JP4179576B2

JP4179576B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び撮影パラメータ算出方法

Info

Publication number: JP4179576B2
Application number: JP22870399A
Authority: JP
Inventors: 和美小村; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1999-08-12
Filing date: 1999-08-12
Publication date: 2008-11-12
Anticipated expiration: 2019-08-12
Also published as: JP2001046352A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（MRI装置）に関し、特に生体内温度分布の計測に適したMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、MRIを術中モニタとして使用するインターベンショナルMRI（以下IV-MRと略す）が注目されている。IV-MRで行われる治療法には、レーザ治療、エタノールなどの薬物注入、RF照射切除、低温治療などがある。これらの治療において、MRIの役割は、患部に穿刺針や細管を到達させるためのリアルタイムイメージングによるガイド、および、治療中の組織変化の可視化、加熱・冷却治療中の局所温度のモニタである。局所温度のモニタの典型的な応用例として、レーザ治療中の体内の温度分布を画像化が挙げられる。
【０００３】
温度分布の画像化手法には、信号強度から求める方法、拡散係数から求める方法、プロトンの位相シフトから求める方法（PPS法：Proton Phase Shift法）等があるが、PPS法が、最も測定精度に優れている。この機能を活用して、生体内の温度をモニタし、レーザ照射治療のモニタや、RFアブレーションの温度モニタができるようになりつつある。
【０００４】
PPS法は、例えば、図１に示すような撮影シーケンスで傾斜磁場104の反転により得られるエコー信号105の位相情報から温度分布を求める。即ち、エコー信号をフーリエ変換して得られる複素画像S(x,y,z)の実部と虚部から、位相分布φ(x,y,z)を式(1)により求める。
【０００５】
φ(x,y,z)＝tan^-1[Si(x,y,z)/Sr(x,y,z)] (1)
尚、式中、Sr(x,y,z)は複素画像の実部、Si(x,y,z)は虚部を表す。温度Ｔは、式(1)で得られた位相分布から式(2)により求められる。
【０００６】
Ｔ[℃]＝φ[°]/[TE×ｆ×0.01×10^-6×360[°]] (2)
式中、TEはエコー信号が最大となる時点と90°パルス101との間隔[s]、ｆは共鳴周波数[Hz]、0.01は水の温度係数[ppm/℃]である。
【０００７】
上記手法を用いて、異なる時刻で取得した信号からそれぞれ計算した温度分布の差分をとることにより、ある時間における被検体の温度変化の分布を取得することができる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで一般に撮影パラメータであるエコー時間TEは、目的とする撮影に応じて撮影時に設定するが、上述した温度計測においてエコー時間TEが短すぎた場合、式(2)に示すように温度変化による位相回転量が小さくなり、そのために小さな温度変化を正確にとらえられないことがある。逆に、エコー時間TEが長すぎた場合、温度変化による位相回転量が多くなる。位相は、式(1)に示すようにアークタンジェントによって求めるために、位相回転量が多くなるとエリアシングが生じて正確な温度分布が得られないことがある。
【０００９】
レーザ治療では、温度の変化は300℃近くに達するため、一定の撮影パラメータ値に設定した場合、連続撮影において上記問題を回避することはできない。そこで本発明は、これらの問題を解決し、高精度の温度変化の情報を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決する本発明のMRI装置は、被検体に静磁場を与える手段と、前記被検体に複数方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを発生する手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、検出信号の演算を行う演算手段と、前記傾斜磁場発生手段、高周波パルス発生手段および検出手段の動作タイミングを所定の撮影パラメータに基づき制御する制御手段と、前記演算手段の演算結果を画像として表示する表示手段とを備え、前記演算手段は、時系列的に連続する計測で得られた信号から空間位相分布を求め、異なる時刻の空間位相分布間の複素差分計算を行なう手段と、前記差分計算を行なった空間位相分布から温度変化の分布を求める手段と、前記温度変化の分布に基づき、所定の計測時刻における温度を予測する手段と、前記予測した温度における撮影パラメータを計算する手段とを備え、前記制御手段は、前記所定の計測時刻における撮影パラメータとして、前記計算された撮影パラメータを用いるこことを特徴とする。
