JP5591582B2

JP5591582B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP5591582B2
Application number: JP2010101705A
Authority: JP
Inventors: 雅人池戸; 裕市山下
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2010-04-27
Filing date: 2010-04-27
Publication date: 2014-09-17
Anticipated expiration: 2030-04-27
Also published as: JP2011229638A

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。

MRIは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する撮像法である。

MRIの分野において、異なるエコー時間(TE: echo time)で２つ以上のNMRエコー信号を収集するマルチエコー法が知られている。さらに、マルチエコーシーケンスでエコー信号を収集し、収集した複数のエコー信号から生成される画像データを加算処理することによってSNR (signal to noise ratio)を向上させた合成画像データを得る撮像方法がある。例えば、フィールドエコー（FE: field echo）法によりT2スター(T2*: T2 star)強調画像データが合成画像データとして収集される。

米国特許出願公開第２００２／０１８３６１２号明細書

しかしながら、撮像法の一つであるFE法により、T2*強調画像を収集する場合のように、長いTEに対応する画像データを収集すると磁化率に起因するアーチファクトが出現する。

本発明は、長いTEに対応する画像データを収集する際に生じるアーチファクトを低減することを目的とする。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、イメージング手段及び画像処理手段を備える。イメージング手段は、同一のイメージング領域から異なる複数のエコー時間で複数の磁気共鳴信号を収集することによって前記イメージング領域の複数の画像データを生成する。画像処理手段は、前記複数の画像データから前記イメージング領域の少なくとも一部の同一の位置における最大の画素値を抽出することによって最大画素値の画像データを生成するか又は最小の画素値を抽出することによって最小画素値の画像データを生成する。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。図１に示すコンピュータの機能ブロック図。図１に示す磁気共鳴イメージング装置によりマルチエコー収集を行って被検体Ｐの断層画像を撮像する際の流れを表すフローチャートを示す図。マルチエコーデータ収集用のFEシーケンスの一例を表すチャートを示す図。２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた短いTEに対応する頚部横断像を示す図。２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた長いTEに対応する頚部横断像を示す図。 TEに応じた組織ごとの信号強度をシミュレーションした例を示す図。図５及び図６に示す画像から生成した最大画素値画像を示す図。図５及び図６に示す画像を従来の方法で加算して得られた加算画像を示す図。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びRFコイル２４を備えている。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１及びコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５及び記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

RFコイル２４は、送信器２９及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びRF信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波及びA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
図２は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、画像再構成部４２及び画像処理部４３として機能する。画像処理部４３は重み付け処理部４３Ａ及び画像生成部４３Ｂを備えている。

撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいて、同一のスラブ又はスライス等のイメージング領域についてマルチエコーデータ収集を行う撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。尚、マルチエコーデータ収集は、異なるTEに対応する複数の画像データを生成するための複数のNMRエコー信号セットを１回のスキャンで収集するデータ収集法である。

シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて画像再構成部４２に形成されたｋ空間(k-space)に配置する機能を有する。

画像再構成部４２は、ｋ空間に配置されたｋ空間データに対してフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像処理部４３に与える機能を有する。

画像処理部４３は、同一のイメージング領域について生成された複数の画像データに対して合成処理を含む画像処理を施すことによって合成画像データを診断画像データとして生成する機能と、生成した診断画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。

重み付け処理部４３Ａは、同一のイメージング領域に対応する単一又は複数の画像データに対して重み付け処理を行う機能を有する。重み付けは、１フレーム分の画像データの全部又は一部に対して行うことができる。また、重み付け処理部４３Ａには、重み付け処理のための重み係数を決定する機能が備えられる。重み係数は、画像データの画素値やTE等の撮像条件に基づいて決定することができる。この重み付け処理は省略することができる。

画像生成部４３Ｂは、同一のイメージング領域に対応する重み付け処理後の複数の画像データから、イメージング領域内の少なくとも一部の同一の位置において最大となる画素値を抽出した最大画素値画像データ又は最小となる画素値を抽出した最小画素値画像データを生成する機能を有する。通常は、最大となる画素値を抽出した最大画素値画像データを生成すればよいが、例えば、反転画像を用いる場合などには、最小となる画素値を抽出した最小画素値画像データを生成することが好ましい。尚、重み付け処理を省略する場合には、画像生成部４３Ｂは、重み付けされていない複数の画像データから最大又は最小となる画素値を抽出するように構成される。以下、重み付け処理を行う場合について説明する。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。

