JP4871399B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。

核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその平面内における断層像を得る医用画像診断装置である。

一般的には、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙとするｋ空間に配置され、逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。

エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、グラディエントエコー（ＧＥ）タイプの高速撮影法は、そのパルスシーケンスを繰り返して作動させ、繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコーを順次計測していく方法である。

図１の（Ａ）に、ＧＥ系ラジアルスキャンのパルスシーケンスを示す（例えば、非特許文献１参照）。このパルスシーケンスの動作は、以下のとおりである。

ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。そして、ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０３、２０４、２０５を印加した後、リードアウト傾斜磁場パルス２０６、２０７を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）２０８を計測する。エコー計測後、リフェーズ傾斜磁場パルス２０９、２１０、２１１を印加して磁化の位相を戻し、次の励起に備える。

以上の手順を、繰返し時間ＴＲでＮｅ回繰り返し、Ｎｅ個のエコーを計測する。ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０４、２０５、リードアウト傾斜磁場パルス２０６、２０７、リフェーズ傾斜磁場パルス２０９、２１０は、それぞれ、図１の（Ａ）のように繰返しごとに強度が変化する。図のシーケンスの場合、ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０４とリフェーズ傾斜磁場パルス２０９は−Ｎｅ/２からＮｅ/２−１まで、ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０５とリフェーズ傾斜磁場パルス２１０は０から−Ｎｅ/２を経て−１まで、リードアウト傾斜磁場パルス２０６はＮｅ/２から−Ｎｅ/２−１まで、リードアウト傾斜磁場パルス２０７は０からＮｅ/２を経て１までそれぞれ１ステップずつ変化する。

計測された各エコーは、図１の（Ｂ）のように、ｋ空間上に配置される。図には、Ｎｅが１２８の場合を例として示す。ｋ空間上で１つのエコーは原点Ｏを通る１本のラインを占め、各エコーは回転方向に等間隔に配置される。隣り合うエコーの角度の差Δθは、π/Ｎｅラジアンである。

このｋ空間をグリッディングによって格子状の空間に変換した（例えば、非特許文献２参照）後、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。１画像当たりの撮影時間は、ＴＲとエコー数の積となる。例えば、ＴＲ＝４ｍｓとして１２８エコーで１枚の画像を再構成した場合、５１２ミリ秒である。

画素数がＮ×Ｎの画像を再構成するためには、通常、１エコー当たりのサンプル数とエコー数をともにＮとする。エコー数をＮよりも小さくした場合、撮影時間が短縮され、時間分解能が向上する。例えば、図１の（Ｂ）で奇数番目のエコーだけを計測した場合、エコー数は６４となり、撮影時間は１/２となる。

E. Mark Haacke, et al.： "Magnetic ResonanceImaging - Physical Principles and Sequence Design", Wiley-Liss, pp.303-330, 1999 Jackson JI, Meyer CH, Nishimura DG： Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding, IEEE Trans. Med. Imaging, Vol. 10, No. 3, pp. 473-478, 1991

しかしながら、上述したような方法で時間分解能を向上させた場合には、空間分解能低下やアーチファクトの発生が見られる。この場合のｋ空間は、図２のようになる。図において、点線２１５は該当するエコーを計測していないことを示す。図１の（Ｂ）と比較してｋ空間上のサンプル点が不足しているため、再構成画像の空間分解能低下やアーチファクトの発生が見られることになる。すなわち、時間分解能向上のためにエコー数を減らすと、アーチファクトが発生して画質が低下する問題を有する。

また、図１の（Ａ）に示すような、スライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を、繰り返し時間ＴＲで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーは、図１の（Ｂ）のようにｋ空間上に配置される。グリッディングを行い、図８の（Ｂ）のように格子状のｋ空間８０２上に配置しなおした後、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。１画像当たりの撮影時間は、例えば、ＴＲ＝４ｍｓとして６４エコーを取得した場合、０.２５６秒である。心臓を撮影する場合には、心周期が約１秒と心臓の動きが撮影時間に対して無視できない。リアルタイムに撮影を行わない場合には、心電同期などの方法で心臓の動きの影響を抑制することが可能だが、リアルタイムに撮影を行う場合には、撮影中に対象が大きく動き、アーチファクトが生じる。