また、上記課題を解決する本発明の MRI 装置における撮影パラメータ算出方法は、時系列的に連続して計測された核磁気共鳴信号からそれぞれ空間位相分布を求めるステップと、異なる時刻の前記空間位相分布の間で複素差分計算を行なうステップと、前記差分結果の空間位相分布から温度変化の分布を求めるステップと、前記温度変化の分布に基づき、所定の計測時刻における温度を予測するステップと、前記予測された温度における撮影パラメータを計算するステップと、前記計算された撮影パラメータを所定の計測時刻における撮影パラメータとして設定するステップ、を有することを特徴とする。
【００１１】
温度変化を時系列で計測する際に、ある時刻ｔの温度をそれ以前に計測された温度分布から予測し、その時刻ｔの計測を、予測された温度に最適な撮影パラメータを用いて行うことにより、高精度の温度分布の変化を得ることができる。
【００１２】
本発明のMRI装置は好適には、表示手段が、前記演算手段で求めた温度変化と予測した温度変化を表示する手段を備える。
【００１３】
温度変化をグラフ等の表示によって確認することにより、温度モニタとしての利便性を高めることができる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、実施例を用いて本発明のMRI装置を詳細に説明する。
【００１５】
図２は本発明が適応されるMRI装置の概略構成図である。このMRI装置は、被検体201内部に一様な静磁場H0を発生させるため静磁場発生磁気回路202と、被検体に複数方向の傾斜磁場を派生するための傾斜磁場発生系203と、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する送信系204と、被検体からのNMR信号を検出する検出系205と、検出信号を信号処理するとともに画像再構成に必要な各種演算を行うための信号処理系206と、傾斜磁場発生系203、送信系204および検出系205の動作タイミングを制御するシーケンサ207と、コンピュータ208と、撮影に必要な撮影パラメータやその他の条件を設定するための操作部221とを備えている。コンピュータ208は、信号処理系206における演算を行う演算手段と、シーケンサ207に必要な指令を送る制御手段とを兼ねている。
【００１６】
静磁場発生磁気回路202は、電磁石または永久磁石からなり、これらが発生する静磁場の均一性を高度に維持するためにシムコイル218およびシム電源219がその内部に設置されている。
【００１７】
傾斜磁場発生系203は、直交するx,yおよびzの３方向に強度が線形に変化する傾斜磁湯Gx,Gy,Gzを発生する傾斜磁場コイル209と、傾斜磁場コイル209に電流を供給するための電源210とからなり、各傾斜磁場の与え方により被検体の原子核スピンを励起する位置（スライス）を決定し、またエコー信号を所望の方向にエンコードすることができる。
【００１８】
送信系204は、シンセサイザ211、変調器212、電力増幅器213および送信コイル214aからなり、シンセサイザ211により発生させた高周波を変調器212で変調し電力増幅器213で増幅し、コイル214aに供給することにより被検体201の内部に高周波磁湯を発生させ、核スピンを励起させる。通常は¹Hを対象とするが、³¹P、¹³C等、核スピンを有する他の原子核を対象とすることもある。
【００１９】
検出系205は、検出コイル214b、増幅器215、直交位相検波器216およびA/D変換器217からなる。被検体201から放出された核磁気共鳴信号は、検出コイル214bにより受信され、増幅器215を通った後、検波器216で直交位相検波され、A/D変換器217を経てコンピュータ208へ入力される。コイル214は送受信両用でもよく、図示するように別々でもよい。
【００２０】
傾斜磁場発生系203、送信系204はシーケンサ207を介して、検出系205は直接、コンピュータ208により制御される。この制御のタイミングはパルスシーケンスと呼ばれ、撮影によって所定のシーケンスおよびシーケンスの各パラメータが決定される。これら撮影シーケンスおよびパラメータは操作部221からの指令によりコンピュータ208に入力される。
【００２１】
コンピュータ208は、温度計測において、異なる時刻に計測された空間位相分布の差分計算、空間位相分布から温度変化分布を求める計算、温度変化分布から次の計測時刻における温度の予測、および予測された温度における最適撮影パラメータの計算を行う機能を備えており、温度情報を含む空間位相分布を時系列で計測する連続撮影方法を実施する際に、最適撮影パラメータ計算によって求められた撮影パラメータを順次設定し、計測時刻の予測温度に最適な撮影パラメータを用いて計測する。
【００２２】
信号処理系は、コンピュータ208と、計算途中のデータあるいは最終データを収納するメモリ224〜227と、計算結果である画像を表示するディスプレイ228とからなり、コンピュータ208で、検出された信号を信号処理した後、核スピンの密度分布、緩和時間分布、スペクトル分布等に対応する画像データを作成する。また温度計測の場合、温度分布を表す画像（空間位相画像）や温度変化を表すグラフを必要に応じて作成する。これら画像はCRTディスプレイ228に表示される。
【００２３】
次にこのような構成のMRI装置において、例えばレーザの照射前後の温度変化等を連続して計測する場合の撮影手順を図３および図４を参照して説明する。
