JP4265783B2

JP4265783B2 - 核磁気共鳴撮像装置

Info

Publication number: JP4265783B2
Application number: JP2004174634A
Authority: JP
Inventors: 明子金田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-06-11
Filing date: 2004-06-11
Publication date: 2009-05-20
Anticipated expiration: 2024-06-11
Also published as: JP2005349036A

Description

本発明は、核磁気共鳴を利用して被検体の断層像を撮像する核磁気共鳴撮像装置（以下、MRI装置という）に関し、特にハイブリッドラディアル撮像機能を備えたMRI装置の改良に関わる。

MRI装置では、静磁場空間に置かれた被検体が発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）を計測し、画像化するに際し、傾斜磁場を用いてエコー信号に位置情報を付与する。傾斜磁場としては、エコー信号を位相エンコードする位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコードするとともにエコー信号の読み出しに用いるリードアウト傾斜磁場が用いられる。計測されたエコー信号は、一つの軸を位相エンコード方向、他の軸を周波数エンコード方向とし、各傾斜磁場の強度によって規定される計測空間（ｋ空間）を占めるデータとなる。

一般的な撮像方法では、周波数エンコード方向に平行なサンプリングを位相エンコード方向に繰り返す直交系サンプリング法であるが、直交系サンプリングは撮影中に被検体が動いた場合、位相エンコード方向に画像が流れたようなアーチファクトが生じるという欠点がある。これに対し、一つのエコー信号の計測毎に位相エンコード傾斜磁場及びリードアウト傾斜磁場をともに変化させて計測を行い、計測空間を放射状にサンプリングする手法（ラディアルサンプリング法）や、計測空間をサンプリング方向の異なる複数のブロック（ブレードという）に分けてサンプリングし、ブレード内で位相エンコードする方法（ハイブリッドラディアル法と称する）が例えば非特許文献１や非特許文献２に提案されている。図１１（ａ）、（ｂ）、（ｃ）にそれぞれ直交系サンプリング、ラディアルサンプリング法及びハイブリッドラディアル法の計測空間の走査結果を示す。

ラディアルサンプリング法及びハイブリッドラディアル法では、位相エンコード方向が単一の方向に固定されていないため体動アーチファクトを低減することができ、また高速に撮影を行うことができるためリアルタイムイメージングや高速に拍動する心臓撮影に適用されつつある。特にハイブリッドラディアル法では、画像のコントラストを決定する計測空間の低周波領域を重複して計測するため、体動による信号の変動を抽出でき体動補正が可能となる。

しかしハイブリッドラディアル法では、１枚の画像を作成するためには全ブレードの計測を行わなければならないため、複数の画像を連続して撮影する場合には、計測及び再構成に時間を要する。
一方、複数の画像を連続して撮影する場合に、計測時間を短縮するために、時間的に隣接した画像において計測データを一部を共有する手法が知られている。ハイブリッドラディアル法の特殊な例であるクリスクロス法において、1枚の画像用のデータの一部を新たに計測したブロックのデータで更新しながら複数の時系列データを得る手法が提案されている（特許文献１）。
G.H. Glover et al., Projection Reconstruction Techniques forReduction of Motion Effects in MRI, Magnetic Resonance in Medicine 28: 275-289(1992) James G. Pipe, Motion Correction with PROPELLER MRI: Application toHead Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging, Magnetic Resonance in Medicine42: 963-969 (1999) 特開平09-038062号公報

上述したようにハイブリッドラディアル法の計測空間サンプリングにおいて低周波領域が重複して計測されることは利点でもあるが、心臓等の各時相の画像を取得する場合には、画像のコントラストを決定する領域において複数の時相に亘る信号が混在することになり、好ましくない。これは上述した特許文献１に記載されたようなデータの一部を更新する場合にも同様である。
そこで本発明は、ハイブリッドラディアル法を適用したＭＲＩ装置において、短時間で良好な時相画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決する本発明のＭＲＩ装置は、静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記空間に置かれた被検体の組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こすとともに被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測する撮像手段と、前記傾斜磁場発生手段及び撮像手段を制御する制御手段と、前記撮像手段が計測した核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の断層像を構成する画像作成手段とを備え、前記制御手段は、前記傾斜磁場発生手段を制御し、位相エンコード傾斜磁場及びリードアウト傾斜磁場の強度で規定される計測空間データをデータ配列方向が異なる複数のブロック毎に計測し、前記画像作成手段は、計測された各ブロックのデータを用いて計測空間データの一部が欠損したデータを初期データとして作成し、前記初期データと逐次ブロック毎に計測される前記欠損データを含むデータとを用いて時相画像を作成するものである。

