領域を前記ブロック化領域から抽出する手段と、前記低分解能画像レベルの領域からの信号を前記ブロック化領域に含まれる体内組織の高分解能画像レベルの画素数で均等に分割する手段と、前記体内組織に基づく領域内の信号分布を用いてギブスリンギングによる画像信号の減少量及び他の領域への混入量を算出する手段と、前記減少量及び混入量に基づいて低分解能画像レベルの領域からの信号分布の補正を行って、低分解能画像レベルの磁気共鳴画像を再構成する手段を有することを特徴とする。
以上の構成により、高信号ボクセルから低信号ボクセルへの信号の混入量を計算することができ、これを用いてギブスリンギング現象による信号の混入を補正することができ、精度の良い画像を求めることが可能となる。

本発明によれば、高信号領域から低信号領域へのギブスリンギングによる信号の混入量を求めることができ、精度の良い画像を求めることが可能となる。

以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

図２は、本発明の一実施例に関わる磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石１とその内側に設けられた勾配コイル２及びシムコイル４により、図示しない被検体に一様な静磁場とそれと同一方向で互いに直交するｘ、ｙ，ｚ三方向に線形傾斜磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。
勾配コイル２は、勾配コイル電源５により駆動され、シムコイル４はシムコイル電源６により駆動される。勾配コイル２の内側に設けられたプローブ３は、送信部７から高周波信号が供給されることによって被検体に高周波磁場を印加し、被検体からの磁気共鳴信号を受信する。プローブ３は送受両用でも、送受別々に設けても良い。プローブ３で受信された磁気共鳴信号は受信部８で検波された後、データ収集部９に転送され、ここでＡ／Ｄ変換されてから計算機システム１０に送られ、データ処理がなされる。

以上の勾配コイル電源５、シムコイル電源６、受信部８およびデータ収集部９は、全てパルスシーケンス制御部１２によって制御され、またパルスシーケンス制御部１２は計算機システム１０によって制御される。計算機システム１０はコンソール１１からの指令により制御される。データ収集部９から計算機システム１０に入力された磁気共鳴信号は、フーリエ変換等が行われ、それに基づいて被検体内の所望原子核の密度分布の画像データが再構成される。この画像データは画像ディスプレイ１３に送られ、画像として表示される。

次に、Ｍ０，Ｔ１を求める方法について説明する。パルスシーケンスは、図７に示すＦＩＲ法のパルスシーケンスと図５に示すＳＲ法のパルスシーケンスを用いる。ＦＩＲ法では、信号の大きさＭｏｂｓは数４に従い、Ｍｏｂｓとｔ１ｉの関係は図８のようになる。

ＳＲ法では、信号の大きさは次式に従い、Ｍｏｂｓとｔ１ｉとの関係は図６に示すようになる。

本発明では、磁化の変化を大きくするために、短いｔ１ｉに対してはＦＩＲ法のパルスシーケンスによりデータ収集し、長いｔ１ｉに対してはＳＲ法のパルスシーケンスを用いる。このときの磁化の回復過程を示したものが図１である。これにより、観測時間は、次式のようになり、ＦＩＲ法よりも短くすることができる。

ここで、モデル式は次式のように設定する。

このモデル式を用いて、非線形最小二乗法によりフィッティングする。この方法では、磁化の大きさの変化量をＦＩＲ法と同様の約２倍にできるため、ＦＩＲ法と同等の精度を得ることができる。

次に、高周波磁場のフリップ角が９０度、１８０度ではない場合について説明する。この場合には、ＦＩＲ法では式８、ＳＲ法では式９に従う。

式８又は式９のように、パラメーターにフリップ角に関するｈが加わる。この場合には、先の式７で示したモデル式の代わりに、式１０を用いる。

このモデル式によってフィッティングし、Ｍ０，Ｔ１を求める。

なお、この方法によってＴ１分布を画像化するためには、ＦＩＲ法に対しては、図９又は図１１のパルスシーケンスを、ＳＲ法に対しては、図１０又は図１２のパルスシーケンスを用いれば良い。

