JP5288745B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体の腹部の撮像に好適な磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置による腹部撮像においては、従来より息止め撮像が行われてきた。しかしながら息止め撮像では、被検者が息止めできる時間内でしか撮像できないため、撮像条件等に大きな制約があった。

このような不具合を解消するための技術として、例えば図７および図８に示すような第１および第２の従来技術が知られている。

第１の従来技術は、スピンエコー（ＳＥ）法を使用して、呼吸周期にあわせエンコードデータを並び替えることで、体動アーチファクトを目立たなくする。

第２の従来技術は、呼吸同期をかけるが、第１の従来技術のようにデータの並び替えをせずに、トリガタイミングで撮像を開始する。１フェーズエンコード（ＰＥ）データを取得した後は、定常状態を保つために、データを収集することなく同じ撮像条件でのシーケンスを流す。これにより、ＳＥ系のシーケンスでＴ１Ｗコントラストを維持しながら、体動アーチファクトも軽減できるようにする。
特開平９−１８２７２８号公報

第１の従来技術では、撮像時間が長くなるとともに、エンコードデータを常に適正に並べることは困難であるために安定した画像が得られないという不具合があった。

第２の従来技術では、ＳＥ系を使用することで空打ち部分が使用不可能であり、また繰り返し時間（ＴＲ）は変えられない。このため、トリガタイミングになってもさらに１ＴＲ分が終わったタイミングでしか本収集を開始できず、体動の安定した部分での撮像が困難である。この結果、体動アーチファクトの抑制効果が低いという不具合があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、体動に影響されずに高画質に撮像することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

本発明の一態様による磁気共鳴イメージング装置は、所定のパルスシーケンスにより被検体に関する磁気共鳴データを収集する収集ユニットと、前記収集ユニットにより収集された磁気共鳴データに基づきパラレルイメージングによって前記被検体に関する前記撮像視野内の画像を再構成するユニットと、前記パラレルイメージングの倍速率をユーザによる指定に応じて設定する設定ユニットと、前記被検体の１回の吸気または呼気が開始したタイミングから予め定めた遅延時間が経過した時点から開始し、かつ前記１回の吸気または呼気の期間内に終了する収集期間内に得られるスライス数を、前記設定手段により設定された倍速率と前記被検体の呼吸周期とに基づいて計算する計算ユニットと、前記計算ユニットにより計算されたスライス数分の前記磁気共鳴データを前記収集期間内に収集するように前記収集ユニットを制御する制御ユニットとを備える。

本発明によれば、体動に影響されずに高画質に撮像することが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）１００の構成を示す図である。

ＭＲＩ装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部と、被検体２００の呼吸に同期した呼吸信号を計測する呼吸計測部と、被検体２００に対して各種の指示を与えるための指示部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、傾斜磁場コイルユニット３、傾斜磁場電源４、シーケンサ（シーケンスコントローラ）５、ホスト計算機６、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔ、受信器８Ｒ、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、シムコイル１４、シムコイル電源１５、音声発生器１６、呼吸センサ１７および呼吸モニタ１８を有する。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ₀を発生させる。この静磁場Ｂ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４は、ホスト計算機６の制御下でのシムコイル電源１５からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。

寝台部は、被検体２００を載せた天板を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット３および傾斜磁場電源４を含む。傾斜磁場コイルユニット３は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル３ｘ，３ｙ，３ｚを備える。傾斜磁場電源４は、シーケンサ５の制御のもとで、コイル３ｘ，３ｙ，３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をそれぞれ供給する。かくして傾斜磁場発生部は、傾斜磁場アンプ７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇss、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇpe、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇreからなる各論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場Ｇss，Ｇpe，Ｇreは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを含む。ＲＦコイルユニット７は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、ＲＦコイルユニット７に接続される。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、シーケンサ５の制御の下で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイルユニット７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。なお、ＲＦコイルユニット７は複数の要素コイルを内蔵したマルチコイルである。受信器８Ｒは、複数の要素コイルのそれぞれにより受信されたエコー信号を並列的に処理する能力を持つ。

制御・演算部は、シーケンサ５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２および入力器１３を含む。

シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ５は、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ５のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

ホスト計算機６は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この機能の１つは、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。

ホスト計算機６は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、イメージングスキャンを実施する。イメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、３次元（３Ｄ）スキャンまたは２次元（２Ｄ）スキャンである。イメージングスキャンのパルスシーケンスとしては、ＳＥ（spin echo）法、ＦＳＥ（fast spin echo）法、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたＦＡＳＥ（fast asymmetric spin echo）法、ＥＰＩ（echo planar imaging）法、ＦＦＥ（fast field echo）法などが用いられる。

