JP4318837B2

JP4318837B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP4318837B2
Application number: JP2000112323A
Authority: JP
Inventors: 賢治滝口
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-04-13
Filing date: 2000-04-13
Publication date: 2009-08-26
Anticipated expiration: 2020-04-13
Also published as: JP2001292975A

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に係わり、特に、被検体を撮影する時、被検体の動きによる画質の劣化を防止する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）では、被検体の計測中の動きが画質劣化の原因となるので、それを防止するためにナビゲーションエコーを計測することが行われる。
【０００３】
これはナビゲーションエコーの位相歪から被検体の計測中の動きを検出し、その位相歪を補正することにより達成させる。
【０００４】
特に、拡散強調イメージングでは、拡敵強調パルスと呼ばれる傾斜磁場を印加するため、被検体の計測中の動きが増幅されるので、被検体の計測中の動きによるが、画質劣化を防止することが不可欠となっている。
【０００５】
次に、従来のＥＰＩ（ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）を用いた拡散強調パルスシーケンスを図２及び図４を用いて説明する。なお、図２では以下に述べるエコー４６を、繰り返し時間ＴＲの間に４個計測する場合を示したものであるが、実際のＥＰＩでは４個とは限らない。
【０００６】
図２は、拡散強調のパルスシーケンスを示す図である。
図２の時刻ｔ０において、９０°高周波磁場３１とスライス傾斜磁場３２とを同時に印加して飽和したい領域を励起する。次に、時刻ｔ１において、拡散強調のためのＭＰＧ（ＭｏｔｉｏｎＰｒｏｖｉｎｇＧｒａｄｉｅｎｔ）３３、３４、３５を印加する。そして、時刻ｔ２において、１８０°高周波磁場３６とスライス傾斜磁場３７とを同時に印加して飽和したい領域を再度励起する。
【０００７】
次に、時刻ｔ３において、拡散強調のためのＭＰＧ３８、３９、４０を再度印加する。
【０００８】
なお、この時、ＭＰＧ３３および３８、ＭＰＧ３４および３９、ＭＰＧ３５および４０の組み合わせにおいて、各々の時間積分値が０となるようにＭＰＧ３８、３９、４０を印加する。
【０００９】
時刻ｔ４において、読みだし傾斜磁場４１を印加する。この時、読みだし傾斜磁場４１の時間積分値が０となる時刻にエコー４５が発生するので、これをサンプリングし計算機６に格納する。
【００１０】
ここで、エコー４５をナビゲーションエコーと呼び、エコー４５の位相歪から、被検体の動きの大きさを検出し、以下に述べるエコー４６の位相歪を補正し、被検体の動きによる画質劣下を防止している。
【００１１】
さて、時刻ｔ５において、位相エンコード傾斜磁場４２および読みだし傾斜磁場４４を印加する。さらに、時刻ｔ６において、位相エンコード傾斜磁場４３をブリップ状に印加し、読みだし傾斜磁場４４を振幅の極性を反転して印加する。
【００１２】
以後、位相エンコード傾斜磁場４３は間隔Ｔで印加を繰り返し、読みだし傾斜磁場４４は、周期２Ｔで振幅の極性を反転して印加を繰り返す。
【００１３】
また、傾斜磁場４４の時間積分値が０となるごとにエコー４６が発生するので、これらをサンプリングし計算機６に格納する。
【００１４】
以上の手順を繰り返し時間ＴＲで繰り返して行う。
ただし、傾斜磁場４２の振幅は時間ＴＲごとにステップ状に変化させるものとし、傾斜磁場４３の振幅および極性は同一とする。
【００１５】
さて、４個のエコー４６をさらに発生時間順にエコー６１、６２、６３、６４と番号付けすると、これらは、図４の（１）〜（４）に示す位相空間上の各位置に格納される。
【００１６】
ここで、エコー６１、６２、６３、６４の配列される位置は、上記位相エンコード傾斜磁場４３、４４の時間積分値によって決まる。
【００１７】
なお、位相空間とはエコーが格納される空間を表わしており、座標軸ｋｘ、ｋｙは、各々、読みだし傾斜磁場の時間積分値と、位相エンコード傾斜磁場の時間積分値とを表している。
【００１８】