本発明の目的は、ラジアルスキャンで発生するアーチファクトを効率良く抑制し得る磁気共鳴イメージング技術を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、下記に示すような特徴を有する。

１．静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号を処理する演算装置とを有し、前記制御装置は、（１）ラジアルスキャンを実施するパルスシーケンスの制御と、（２）前記パルスシーケンスを複数回実行して画像用エコーを収集する制御と、（３）前記パルスシーケンスを複数回実行してｋ空間上で前記画像用エコーの間に位置するリファレンスエコーを収集する制御とを行い、前記演算装置は、（１）前記画像用エコーと前記リファレンスエコーを複数のグループに分割する処理と、（２）前記リファレンスエコーとその前後に位置する前記画像用エコーを用いて推定係数を求める処理と、（３）前記推定係数を用いてｋ空間上で前記画像用エコーの間に位置する未計測のエコーを推定する処理とを行うことを特徴とする。

２．静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置を有し、前記制御装置は、（１）ｋ空間を放射状に走査する前記核磁気共鳴信号を検出すること、（２）複数枚数撮影すること、（３）スライディングウィンドウを用いること、（４）前記走査をｎ個飛ばしに行い、時間フィルタによりアーチファクトを抑制することを特徴とする。

本発明によれば、ラジアルスキャンで発生するアーチファクトを効率良く抑制し得る磁気共鳴イメージング装置を実現できる。

従来のＧＥ系ラジアルスキャンのパルスシーケンスとｋ空間を説明する図。 従来のラジアルスキャンのｋ空間を説明する図。 本発明が適用される核磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。 本発明におけるラジアルスキャンのｋ空間を説明する図。（実施例１） 本発明における未計測エコー推定の際のエコー配置を説明する図。（実施例１） 本発明における未計測エコー推定のためのフローチャートを示す図。（実施例１） 本発明による未計測エコー推定結果を示す図。（実施例１） 本発明におけるＮ個飛ばしの走査順序を説明する図。（実施例２） ｋ空間の走査を３個飛ばしに行って再構成した動画像の周波数成分と時間フィルタ（ローパスフィルタ）を示す図。（実施例２） 本発明による撮影結果を説明する図。（実施例２） 本発明における撮影手順を説明する図。（実施例２）

以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。

（実施例１）
図３は、磁気共鳴メージング装置の概略構成を示すブロック図である。

図３において、１０１は静磁場を発生するマグネット、１０２は傾斜磁場を発生するコイル、１０３は被検体（例えば、生体）であり、被検体１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内に設置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から発生した信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（以下、検波基準周波数と記す。）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。

その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。また、静磁場空間内にはシーケンサ１０４に接続された心電計１１４があり、被検体１０３の心電波形を計測することができる。計測された心電波形は、シーケンサ１０４に取り込まれる。また、静磁場均一度を調整する必要があるときは、シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各シムコイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４は、シム電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をコイル１１２より発生させる。

なお、シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。

本実施例では、パルスシーケンスとして、図１に示すＧＥ系のシーケンスを使用する。このパルスシーケンスのＴＲは４ｍｓ、繰返し回数は従来の繰返し回数６４回に加えて、リファレンス用の８回を加えて計７２回とし、７２個のエコーを計測する。エコーのｋ空間配置は、図４に示す実線のとおりである。

図４で、実線で示したエコーのうち、太い線のエコー２１３はリファレンス用エコーである。このエコーを用いて推定係数を求め、点線で示した未計測のエコー２１２を推定する。推定後のエコーは全部で１２８個になる。この手順を、図６のフローチャートに従って説明する。