次に、Ｔ２を計測する方法について述べる。

図１７は、ＣＰＭＧ法のパルスシーケンスを示す図であり、本実施例ではこのパルスシーケンスを用いる。パルスが１８０度からずれているとき、ＣＰＭＧ法において、スピンは次のような挙動を示す。ここで、１８０度からのずれをαとし、（１８０−α）度パルスとして説明する。

まず、９０度パルスによりスピンが回転座標系のｙ’軸に倒れる（図１９（ａ））。次に９０度パルスと（１８０−α）度パルスの間隔τまでに、磁場の不均一性により図１９（ｂ）のように広がる。ここでｙ’方向に印加される（１８０−α）度パルスによってｘ’ｙ’平面から浮いたところにスピンが反転する（同図（ｃ））。この後、スピンはｙ’軸方向に移動し、同図（ｄ）のようにｙ’軸から浮いた位置に集まる。これが第１エコーとなる。次の（１８０−α）度パルスまでのτの時間で同図（ｅ）のように移動し、再び（１８０−α）度パルスが印加される（同図（ｆ））。そして、再びｙ’軸方向にスピンが移動し、τ時間後にｙ’軸上でスピンが集まる（同図（ｇ））。これが第２エコーである。このように、奇数番目のエコーはｙ’軸から浮いた位置に集まるのに対して、偶数番目のエコーはｙ’上に集まる。

このため、エコー信号列は図１８に示したようになり、偶数番目のエコー信号Ｍｅｖｅｎ（ＴＥ）は次式のようになる。

一方、奇数番目のエコーは、ｙ’軸から若干浮いた位置に集まるが、奇数番目のエコー信号Ｍｏｄｄ（ＴＥ）もＴ２で減衰しており、ｋを比例定数として次式で表すことができる。

これらの偶数番目のエコーと奇数番目のエコーの両方を用いるために、データを図１３のように配列する。このデータ配列において、同図（ａ）の領域では、式１１のモデル式を用い、同図（ｂ）の領域では式１２のモデル式を用いる。このモデル式を用いて、Ｍ０，ｋ，Ｔ２をパラメーターとする非線形最小二乗法を行う。これにより、偶数番目のエコーと奇数番目のエコーの両方を用いることができ、Ｔ２計測精度が向上する。

以上、Ｔ２計測の方法を示した。一方、Ｔ２分布を求めるためには、図２０又は図２１に示すパルスシーケンスを用いる。このパルスシーケンスにより、ピクセルごとに図１８のようなエコー信号列が得られる。これらの信号列を図１８のようなデータ列に変換する。この後、ピクセルごとに式１１及び式１２に示したモデル式を用いてカーブフィッティングを行う。この方法により、Ｔ２分布を求めることができる。

最後に、代謝物画像化における補正法について、図２２を用いて説明する。まず、代謝物画像化において予め高信号領域と低信号領域がわかっている場合について説明する。たとえば、３１Ｐ代謝物画像化において、クレアチン燐酸、アデノシン三燐酸がこれに相当する。筋肉と脳ではこれらの代謝物の差が７〜８倍程度であり、ギブスリンギングの影響が大きいことが予めわかっている。この場合は、１Ｈ画像により筋肉の位置を確認し、脳への信号の混入量を計算すればよい。

まず、１Ｈ画像をもとに代謝物画像のボクセル内の分布を求める（ステップ１）。但し、分布を求めるボクセルは、図２３（ａ）のように脳と筋肉が混在するボクセル、あるいは同図（ｂ）のようにボクセル内の一部分にのみ筋肉が存在するボクセルだけでよい。これらのボクセルに対して、ボクセル内をＭ×Ｍ×Ｍに分割して分布を求める。ボクセルの座標と細分割後の座標の対応を図２４に示す。但し、１次元方向のみ示している。次に、ステップ２で、混入量を計算する。
ここで、高信号ボクセルの座標を（ｐ，ｑ，ｒ）、混入先のボクセルを（ｎ，ｌ，ｍ）とする。混入量の計算に必要な高信号ボクセル内の濃度分布は式１３で表素ことができる。ここで、筋肉と脳の濃度差よりボクセルの信号は筋肉信号と考えて良いから、各画素の筋肉信号はボクセル信号値を筋肉を含む画素数で割ったものとなる。