また本発明のＭＲＩ装置の一態様によれば、前記制御手段は、前記初期データ作成のための複数ブロックの計測において、一部の位相エンコードを間引いて計測を行い、時相画像作成のためのブロック毎の計測において、初期データ作成時に間引いた位相エンコードを含んで計測を行うよう傾斜磁場発生手段を制御する。
本発明のＭＲＩ装置において、好適には、初期データは、高周波域の計測空間データである。

本発明のＭＲＩ装置によれば、予めブロックの重複部分となる領域を除いた計測空間データを初期データとして作成・保持し、その後は時相毎に単一のブロックの計測を行うのみで、当該ブロックの計測データと初期データとから1枚の時相データを構成することができ、短時間で画像の再構成を行うことができる。しかも得られる時相画像は、それを構成する低周波データはその時相において計測されたデータのみで構成されているので、時相を正確に反映した画像となる。

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施の形態を図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図である。このＭＲＩ装置は、主として、被検体１が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生系２と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生系３と、被検体１の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を印加する送信系５と、被検体から発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）を受信する受信系６と、受信系６が受信したエコー信号を信号処理する信号処理系７と、信号処理に必要な演算及び装置の制御を行なうＣＰＵ８とを備えている。ＣＰＵ８には、傾斜磁場発生系３、送信系５及び受信系６を所定のシーケンスに従って制御するためのシーケンサ４が接続されている。

静磁場発生系２は、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段からなり、被検体１の周りの広がりを持った空間に被検体１の体軸方向或いはそれと直交する方向に均一な静磁場を発生させる。傾斜磁場発生系３は、ｘ、ｙ、ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、各傾斜磁場コイル９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、静磁場発生系２が発生する静磁場に勾配を与え、それにより被検体を励起するスライス面を決定すると共にエコー信号に位置情報を付与する。

送信系５は、所定の周波数の高周波を発生する高周波発振器11と、高周波発振器11が発生する高周波をシーケンサ４からの命令に従って振幅変調する変調器12と、高周波アンプ13と、被検体１に近接して配置され、被検体１に高周波磁場を照射するための高周波コイル14ａとを備え、被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する。受信系６は、被検体１に近接して配置された高周波コイル14ｂと、増幅器15と、所定の参照波で直交検波する直交検波器16と、Ａ/Ｄ変換器17とを備え、高周波コイル14ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は高周波コイル14ｂで検出され、増幅器15及び直交検波器16を介してＡ/Ｄ変換器17に入力してディジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系７に送られる。

信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク18及び光ディスク19などの記録装置と、ＣＲＴなどのディスプレイ20とからなり、受信系６から送られる収集データにＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成などの演算が施され、任意の断面の信号強度分布等の画像としてディスプレイ20に表示される。
送信系５、受信系６及び信号処理系７の動作は、所定のパルスシーケンスに従いシーケンサ４を介して制御される。パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のものが予めＣＰＵ８にプログラムとして格納されており、撮像条件やパラメータはＣＰＵ８の入力手段により設定することができる。本実施形態のＭＲＩ装置は、ハイブリッドラディアル法を基本とするパルスシーケンスを備えており、このシーケンスを用いた計測で収集したデータから連続する時相画像を作成する。

以下、上記構成のＭＲＩ装置を用いた時相画像の撮像方法を説明する。図２は、本発明が適用されるハイブリッドラディアルサンプリングによる撮影シーケンスの一例を示す図、図３は、図２の撮影シーケンスの実行により得られる計測データを示す図である。本実施形態では、計測空間をサンプリング方向が異なる４つのブロックに分け、４回のシーケンスの繰り返しで全ブロックのデータを計測する場合を説明するが、ブロック数は４に限定されない。図２において、ＲＦは高周波パルス、Ｇｚはスライス方向の傾斜磁場、Ｇｘ、Ｇｙはｘ方向及びｙ方向の傾斜磁場で、ブロック（ブレード）の回転角に応じて位相エンコードとリードアウトの傾斜磁場を分配して割り当てる。Ａ/Ｄはサンプリング時間、echoはエコー信号を表し、数字の添え字はブロック番号に相当する。