位相空間上のエコーはフーリエ変換を用いた像再構成により、実空間上の画像に変換される。さらに、上記繰り返し時間ＴＲによる繰り返し計測により、エコー４６は、図４の（５）に示す様に位相空間上の全てに配列される。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来におけるＭＲＩ装置においては、ナビゲーションエコーの計測は、通常のエコー計測、すなわち画像再構成のためのエコー計測に対して付加的に行われるので、計測時間が通常の計測時間よりも長くなってしまうという間題があった。
【００２０】
本発明の目的は、ナビゲーションエコーを計測することなく、被検体の計測中の動きによる画質劣下を防止することが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【００２１】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。
読み出し傾斜磁場と位相エンコード傾斜磁場を被検体に印加してk空間データを計測する計測制御手段と、前記k空間データを用いて前記被検体の画像を取得する信号処理手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記信号処理手段は、k空間の原点に関して対称な位置にある一対のデータを用いて前記被検体の体動に基づく位相ひずみを検出し、該位相ひずみを用いて前記一対のデータを位相補正する。
【００２７】
本発明によれば、上記被検体の撮影したい断面を励起した後、すくなくとも２個のエコーを連続して計測し、上記第１のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性と、上記第２のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性をそれぞれ逆とすれば、エコー位相歪が無ければ第１のエコーのサンプリング開始点の値と第２のエコーのサンプリング開始点の値とは互いに複素共役となる。
【００２８】
従って、第１のエコーのサンプリング開始点と第２のエコーのサンプリング開始点とが複素共役となるように補正すれば、被検体が動くことによりもたらされるエコーの位相歪を除去することができる。
【００２９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図５は、本発明の一実施形態が適用されるＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。このＭＲＩ装置は、被検体９の生体組織に生起される核磁気共鳴現象を利用して診断部位の断層像を得るものである。
【００３０】
図５において、ＭＲＩ装置は、静磁場発生手段１と、傾斜磁場発生手段２と、傾斜磁場電源３と、プローブ４と、高周波送受信部５と、計算機６と、表示器７とを有する。
【００３１】
上記静磁場発生手段１は、テーブル８に寝載された被検体９の体軸方向と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体９を寝載するテーブル８の周りのある広がりをもった空間に配置され、例えば永久磁石又は磁界発生コイルからなる。
【００３２】
また、傾斜磁場発生手段２は、上記被検体９に、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを与えるもので、上記テーブル８の周りのある広がりをもった空間に配置されている。傾斜磁場電源３は、上記傾斜磁場発生手段２を駆動するものである。
【００３３】
プローブ４は、上記被検体９の診断部位に対して高周波信号を照射すると共に、被検体９の生体組織のＮＭＲ現象により放出される高周波信号を受信するもので、内部に照射コイルと受信コイルとを有している。
【００３４】
高周波送受信部５は、上記プローブ４より被検体９に対して高周波信号の照射および受信を行うものである。
【００３５】
また、計算機６は、上記傾斜磁場電源３および高周波送受信部５の制御を撮像時のパルスシーケンスにしたがって行うと共に、上記プローブ４で受信した信号の画像再構成処理を行うものである。
【００３６】
さらに、表示器７は、上記計算機６で生成された画像信号を入力して被検体９の断層像として表示するものである。
【００３７】
次に、本発明の一実施形態によるパルスシーケンスを図１及び図３を用いて説明する。
図１の時刻ｔ０において、９０°高周波磁場１１とスライス傾斜磁場１２とを同時に印加して撮影したい領域を励起する。次に、時刻ｔ１において、拡散強調のためのＭＰＧ（ＭｏｔｉｏｎＰｒｏｖｉｎｇＧｒａｄｉｅｎｔ）１３、１４、１５を印加する。