演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータを、シーケンサ５を通して入力する。演算ユニット１０は、入力したエコーデータを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置する。演算ユニット１０は、ｋ空間に配置されたエコーデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データを再構成する。また演算ユニット１０は、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理などを行うことができる。さらに演算ユニット１０は、例えばＳＥＮＳＥ（sensitivity encoding）やＳＭＡＳＨ（simultaneous acquisition of spatial harmonics）などの手法に基づくパラレルイメージングを実現するための再構成処理を行う機能を備える。

合成処理には、２次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、３次元データに対して視線方向の最大値または最小値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理または最小値投影処理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコーデータのまま１フレームのエコーデータに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１１は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１２は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力器１３は、術者が希望する撮像条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１３は、入力した情報をホスト計算機６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。

指示部は、音声発生器１６を備える。音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令の下に、各種のメッセージを音声として発することができる。

呼吸計測部は、呼吸センサ１７および呼吸モニタ１８を含む。呼吸センサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００の腹部の動きを検出し、被検体２００の呼吸の様子を表す呼吸信号を生成する。呼吸モニタ１８は、呼吸センサ１７が出力する呼吸信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、シーケンサ５およびホスト計算機６に出力する。呼吸信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について詳細に説明する。

図２はデータ収集動作の実行タイミングおよびデータ収集のためのパルスシーケンスを示す図である。

図２の最上部に示される波形は、呼吸センサ１７より出力される呼吸信号の波形（以下、呼吸波形と称する）である。シーケンサ５は、図２に示すように１呼気期間内の収集期間ＰＡにおいて１スライス分のデータ収集動作を行う。なおシーケンサ５は、呼気期間が開始したタイミングから予め定められた遅延時間ＴＤが経過した時点を収集期間ＰＡの開始時点とする。遅延時間ＴＤは、固定値であっても良いし、呼吸波形に基づいて適応的に定めるようにしても良い。

シーケンサ５は、図２に示すようにＦＦＥ法に準じたパルスシーケンスによりデータ収集動作が行われるように、傾斜磁場電源４、送信機８Ｔおよび受信器８Ｒなどを制御する。なお図２の下方に示すパルスシーケンスの波形は上から順番に、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）および撮像対象で生じたエコー（Echo）、スライス方向傾斜磁場波形（Ｇss）、リードアウト方向傾斜磁場波形（Ｇro）、ならびに位相エンコード方向傾斜磁場波形（Ｇpe）を示す。

１収集期間ＰＡ内においては、同様なシーケンスが一定の繰り返し時間ＴＲでｉ回に渡り繰り返されるが、これらのｉ個の期間ＰＲ1，ＰＲ2…，ＰＲiのそれぞれにおいてシーケンサ５は、位相エンコード勾配をシーケンシャルに変更して行くように傾斜磁場電源４を制御する。ただし、位相エンコード勾配の変更量は、所望とされている撮像視野（ＦＯＶ）に応じて定まる位相エンコードステップの一部（例えば１／２）を間引くように設定する。

そしてシーケンサ５は図３に示すように、期間ＰＲ1，ＰＲ2…，ＰＲiのそれぞれにおいて取得したデータを、ｋ空間の位相エンコードラインＬ1，Ｌ2…，Ｌiにシーケンシャルに配置する。

以上のような収集動作は、ＲＦコイル７に内蔵された複数の要素コイルのうちの少なくとも２つによりそれぞれ受信されたエコー信号に関して並列的に行われる。そして演算ユニット１０が、収集されたデータに基づき例えばＳＥＮＳＥアルゴリズムなどのパラレルイメージング用のアルゴリズムを用いた画像再構成を行う。

なお、期間ＰＲ1，ＰＲ2…，ＰＲiのそれぞれにおけるシーケンスは、例えば図４に示すように水励起法を併用したＦＦＥ法に準じたシーケンスに変更することもできる。図５（ａ）は図４に示すシーケンスを採用して撮像した画像の一例を示す図である。図５（ｂ）は従来の手法、すなわちＦＥ（field echo）法に準じたパルスシーケンスにより息止め撮像して得られる画像の一例を示す図である。なお、水励起パルスの数は任意に変更が可能である。

ちなみに水励起法とは、水と脂肪との励起周波数の差を利用し、水のプロトンを主に励起することによって脂肪からの磁気共鳴信号を抑制する手法の１つである。この水励起法においては、フリップパルスとしてbinomial RF pulseを使用する。