混入量の計算には、次式を用いる。

式１５において、ここではＭを偶数としている。

次に、求めた混入量により補正を行い、補正画像を求める（ステップ３）。補正方法は、低信号ボクセルに関しては、信号値から混入量を差し引いて求める。
高信号ボクセルに関しては、信号値に低信号ボクセルへの混入量を加えて求める。以上で、補正は終了する。

次に、別の実施例について説明する。まず、代謝物画像において隣りあったボクセルの画像信号比がａ以上のボクセルを探し、高信号ボクセルを見つける。ａは、予め設定しておく。次に、この高信号ボクセルに対応する１Ｈ画像上の高信号領域を確認する。先に図２２で述べた補正法においてこの高信号領域が筋肉信号に対応する。つまり、先の筋肉信号に対して行った図２２の処理をこの高信号領域に対して行う。以上により、補正画像を求めることができる。

以上説明した方法では、代謝物画像の高信号ボクセル内の分布は均一と考えて求めたが、このボクセルに対応する部分だけを別途高分解能で代謝物画像化しても求めることができる。この方法で、ボクセル内の分布を求め、図２２の方法で混入量を計算し、補正することができる。

本方法を用いた場合の磁化の回復過程を示す図。 磁気共鳴映像装置のブロック図。 ＩＲ法のパルスシーケンスを示す図。 ＩＲ法における磁化の回復過程を示す図。 ＳＲ法のパルスシーケンスを示す図。 ＳＲ法における磁化の回復過程を示す図。 ＩＲ法のパルスシーケンスを示す図。 ＦＩＲ法における磁化の回復過程を示す図。 本発明の一実施例であるＴ１分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 本発明の一実施例であるＴ１分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 本発明の一実施例であるＴ１分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 本発明の一実施例であるＴ１分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 ＣＰＭＧ法によって収集されたエコー信号列を偶数番目のエコーと奇数番目のエコーで分けてデータ配列する例を説明するための図。 スピンエコーのための高周波磁場パルスのシーケンスを示す図。 ＣＰ法を行うためのパルスシーケンスを示す図。 ＣＰ法によるエコー信号列をカーブフィッティングした様子を示す図。 ＣＰＭＧ法を行うためのパルスシーケンスを示す図。 ＣＰＭＧ法によるエコー信号列をカーブフィッティングした様子を示す図。 ＣＰＭＧ法におけるスピンの挙動を説明するための図。 本発明の一実施例であるＴ２分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 本発明の一実施例であるＴ２分布を求めるためのパルスシーケンスを示す図。 ギブスリンギングの影響の補正法を表す流れ図。 代謝物画像におけるボクセルの分布を示した図。 ボクセル及び細分割したボクセルの座標を示す図。 ギブスリンギング現象を説明するための図。

符号の説明

１…静磁場磁石
２…勾配コイル
３…シムコイル
４…プローブ
５…勾配コイル
６…シムコイル電源
７…送信部
８…受信部
９…データ収集部
１０…計算機システム
１１…コンソール
１２…パルスシーケンス制御部
１３…画像ディスプレイ

Claims (1)

1. 一様な静磁場に置かれた被検体に高周波磁場及び勾配磁場を印加することにより、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を得る磁気共鳴映像装置において、
   所定の分解能で表現される高分解能画像レベルの領域を低分解能画像レベルの領域にブロック化する手段と、
   所定の体内組織が低分解能画像レベルの領域内に部分的に含まれる領域を前記ブロック化領域から抽出する手段と、
   前記低分解能画像レベルの領域からの信号を前記ブロック化領域に含まれる体内組織の高分解能画像レベルの画素数で均等に分割する手段と、
   前記体内組織に基づく領域内の信号分布を用いてギブスリンギングによる画像信号の減少量及び他の領域への混入量を算出する手段と、
   前記減少量及び混入量に基づいて低分解能画像レベルの領域からの信号分布の補正を行って、低分解能画像レベルの磁気共鳴画像を再構成する手段を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。

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