【００３８】
そして、時刻ｔ２において、１８０°高周波磁場１６とスライス傾斜磁場１７とを同時に印加して撮影したい領域を再度励起する。次に、時刻ｔ３において、拡散強調のためのＭＰＧ１８、１９、２０を再度印加する。
【００３９】
なお、この時、ＭＰＧ１３および１８、ＭＰＧ１４および１９、ＭＰＧ１５および２０の組み合わせにおいて、各々の時間積分値が０となるようにＭＰＧ１８、１９、２０を印加する。
【００４０】
次に、時刻ｔ４において、位相エンコード傾斜磁場２１および読みだし傾斜磁場２３を印加する。さらに、時刻ｔ５において、位相エンコード傾斜磁場２２をブリップ状に印加し、読みだし傾斜磁場２３を振幅の極性を反転して印加する。
【００４１】
以後、位相エンコード傾斜磁場２２は間隔Ｔで印加を繰り返し、読みだし傾斜磁場２３は周期２Ｔで振幅の極性を反転して印加を繰り返す。
【００４２】
また、傾斜磁場２３の時間積分値が０となるごとに、エコー２４が発生するので、これをサンプリングし計算機６に格納する。
【００４３】
以上の手順を繰り返し時間ＴＲで繰り返して行う。
【００４４】
ただし、傾斜磁場21の振幅は、繰り返し時間TRごとにステップ状に変化させるものとし、傾斜磁場22の振幅および極性は隣り合う２個のエコーが以下で述べる位相空間(k空間)で対称となるように変化させる。
【００４５】
さて、４個のエコー２４をさらに発生時間順にエコー５１、５２、５３、５４と番号付けすると、これらのエコーは、図３の（１）〜（４）に示す位相空間上の各位置に格納される。
【００４６】
ここで、エコー５１、５２、５３、５４の配列される位置は、上記傾斜磁場２１、２２の位相エンコード傾斜磁場の時間積分値によって決まる。さらに、上記繰り返し時間ＴＲによる繰り返し計測により、エコー２４は、図３の（５）に示す様に位相空間上の全てに配列される。
【００４７】
ここで、第１のエコー５１および第２のエコー５２に着目すると、静磁場不均一等の磁場歪みが無ければ、第１のエコー５１の最初のサンプリング点Ａと第２のエコー５２の最初のサンプリング点Ｂとは、位相空間の原点に対して対称の位置にあり、サンプルデータＡ、Ｂは複素共役の関係にある。
【００４８】
ここで、複素共役とは複素数表示において実部の値が等しく、虚部の値の極性が異なる関係にある２個の複素数のことをいう。
【００４９】
すなわち、サンプルデータの実部をＲ、虚部をＩ、虚数単位をｊとするとＡ、Ｂの値ＳＡ、ＳＢは、次式（１）、（２）の様に表わされる。
ＳＡ＝Ｒ＋ｊＩ −−−（１）
ＳＢ＝Ｒ−ｊＩ −−−（２）
また、複素共役の関係はサンプリング点Ａ、Ｂのみならず、上述のとおり、位相空間上で原点に対して対称位置にあるすべての点について成立するので、第１のサンプリング点５１および第２のサンプリング点５２の各サンプル点の間で、各サンプル点５３および５４の間で複素共役の関係が各々成立する。
【００５０】
ただし、上記関係はエコー計測時の環境が理想的な場合のみ成立するものである。理想的な環境とは、上述したように、静磁場不均一等の磁場歪がないことをいう。
【００５１】
さらに、本発明で間題としている被検体の動きがあると、この関係、つまり、静磁場不均一等の磁場歪みが無い環境は成立しない。ここでは静磁場不均一等の磁場歪はシミング等の磁場補正方法で除去しうるものとし、被検体の動きによるエコーの位相歪のみを考慮している。
【００５２】
被検体の動きによるエコーの位相歪をθとすると、上式（１）、（２）は次式（３）、（４）の様に書き直される。
【００５３】
なお、被検体の動きによるエコーの位相歪θは上記ＭＰＧの印加によって引き起こされ、繰り返し時間ＴＲの中では一定の値で保存される。
【００５４】
ＳＡ＝（ｃｏｓ（θ）＋ｊｓｉｎ（θ））（Ｒ＋ｊＩ） −−−（３）
ＳＢ＝（ｃｏｓ（θ）＋ｊｓｉｎ（θ））（Ｒ−ｊＩ） −−−（４）
したがって、上式（３）、（４）を用いて、各対称位置にあるべきサンプルデータから位相歪θを算出して、複素共役関係のずれを補正することにより、被検体の動きによるエコーの位相歪θを除去することができる。
【００５５】
つまり、第１のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性と、第２のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性をそれぞれ逆とし、第１のエコーのサンプリング開始点の値および第２のエコーのサンプリング開始点の値が、複素数共役の関係となるように補正すれば、被検体の撮影したい断面を励起した時刻と、第１のエコーの計測を開始する時刻の間に被検体が動くことによりもたらされるエコーの位相歪を除去することができる。