かくして本実施形態によれば、１呼気期間内において１スライス分のデータ収集を行うので、ｋ空間の各位相エンコードラインに配置するべきデータを位相エンコードラインの配列順序でシーケンシャルに行うことにより、特別な補正や図７に示したような並び替えを行うことなく呼吸による位相変化が少ない順でデータをｋ空間に並べることができる。そしてこのようにｋ空間に配置されたデータに基づく再構成を行えば、体動アーチファクトを低減した良好な画像を得ることができる。また、Ｓ／ＮもNex（アベレージ）を増やすことで容易に向上することが可能なため、臨床上有用な画像が得られる。なお、例えば３テスラ（３Ｔ）程度の強い静磁場中での腹部撮像を考えた場合、ＳＡＲ（specific absorption rate）の低いＦＥ法やＦＦＥ法が多用されると予測されるため、当手法を用いることでＳＥ法に比べＳＡＲが軽減できる。

また本実施形態によれば、パラレルイメージングを行うようにして位相エンコードステップの一部を間引くので、収集期間ＰＡを短縮することができ、１呼気期間内において１スライス分のデータ収集を確実に終えることが可能である。

また本実施形態によれば、呼気期間が開始したタイミングから遅延時間ＴＤが経過してから収集動作を開始していることにより、呼気期間の中でもさらに体動が少ない期間を収集期間とすることができ、より安定した撮像が可能である。なお、コイルのチャンネル数を増やして倍速率を向上させれば、一定の撮像時間におけるＰＥデータ収集数を増やすことが可能であり、この結果として分解能の向上を図ることができる。

また本実施形態によれば、水励起法を併用することにより、セグメント分割に左右されずに脂肪抑制効果を得ることができる。ＣＨＥＳＳ（chemical shift selective)法の場合には脂肪抑制パルス長が長すぎるために本実施形態に適用することが困難であるが、水励起法であれば繰り返し時間ＴＲの延長を小さく抑えることができるために本実施形態に適する。

また本実施形態によれば、体動の影響が軽減された分、アベレージを行ってもゴーストが強調されることがないため、Ｓ／Ｎのコントロールが容易となる。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

図６に示すように、上記実施形態に示すシーケンスでのデータ収集に先立ってＩＲ（inversion recovery）パルスを印加しても良い。これにより、体動アーチファクトを抑制しつつ、Ｔ１Ｗ画像を得ることが可能である。さらにＩＲパルスのパワー（角度）と、ＩＲパルスを印加してからｋ空間中心のデータが収集されるまでの時間ＴＩとを、血液信号をヌル（null）にするように調整することにより、Ｔ１Ｗのコントラストを維持しつつ、血液からの信号を抑制することが可能となる。

ＦＦＥ法による３次元撮像（ＦＦＥ３Ｄ）にも適応可能である。このような３次元撮像に本発明を適用することにより、スライス分解能向上が図れるため、臨床での応用範囲が飛躍的に広がる。ＦＦＥ３Ｄの場合、１スライスエンコードことにトリガーをかけ、ＰＥエンコード部分は上記方法と同じように収集することで、体動アーチファクトの低減が図れる。なお、３次元撮像における複数のスライスエンコードのそれぞれに関するスキャンは、連続する呼吸周期のそれぞれにおいて順次に行うことが好ましい。

呼吸周期が長い人の場合には、１収集期間ＰＡ内に複数スライス分のデータ収集を行うことも可能である。

パラレルイメージングの倍速率を高めることによって、１収集期間ＰＡ内に複数スライス分のデータ収集を行うことも可能である。

積算方法について、生データ上での加算を併用可能である。

加算方法について、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）後の実データを使用し加算平均を行うことも可能である。

腹部撮像において、Ｔ１コントラストを得るのと同時に血流信号を抑制する工夫として、時間ＴＩとＴＩパルスのフリップアングル（ＦＡ）を工夫することで両立させることが可能である。図５（ａ）のような画像を１．５テスラの静磁場中にて得るに当たっては、ＴＩ＝680〜700msec，ＦＡ＝140〜170°の組み合わせが最も有用であった。

呼吸同期に限らず、心電図（ＥＣＧ）と併用し、心臓などで動きが少ない時相で１スライス分のデータを収集するようにすることも可能である。

ＩＲのほかに、ＭＰＧ（motion probing gradient）パルスを併用して血流信号を抑制することも可能である。

さらに体動アーチファクトに強くするため、ＲＭＣ（Realtime Motion Correction）技術やナビゲータエコーを併用することが可能である。これにより、横隔膜の動きによるスライス断面のズレがなくなるため、さらに観察しやすい画像が得られる。