まず、未計測エコー２１２を含む１２８個のエコーを１７個のエコーを含む８個のグループに分割する（ステップ４０１）。図５に示すように、グループの境界のエコーは隣接する２個のグループに含まれるようにする。図５では、１番目のグループ３０１と２番目のグループ３０２の境界にあるエコー２１４が両方のグループに含まれている。また、リファレンスエコー２１３は、各グループの中心に１個ずつ位置するよう計測されているものとする。

次に、各グループで未計測エコー２１２を推定するための推定係数Ａ＝［a１、a２］を、リファレンスエコーＲ（行ベクトル）とその前後の２個のエコーS１、S２(それぞれ列ベクトル)を用いて、以下の（１）式により求める（ステップ４０２）。

Ａ＝ＲＳ‐ ・・・・・・・（１）
ここで、Ｓ＝［S１、S２］＾Ｔ（ａ＾Ｔはａの転置行列）、Ｓ‐はＳのpseudo inverse（擬似逆行列）である。

次に、ブロックごとにこの推定係数Ａを用いて未計測のエコーを、以下の（２）式で推定する (ステップ４０３)。

Ｓｕ＝ＡＳ’ ・・・・・・・（２）
ここで、Ｓｕは未計測エコー、Ｓ'＝［Ｓ'１、Ｓ'２］＾Ｔであり、Ｓ'１とＳ'２はＳｕの前後のエコーである。

以上の処理において、各エコーは、図５に点線３０３で示すように、ほぼ等間隔にＮｐ個のパートに分割されて処理される。図には、Ｎｐ＝３の場合を示した。エコーを分割することにより、１個のエコー全体を用いて処理を行うよりも精度の良い推定結果が得られる。分割される最適なパートの数は、通常、ほぼ７個程度である。エコーのサンプリング数が１２９個の場合、例えば、１８、１８、１８、２１、１８、１８、１８ からなるパートに分割するのが良い。

また、リファレンスエコーの数は、８以上とするのが良い。例えば、リファレンスエコーの数を４とした場合、ｋ空間は４個のグループに分割され、１個のグループが占めるθの範囲は、３６０度／４＝９０度となる。この場合、１個の推定係数で９０度の広範囲に含まれるエコーを推定しなければならず、十分な精度の推定結果が得られない。これに対して、リファレンスエコーの数を８以上にした場合には、１個の推定係数で推定するエコーの範囲は、４５度以下になり、ほぼ十分な精度の推定結果が得られる。ただし、推定精度は、リファレンスエコーの数を多くするほどよくなるが、計測時間がその分長くなるため、通常は、リファレンスエコーの数をほぼ８程度とするのが最も効果的である。

最後に、計測したエコーと以上の処理によって推定された未計測のエコーを組合せてグリッディングをした後、逆フーリエ変換によって画像を再構成する(ステップ４０４)。

図７に、以上の処理を実際に適用した結果を示す。６４個のエコーと８個のリファレンスエコーを計測し、５６個の未計測エコーを推定した。エコーのサンプリング点数は１２９であり、各エコーを７個のパートに分割して推定処理を行った。

図７のＡは、それぞれ本発明の処理結果の画像、Ｂは、計測した６４個のエコーのみを用いて再構成した結果の画像、Ｃは、１２８個のエコーを計測して再構成した結果の画像である。図７Ｂは、エコーが少ないため背景に放射状のアーチファクトが多数見られる。これに対して、図７Ａでは、放射状のアーチファクトがほとんど見えなくなり、画質が大幅に向上した。その結果、図７Ｃに示す１２８個すべてのエコーを計測した場合とほぼ同等の画質が得られた。