【００５６】
以上、従来のパルスシーケンス及び本発明を実施するパルスシーケンスで示したように、本発明の一実施形態によるパルスシーケンスではナビゲーションエコーを計測せず、ブリップ状に印加する位相エンコード傾斜磁場の振幅および極性が、隣り合う２個のエコーで複素共役の関係が成立するように印加している。
【００５７】
さらに、被検体の動きによって引き起こされるエコーの位相歪を、複素共役の関係を成立させるように補正することにより、被検体の動きによって引き起こされる画質劣下を防止している。
【００５８】
また、ナビゲーションエコーの場合には、１次元方向のずれしか検出することができない。このため、２次元方向のずれを補正する場合には、１次元方向のものとは別個のナビゲーションエコーが必要となる。
【００５９】
これに対して、本発明によれば、ナビゲーションエコー無しに、２次元方向のずれも検出でき、それにより補正することが可能となる。
【００６０】
したがって、本発明の一実施形態によれば、ナビゲーションエコーを計測することなく、被検体の計測中の動きによる画質劣下を防止することが可能で、短時間でありながら、高精度の画像を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００６１】
なお、本発明による磁気共鳴イメージング装置における、上記パルスシーケンスの処理プログラムを記録する記録媒体も実現することが可能である。
【００６２】
つまり、上記被検体の撮影したい断面を励起した後、少なくとも２個のエコーを連続して計測し、上記連続した２個のエコーの内、第１のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性と、第２のエコーを計測する際に印加する、読み出し傾斜磁場の振幅の極性および位相エンコード傾斜磁場の振幅の極性をそれぞれ逆にし、第１のエコーと第２のエコーとの関係から被検体の動きによる位相ずれを検出し、検出した位相ずれにより画像を補正するパルスシーケンスの処理プログラムを記録する記録媒体も実現可能である。
【００６３】
【発明の効果】
本発明によれば、ナビゲーションエコーを計測することなく、被検体の計測中の動きによる画質劣下を防止することが可能で、短時間でありながら、高精度の画像を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態が適用されたパルスシーケンスを説明するための図である。
【図２】従来のパルスシーケンスを説明するための図である。
【図３】本発明の一実施形態を説明するための図である。
【図４】従来の一実施形態を説明するための図である。
【図５】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。
【符号の説明】
１静磁場コイル
２傾斜磁場コイル
３傾斜磁場電源
４プローブ
５高周波送受信機
６計算機
７表示器
８ベツド
９被検体

Claims

読み出し傾斜磁場と位相エンコード傾斜磁場を被検体に印加してｋ空間データを計測する計測制御手段と、
前記ｋ空間データを用いて前記被検体の画像を取得する信号処理手段と、
を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、ｋ空間の原点に関して対称な位置にあって連続して計測された一対のデータを共に用いて前記被検体の体動に基づく位相ひずみを検出し、該位相ひずみを用いて前記一対のデータを位相補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記一対のデータの複素共役性からのずれに基づいて前記位相ひずみを検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記一対のデータの計測において、前記読み出し傾斜磁場および前記位相エンコード傾斜磁場の極性を異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記読み出し傾斜磁場の極性を反転させ、前記位相エンコード傾斜磁場をブリップ状に印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記被検体に拡散強調のためのＭＰＧを印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。