まず本実施形態の撮像方法では、図２の撮影シーケンスを実行し、全ブロックのデータを計測し、これをもとに初期データを作成する。

図２の撮影シーケンスは、短ＴＲのグラディエントエコー系シーケンスであり、最初の繰り返し時間210-1で図３に示す計測空間の第1ブロック301のエコー信号211（211-1〜211-5）、次の繰り返し時間210-2で第2ブロック302のエコー信号212（212-1〜212-5）、3番目の繰り返し時間210-3で第３ブロック303のエコー信号213（213-1〜213-5）、４番目の繰り返し時間210-4で第4ブロックのエコー信号214（214-1〜214-4）が計測される。即ちブロック毎に、位相エンコード方向及び周波数エンコード方向の傾斜磁場を異ならせながら繰り返し、１のブロックのデータを揃えてから次のブロックのデータを取得する。図３に示す例では、簡単のために、各ブロック301〜304について５つのエコー信号を計測する場合を示している。

各ブロックとも、高周波磁場ＲＦ201印加とともにスライスを選択する傾斜磁場202を印加し、所定のサンプリング時間Ａ/Ｄ207でエコー信号211〜214を計測することは同様であるが、第1のブロックの計測では、ｘ方向の傾斜磁場Ｇｘ204-1、206-1の振幅は一定とし、繰り返し毎にｙ方向の傾斜磁場Ｇｙ203-1の振幅を変化させる。これにより図３に示したように、計測空間はｋｘ方向に平行な方向にサンプリングされる。また第３のブロックの計測では、ｙ方向の傾斜磁場Ｇｙ203-3、205-3の振幅は一定とし、繰り返し毎にｘ方向の傾斜磁場Ｇｘ206-3の振幅を変化させる。これにより計測空間はｋｙ方向に平行な方向にサンプリングされる。第２と第4のブロックでは、繰り返し毎にｙ方向及びｘ方向の傾斜磁場の振幅をともに変化させる。第2及び第4のグロックで振幅の変化させる順序を異ならせることにより、それぞれｋｘ、ｋｙ方向に対し傾斜し且つ互いに直交する方向にサンプリングされる。

こうして第1〜第４のブロック301〜304の全データを計測されたならば、各ブロックのデータを計測空間に再配置する。計測空間はフーリエ変換等の画像再構成演算のために、通常、位相エンコード数が64、128、256或いは512、サンプリング数128、256、512或いは1024からなるマトリックス状データ空間であるが、上述のように計測空間の軸（ｋｘ、ｋｙ）に対し傾斜した方向にサンプリングしたデータはマトリックスの格子点からはずれているため、補間によって格子点の値を求めることが必要となる。この操作が再配置である。次いで、図４に示すように、再配置後の各ブロック301〜304のデータを合成し（405）、全ブロックのデータが重複する領域406を除いた領域407を初期データとする。すでに述べたようにハイブリッドサンプリングでは、低周波領域が重複して計測されるので、初期データは、低周波領域が除かれた高周波領域のデータからなる。

なお撮影が心時相画像の取得を目的とする場合には、各ブロックの撮影は、図５に示すように、脈波などの情報、例えば心電計からのＲ501をトリガーとして開始し、次のＲ502との間で時相数と同じ数のブロックの撮影を行なう。

次に本計測を開始する。図６に心時相画像を取得する例を示す。この例では、図５と同様に、心電計からのＲ601、602をトリガーとして、初期データ取得のための計測と同様に第１〜第４ブロックの計測を繰り返す。即ち図２と同じ撮影シーケンスを繰り返す。各ブロック毎に予め定められたエコー数のデータを収集するまで複数の心電周期に亘って計測を行い、最終的に各ブロックについて所定数のデータ611〜614を得る（620）。

次いで各ブロックのデータ620をそれぞれ計測空間に再配置し（622）、初期データ610（図５、407）と合成する（624）。ここで再配置する各ブロックのデータ611〜614は、初期データの欠損している領域、即ち低周波領域のデータのみを用いることができる。低周波領域のデータのみを用いる場合には、図７に示すように、各ブロックのデータのうち初期データとして用いられなかったデータ（除去されたデータ）に対応するデータ701〜704のみを再構成用に用いる。なお、初期データ700を作成するための計測と本計測を同じブロック数、同じエコー数で実施する場合には、合成後の再構成データ711〜714に欠損が出ないようにするために、初期データ700は２つの直交するブロックのデータが重なる領域よりも内側に設定する。