以上のように、本実施例によれば、未計測のエコーのうち一部だけをリファレンスとして計測し、リファレンスと隣り合うエコーから推定係数を求め、未計測のエコーを推定係数を用いて推定する構成とすることにより、リファレンスとして計測するエコーが未計測のエコーのうち一部だけであるため、撮影時間がほとんど増加せず、また、リファレンスを用いて推定係数を求めるため、リファレンスを用いない単純なデータ補完と比較して未計測のエコーを精度よく推定できる。それにより、撮影時間をほとんど延長することなくアーチファクトを抑制することが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現できる。

（実施例２）
図１の（Ａ）に示したパルスシーケンスにおいて、スライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を、例えば、繰り返し時間ＴＲ＝４ｍｓで繰り返し、６４エコーで一枚の画像が得られるように傾斜磁場の大きさを変化させる。

本実施例では、傾斜磁場の大きさは、ｋ空間をθ方向に３エコーずつ飛ばして走査するように変化させる。図８の（Ａ）に、その走査順序の模式図を示す。この時点では、フレームレートは４ｆｐｓである。スライディングウィンドウを用い、８エコーずつ更新することによりフレームレートを３２ｆｐｓにする。その後、グリッディングを行い、図８の（Ｂ）のように、格子状のｋ空間８０２上に配置しなおした後、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成を行う。

ｋ空間８０１の走査を３個飛ばしに行なったことにより、放射状アーチファクトの周波数が高周波に変化する。放射状アーチファクトの周波数を高周波に変化させることにより、時間フィルタ（ローパスフィルタ）を用いて放射状アーチファクトを抑制することが可能となる。

さらに、画像辺縁部のアンダーサンプリングによるアーチファクトを抑制する場合には、スライディングウィンドウを適用する前のデータにおいて、隣り合うフレームの走査ラインが重ならないようにずらして取得したデータを用いる。これらの時系列データに対して時間フィルタ（ローパスフィルタ）を適用することによりアンダーサンプリングによるアーチファクトを抑制することが可能となる。

図９に、アーチファクトのフィルタリングの一例として、ｋ空間の走査を３個飛ばしに行って再構成した動画像を時間方向に周波数分解した結果９０１と、使用した時間フィルタ９０２を示す。図９において、横軸は周波数を表し、縦軸は振幅を表す。９０３は、この動画像に見られる放射状アーチファクトの周波数成分である。動画像の周波数成分９０１に対して時間フィルタ９０２を適用することにより、放射状アーチファクトの周波数成分９０３を０にすることができ、放射状アーチファクトを除去することが可能となる。

図１０に、本発明による撮影結果（動画の１フレーム目）を示す。図１０の（Ａ）は、３個飛ばし、時間フィルタ（ローパスフィルタ）、アンダーサンプリングによるアーチファクトの抑制のいずれも使用しなかった場合の画像（０個飛ばし）である。図１０の（Ｂ）は、３個飛ばしで走査し、時間フィルタ（ローパスフィルタ）を適用した場合の画像である。放射状アーチファクトが抑制されているのがわかる。図１０の（Ｃ）は、３個飛ばしで走査し、時間フィルタ（ローパスフィルタ）を適用し、さらにアンダーサンプリングによるアーチファクトの抑制を行えるような走査ラインで取得した画像である。データのギャップによる放射状アーチファクトだけでなく、画像辺縁部のアーチファクトが抑制されていることがわかる。

本実施例では、３個飛ばしで走査を行う場合について説明したが、何個飛ばしで走査を行うべきか、ということは、以下の（３）式を用いて決定することができる。

（Ｎ＋１）＝Ｎｅ／２ ‥‥‥‥‥‥（３）
ここで、ＮはＮ個飛ばしのＮ、Ｎｅはエコーシェアをした場合にフレームレートが何倍になるかという値である。

（３）式は、次のように導かれる。エコーシェアによりフレームレートをＮｅ倍にした場合、データのギャップが周期Ｎｅ／Ｆで変化することになり、それにともない周波数Ｆ／Ｎｅの放射状アーチファクトが生じる（ここで、Ｆはフレームレート）。Ｎ個飛ばしの走査の場合は走査ラインが一周するために必要なエコーの数が１／（Ｎ＋１）に減少するために、データのギャップの変化の周波数が（Ｎ＋１）倍になり、それにともない放射状アーチファクトの周波数がＦ／Ｎｅ×（Ｎ＋１）になる。これが高周波（ナイキスト周波数Ｆ／２）になるという条件（Ｆ／Ｎｅ×（Ｎ＋１）＝Ｆ／２）から、（３）式の条件が導かれる。