【００２４】
図３のステップ300〜305に示すように、時刻ｔ₁において温度情報を計測するための撮影を行う（300）。この撮影では、グラディエントエコー法などによって、被検体からの複素信号を計測する。即ち、図１に示すように、まずスライス選択のための傾斜磁場Gs102の印加と共に、90°パルス101で被検体のスピンを励起し、スピンの位相を変化させるために傾斜磁場Gp103、読み出し傾斜磁場Gr104を順次印加し、グラディエントエコー105を発生させる。
【００２５】
次に、取得した複素信号を２次元フーリエ変換して得られる複素画像S(x,y,z)から位相空間分布を計算する。この位相空間分布の計算に先立って、背景からのノイズを除去するために被検体部分を抽出する（301）。被検体部分の抽出は、例えば、被検体の絶対値Sa(x,y,z)が、所定の閾値以上である画素に被検体が存在するものとして行う。閾値には、例えばSa(x,y,z)の最大値の20%を使用する。この被検体抽出は、本発明において必須ではないが、高精度の温度変化を測定するためには行うことが好ましい。また被検体抽出の手法は上記したもの以外の方法でもよい。
【００２６】
次に、S(x,y,z)から式(1)により位相分布φ(x,y,z)を求める（302）。
ここで抽出した被検体部分以外の領域の位相をゼロにする（303）。また求めた位相のアークタンジェントエリアシングの補正処理を行なう（304）。位相補正の手法は種々提案されているが、例えば、図５に示すように被検体500内のある１画素を基準点501として隣り合う画素の位相差を順次比較していき、位相の変化が所定の閾値を超えたときに、超えた領域をアークタンジェントエリアシングとして検出する。アークタンジェントエリアシングを検出するための閾値には、例えばπを使う。このようにアークタンジェントエリアシングとして検出した範囲502、503の位相に2πを加算あるいは減算する。
【００２７】
このとき、位相の基準点501には温度変化していない領域内の１画素を選択する。図６に、温度上昇している領域504からの信号が低下することを利用して、温度変化していない領域を選択する方法を示す。この方法では、撮影領域を数個（図６では９個）のブロックに分割し、各々のブロックで信号の総和Stotaln（n=1〜ブロック数）を求め、その総和が最大となるブロックの中心を基準点とする。このように温度変化していない領域を基準点とすることにより、正確なアークタンジェントエリアシング除去の補正を行うことができる。
【００２８】
次に補正処理後の位相φを用いて、式(2)により温度分布を求める（305）。
【００２９】
以上のステップ300〜305と同じステップ310〜315を異なる時刻ｔ2で行い、温度分布を求める。これら異なる時刻ｔ₁、ｔ₂でそれぞれ求めた温度分布T1(x,y,z)、Ti(x,y,z)の差分をとり、時刻ｔ₁からｔ₂の間の時間の温度変化分布を求める(320)。
【００３０】
連続計測では、さらに時系列的に連続して上記ステップ300〜305を実行していくのであるが、レーザ照射等によって温度が変化していくときに、温度によって最適な撮影パラメータ、ここではエコー時間TE、も変化する。
【００３１】
例えば、YAGレーザとレーザファイバを使って、椎間板内にレーザを照射して加熱を行なう場合、レーザの照射開始直後の温度変化はせいぜい数10℃であるが、所望の治療効果が得られるまで照射を繰り返した後では、温度変化は300℃程度に達する。式(2)において主値回りを起こさない最適なエコー時間TEは、静磁場強度0.3Tとして計算すると、300℃の温度変化を計測するためには26[ms]、50℃の温度変化を計測するためには156[ms]となり、撮影パラメータが大きく異なる。
【００３２】
従って、300℃の温度変化を計測するためにエコー時間TEを26［ms］に設定すれば、微小な温度変化の計測精度が悪くなり、逆に、50℃の温度変化を計測するためにエコー時間TEを156[ms]に設定すれば、位相計算の際にエリアシングが生じて300℃の温度変化も50℃程度の温度変化としか認識できず、大きな誤差が生じる。エコー時間TEの設定ミスによっても、同様の問題が生じる。
【００３３】
そこで、計測毎に温度変化に応じて最適な撮影パラメータを自動的に設定する。撮影パラメータ設定の手順を図４に示す。まず、異なる時刻ti、t_i-1でそれぞれ求めた温度分布(400、401)を用いて、次の撮影時刻t_i+1における温度変化を予測する(403)。各温度分布Ｔ_i、Ｔ_i-1を求める手順およびそれから温度変化分布をは求める手順（402）は図３のステップ300〜305、320と同じである。
【００３４】
温度予測は、短時間の温度変化は線形変化であると近似して予測することができる。即ち、時刻ｔ1、ｔ2の温度Ｔ1、Ｔ2が求められているとき時刻ｔ3の温度Ｔ3は、
Ｔ3＝｛（ｔ3−ｔ2）×（Ｔ1−Ｔ2）／（ｔ2−ｔ1）｝＋Ｔ2
で求めることができる。
【００３５】
或いは時刻ｔn以前の時刻ｔ1、ｔ2・・・ｔn-1の温度Ｔ1、Ｔ2・・・Ｔn-1を用いて多項式近似や対数近似を行ってもよい。線形近似が実用的であり、次の計測時刻の温度を予測するには線形予測で十分である。温度変化の傾向を予測し、グラフ等で表示させるには、多項式近似や対数近似が好適である。
【００３６】