このように本実施形態によれば、一心電周期で、［一心電周期］÷［一つのブロックの計測に要する時間］で求められるブロック数分の時相画像を得ることができる。従来のハイブリッドサンプリングの場合には、１時相の画像を得るためには、ブロック数分の繰り返しが必要であったのに対し、1/［ブロック数］に時間を短縮することができる。しかも、時相画像を構成するデータのうち低周波データには、他の時相のデータが混在することはないので、正確に時相を反映した画像を得ることができる。
また本実施形態では、初期データを作成するためのシーケンスと本計測シーケンスとは全く同じシーケンスとすることができる。

なお、図６及び図７に示す実施形態では、本計測データのうち低周波領域のデータのみを用いて初期データと合成する場合を示したが、図８に示すように、本計測データ801〜804をそのまま用いて初期データ800と合成することもできる。この場合には、低周波領域のデータとそれ以外のデータとを重み付け加算してもよい。具体的には、低周波領域のデータはそのまま用い、それ以外のデータは初期データの対応するデータと加算平均して用いる。

次に本発明の別の実施形態を図９及び図１０を参照して説明する。
前述の実施形態では、初期データ作成のための計測と本計測とは、ブロック毎に同じエコーを計測したが、本実施形態では初期データ作成時と本計測では異なるエコーを計測する。図９は初期データ作成時の計測空間のサンプリングの様子を示す図である。図示するように、初期データ作成時には、各ブロックの計測はブレード901の中央部のデータ計測を間引いて両側のデータ902（実線部のデータ）のみを計測する。その結果、各ブロックの計測データを合成したものは、計測空間の中央部のデータを含まないデータ903となる。これを初期データとする。

本計測では、図１０に示すように、初期データ作成時に計測を行なわなかった中央部のデータ1101〜1104のみを計測する。このデータ1101〜1104を初期データ（図９、903）と合成し、再構成に用い、各時相の画像1201〜1204を得る。この場合にも、本計測データのうち初期データと重複する高周波域データは、再構成に用いないこととしてもよいし、重複する初期データと適宜重み付けを行い再構成に用いてもよい。
本実施形態によれば、初期データを作成する際に、高周波データと低周波データを分割する必要がないので、比較的短時間に初期データを作成することができる。

以上、説明したように、本発明によれば、ハイブリッドラディアルサンプリングにおいて重複して収集される低周波域データを各時相のデータとして利用することにより、体動の影響を受けにくいハイブリッドラディアルサンプリングを採用し且つ時相を正確に反映した良好な時相画像を得ることができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図。ハイブリッドラディアルサンプリングによる撮影シーケンスの一例を示す図。図２の撮影シーケンスにより得られる計測データの計測空間配置を示す図。本発明の第１の実施形態による初期データの作成を説明する図。心時相画像撮影の場合の初期データの作成を説明する図。心時相画像撮影の本計測を説明する図。第１の実施形態による心時相画像再構成の一実施例を示す図。第１の実施形態による心時相画像再構成の他の実施例を示す図。本発明の第２の実施形態による初期データの作成を説明する図。第２の実施形態による心時相画像再構成の一実施例を示す図。直交系サンプリング、ラディアルサンプリング及びハイブリッドラディアルサンプリングのそれぞれについて計測空間の走査結果を示す図。

符号の説明

２・・・静磁場発生系、３・・・傾斜磁場発生系、４・・・シーケンサ、５・・・送信系、６・・・受信系、７・・・信号処理系、８・・・ＣＰＵ（制御系）

Claims

静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記空間に置かれた被検体の組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こすとともに被検体から発生する核磁気共鳴信号を計測する撮像手段と、前記傾斜磁場発生手段及び撮像手段を制御する制御手段と、前記撮像手段が計測した核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を構成する画像作成手段とを備えた核磁気共鳴撮像装置において、
前記制御手段は、ｋ空間を、その原点近傍領域を共通に有して回転角度の異なる複数のブロックに分割して、ブロック毎にｋ空間データを計測し、
前記画像作成手段は、前記ブロックのｋ空間データの計測毎に、少なくとも前記原点近傍領域を該ブロックのデータで更新して、前記画像を構成することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
請求項１に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記画像作成手段は、計測された各ブロックのデータを用いてｋ空間データの一部が欠損したデータを初期データとして作成し、前記初期データと逐次ブロック毎に計測される前記欠損データを含むデータとを用いて時相画像を作成することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
請求項２に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、前記初期データ作成のための複数ブロックの計測において、一部の位相エンコードを間引いて計測を行い、時相画像作成のためのブロック毎の計測において、初期データ作成時に間引いた位相エンコードを含んで計測を行うよう傾斜磁場発生手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
請求項２又は３に記載の核磁気共鳴撮像装置であって、
前記初期データは、高周波域の計測空間データであることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。