図１１に、本発明における撮影手順を示す。まず、撮影準備として、撮影シーケンスのパラメータを入力する（ステップ１１０１）。

次に、（３）式に従って、Ｎ個飛ばしのＮ値を決定する（ステップ１１０２）。

次に、図１（Ａ）のシーケンスを用いてエコーを取得する（ステップ１１０３）。このとき、図８に示されるように、Ｎ個飛ばしに走査を行う（図８の例の場合は、Ｎ＝３）。また、アンダーサンプリングによるアーチファクトの抑制を併用する場合には、必要なフレーム数だけ走査ラインが重ならないように互い違いに走査を行う。

次に、画像更新に必要なエコーが取得された段階で、画像再構成を行う（ステップ１１０４）。

最後に、時間フィルタ（ローパスフィルタ）をかけて放射状アーチファクトが抑制された画像を取得する（ステップ１１０５）。また、アンダーサンプリングによるアーチファクトの抑制を併用する場合には、対応する時間フィルタ（ローパスフィルタ）をかけてアーチファクトを抑制する。

本実施例によれば、ラジアルスキャンにおけるデータのギャップによる放射状アーチファクトの周波数を操作してフィルタをかけることができるため、放射状アーチファクトを抑制できるという顕著な効果が期待できる。

本発明によれば、ラジアルスキャンで発生するアーチファクトを効率良く抑制し得る磁気共鳴イメージング装置を実現できる。また、磁気共鳴イメージング技術を用いて検査装置等に適用でき、特に医療分野における意義は大きい。

１０１…静磁場を発生するマグネット、１０２…傾斜磁場コイル、１０３…被検体、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…高周波磁場発生器、１０７…プローブ、１０８…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源、１１４…心電計、１１５…検査者、１１６…ベッド、１１７…ケーブル、１１８…スイッチ、２０１…スライス傾斜磁場パルス、２０２…磁化励起用高周波磁場パルス、２０３…位相エンコード傾斜磁場パルス、２０６、２０７…リードアウト傾斜磁場パルス、２０８…エコー、２０９〜２１１…リフェーズ傾斜磁場パルス、２１２…未計測エコー、２１３…リファレンス用エコー、２１４…グループの境界にあるエコー、３０２…グループ、３０３…パート分割線、９０１…ｋ空間の走査を３個飛ばしに行って再構成した動画像の周波数成分、９０２…時間フィルタ、９０３…ｋ空間の走査を３個飛ばしに行って再構成した動画像に見られる放射状アーチファクトの周波数成分。

Claims (3)

1. 静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発
   生する核磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置を有し、前記制御
   装置は、（１）ｋ空間を放射状に走査する前記核磁気共鳴信号を検出すること、（２）複
   数枚数撮影すること、（３）スライディングウィンドウを用いること、（４）前記走査を
   ｎ個飛ばしに行ない、再構成した動画像を時間方向に周波数分解し、前記動画像の周波数成分に時間フィルタを適用してアーチファクトを抑制することを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
2. 請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記制御装置は、前記（３）
   で、ｎ個飛ばしのｎ値の設定により、アーチファクトの周波数をナイキスト周波数付近に
   制御することを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
3. 請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記制御装置は、前記（１）
   、（２）で、スキャンラインを間引き、間引き方を画像間で変化させることにより、アー
   チファクトを周期的に変化させるよう前記走査を行なうことを特徴とする核磁気共鳴を用
   いた検査装置。

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