このように次の計測時刻t_i+1における温度Ｔ_i+1を予測した後、その温度Ｔ_i+1を計測するための最適なエコー時間TEを計算する(403)。温度Ｔ_i+1における最適なエコー時間TEは、式(2)のφに180°を代入するとともにｆに前計測で得た周波数の値を代入して計算する。これにより、主値回りを起こさない最適なTEが計算できる。
【００３７】
時刻t_i+1の撮影では、こうして求めた最適なエコー時間TEを撮影パラメータとして設定し、計測を行う(404、405)。この設定はCPUにおいて自動的になされる。
【００３８】
このように時系列的に連続する計測について、順次各計測時刻における温度をそれ以前の計測で求めた温度から予測し、最適エコー時間TEを求め、それを最適値に更新しながら連続計測を進める。これにより、急激な温度変化があっても常に適当な計測感度を保つことができ、温度変化を精度良く計測できる。
【００３９】
温度計測の結果は、必要に応じて所望の関心領域の組織画像と併せて温度変化の空間分布としてディスプレイ228に表示される。この場合、温度変化は等温線や色相によって表示することができる。さらに必要に応じて温度変化を表すグラフを表示させてもよい。このようなグラフを表示することにより温度変化の傾向を術者は視覚的に把握することができ、レーザ照射終了の時期を予測することができる。この場合、計測された温度を実線で予測温度を点線等で表示することにより、さらにMRIのモニタとしての利便性を高めることができる。
【００４０】
尚、温度変化の予測は、画像全体から算出しても良いが、温度計測を行ないたい関心領域ROIを設定し、ROI内の複素画像から温度変化を求め、温度変化の予測を行ってもよい。この場合、温度計測を行いたい領域ROIについて精度良い予測ができる。
【００４１】
また、ROIを2つ以上設けて、それぞれのROIで最適なエコー時間TEを計算し、異なるエコー時間TEでの計測を交互に行なうことも可能である。これによって、レーザの照射によって急激に温度変化する領域と、温度変化を数℃以内に保たなければならない周辺組織の温度変化がそれぞれ高精度で計測できる。
【００４２】
【発明の効果】
本発明によれば、温度計測において温度変化の大きさに応じて撮影パラメータを自動的に変更し設定するようにしたので、被検体内の温度変化を精度良く計測できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に用いる撮影シーケンスの一実施例を示す図。
【図２】本発明が適用されるMRI装置の概要を示すブロック図。
【図３】本発明のMRI装置で実行する温度予測アルゴリズムの一実施例を示す図。
【図４】本発明のMRI装置で実行する温度計測アルゴリズムの一実施例を示す図。
【図５】温度計測におけるエリアシング処理を説明する図。
【図６】温度計測におけるエリアシング処理を説明する図。
【符号の説明】
201・・・被検体
202・・・静磁場発生磁気回路
203・・・傾斜磁場発生系
204・・・送信系（高周波パルス発生手段）
205・・・検出系
206・・・信号処理系
207・・・シーケンサ
208・・・コンピュータ（演算手段、制御手段）
209・・・ディスプレイ（表示手段）

Claims

被検体に静磁場を与える手段と、前記被検体に複数方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを発生する手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、検出信号の演算を行う演算手段と、前記傾斜磁場発生手段、高周波パルス発生手段および検出手段の動作タイミングを所定の撮影パラメータに基づき制御する制御手段と、前記演算手段の演算結果を画像として表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算手段は、時系列的に連続する計測で得られた信号から空間位相分布を求め、異なる時刻の空間位相分布間の複素差分計算を行なう手段と、前記差分計算を行なった空間位相分布から温度変化の分布を求める手段と、前記温度変化の分布に基づき、所定の計測時刻における温度を予測する手段と、前記予測した温度における撮影パラメータを計算する手段とを備え、
前記制御手段は、前記所定の計測時刻における撮影パラメータとして、前記計算された撮影パラメータを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記表示手段は、前記演算手段で求めた温度変化と予測した温度変化を表示する手段を備えた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装置。
磁気共鳴イメージング装置における撮影パラメータ算出方法であって、
時系列的に連続して計測された核磁気共鳴信号からそれぞれ空間位相分布を求めるステップと、
異なる時刻の前記空間位相分布の間で複素差分計算を行なうステップと、
前記差分結果の空間位相分布から温度変化の分布を求めるステップと、
前記温度変化の分布に基づき、所定の計測時刻における温度を予測するステップと、
前記予測された温度における撮影パラメータを計算するステップと、
前記計算された撮影パラメータを所定の計測時刻における撮影パラメータとして設定するステップ、
を有することを特徴とする撮影パラメータ算出方法。