吸気期間内にデータ収集を行うようにしても良い。

ホスト計算機６は、パラレルイメージングの倍速率のユーザによる指定を入力器１３を介して入力し、この入力した倍速率ＳＲに基づいて次の式(1)により１回の収集期間ＰＡ内に得られるスライス数ＳＮを計算することができる。ただし、ＰＥはエンコード方向のマトリクス数である。

ＳＮ＝ＰＡ／（ＴＲ×ＰＥ／ＳＲ） …(1)
なお、被検体２００の呼吸周期に応じて収集期間を変化させる場合には、上記式(1)におけるＰＡも変化させる。このとき、被検体２００の呼吸周期は頻繁に変動するので、収集期間は呼吸周期に応じて変化させることになる。ただし、１周期毎に収集期間を変化させると動作が不安定になる恐れがあるので、複数周期における呼吸周期の平均値、中央値、最大値または最小値などに基づいて収集期間を定めることが好ましい。上記式(1)におけるＰＡも、上記のように定めた収集期間に応じた値を採用する。繰り返し周期またはエンコード方向のマトリクス数が可変である場合には、それに応じた値を上記式(1)におけるＴＲまたはＰＥとして採用する。

ホスト計算機１６は、上記の式(1)により求めたスライス数を、表示器１２に表示させてユーザに提示することができる。これにより、１回の収集期間に収集可能なスライス枚数をユーザに認識させることができる。１回の収集期間に収集するスライス枚数をユーザによる指示に応じて設定する場合には、ユーザに適切なスライス枚数を指定させることが可能となる。

またホスト計算機１６は、上記の式(1)により求めたスライス数に基づいて、１回の収集期間に収集するスライス枚数を自動設定することも可能である。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。 データ収集動作の実行タイミングおよびデータ収集のためのパルスシーケンスを示す図。 取得したデータのｋ空間での配置を示す図。 水励起法を併用したＦＦＥ法のパルスシーケンスの一例を示す図。 図４に示すシーケンスを採用して撮像した画像の一例を示す図。 データ収集に先立ってＩＲパルスを印加するシーケンスの一例を示す図。 第１の従来技術の特徴を示す図。 第２の従来技術の特徴を示す図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、３ｘ，３ｙ，３ｚ…コイル、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…ホスト計算機、７…ＲＦコイル、８Ｒ…受信器、８Ｔ…送信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１４…シムコイル、１５…シムコイル電源、１６…音声発生器、１７…呼吸センサ、１８…呼吸モニタ。

Claims (7)

1. 所定のパルスシーケンスにより被検体に関する磁気共鳴データを収集する収集ユニットと、
   前記収集ユニットにより収集された磁気共鳴データに基づきパラレルイメージングによって前記被検体に関する前記撮像視野内の画像を再構成するユニットと、
   前記パラレルイメージングの倍速率をユーザによる指定に応じて設定する設定ユニットと、
   前記被検体の１回の吸気または呼気が開始したタイミングから予め定めた遅延時間が経過した時点から開始し、かつ前記１回の吸気または呼気の期間内に終了する収集期間内に得られるスライス数を、前記設定手段により設定された倍速率と前記被検体の呼吸周期とに基づいて計算する計算ユニットと、
   前記計算ユニットにより計算されたスライス数分の前記磁気共鳴データを前記収集期間内に収集するように前記収集ユニットを制御する制御ユニットとを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記収集ユニットは、所望撮像視野に応じて定まる位相エンコードステップの一部を間引きつつ複数のコイルを同時に使用して前記磁気共鳴データを収集することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記収集ユニットは、前記パルスシーケンスとしてＦＦＥ（fast field echo）シーケンスを採用することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記収集ユニットは、前記パルスシーケンスとして、フリップパルスにbinomial RF pulseを使用することにより水のプロトンを主に励起する水励起法を含んだシーケンスを採用することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記収集ユニットは、前記パルスシーケンスによる前記磁気共鳴データの収集に先立ってＩＲ（inversion recovery）パルスを送信することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記収集ユニットは、前記ＩＲパルスのフリップアングルと前記ＩＲパルスを送信してからｋ空間中心に配置される磁気共鳴データが収集されるまでの時間とを、血流からの信号を抑制するように設定することを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記計算ユニットにより計算されたスライス数を表示する表示ユニットをさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。

Images