図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりマルチエコー収集を行って被検体Ｐの断層画像を撮像する際の流れを表すフローチャートを示す図である。

まずステップＳ１において、撮像条件設定部４０は、マルチエコーデータ収集を行う撮像条件を設定する。マルチエコーデータ収集を行うパルスシーケンスとしては、FEシーケンスが挙げられる。

図４は、マルチエコーデータ収集用のFEシーケンスの一例を表すチャートを示す図である。

図４においてRFはRFパルスを、Gss、Gpe、Groはそれぞれスライス選択(slice selection)用傾斜磁場パルス、位相エンコード(PE: phase encode) 用傾斜磁場パルス、リードアウト(RO: readout)用傾斜磁場パルスを、ECHOはNMRエコー信号を示す。

図４に示すように、RFパルスの印加後に異なるTEにて共通のスライスから複数のエコー信号が収集されるようにFEシーケンスのスライス選択用傾斜磁場パルスGss、PE用傾斜磁場パルスGpe及びRO用傾斜磁場パルスGroが設定される。図４は、４つのTE (TE1, TE2, TE3, TE4)で共通のスライスから４つのエコー信号を収集するFEシーケンスの例を示している。

次にステップＳ２において、シーケンスコントローラ３１や静磁場用磁石２１等のスキャンを実行するための磁気共鳴イメージング装置２０の構成要素は、設定されたFEシーケンスを含む撮像条件に従ってマルチエコーデータ収集を伴うイメージングスキャンを行う。

そのために予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得したマルチエコーFEシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたマルチエコーFEシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１は画像再構成部４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。

次に、ステップＳ３において画像再構成部４２は、ｋ空間データに対する画像再構成処理によって複数のTEに対応する画像データを生成する。生成した画像データは画像処理部４３に与えられる。

図５は、２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた短いTEに対応する頚部横断像を示す図である。図６は、２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた長いTEに対応する頚部横断像を示す図である。

図５及び図６に示すように脊柱管の脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)のコントラストは短いTEに対応する頚部横断像よりも長いTEに対応する頚部横断像の方が良好である。これは、FE法によりT2*強調画像を収集すると、関心領域(ROI: region of interest)であるCSFにおけるT2*値の違いが鋭敏にコントラストに反映されるためである。

しかし、短いTEに対応する頚部横断像は、長いTEに対応する頚部横断像に比べてSNRが良好になる。これは、長いTEに対応する頚部横断像では、TEが比較的長いため、全体的にSNRが低下するのに加え、磁場の不均一性の影響を受けやすい部分は更にSNRが低下するためである。

従って、CSF近傍の部位では長いTEに対応する頚部横断像の画素を採用する一方、他の部位では短いTEに対応する頚部横断像の画素を採用する合成画像データを生成すれば、より良好な画質の診断画像を得ることができる。ただし、TEごとの画像データ間において代表画素値が変化しているため、重み付けを行うことが望ましい場合がある。

そこで、ステップＳ４において、重み付け処理部４３Ａは、TEごとの画像データに重み付け処理を行う。画像データに乗じられる重み係数は、画素値やTE等の撮像条件に基づいて決定することができる。また、重み付けは、画像データの特定の領域内の画素のみに対して行うこともできる。

例えば、あるTEに対応する重み付け後の画像データの画素値の上位所定%が別のTEに対応する画像データの画素値を上回るように重み係数を決定することができる。或いは、各TEに対応する複数の画像データのそれぞれの画素値の平均値等の代表値が同じ又は所望の比となるように重み係数を決定してもよい。さらに別の方法としては、各TEに対応する複数の画像データの正規化を行ってもよい。この場合には、最大画素値の逆数などが重み係数となる。このように画素値に基づいて重み係数を決定することができる。

一方、各TEに対応するエコー信号の信号強度S(TE)は、励起直後の信号強度の初期値N及びT2*を用いて式(1)の減衰式で表される。T2*はFE法において物質に応じた信号の減衰に外部磁場不均一性による信号の減衰を加えた見かけ上のT2である。
S(TE)=Nexp(-TE/T2*) (1)

式(1)においてN及びT2*は組織によって異なる値となる。従って、TEに対応する組織ごとの画素値を見積もることができる。そこで、式(1)に示すように指数関数的に減衰する信号強度が補償されるようにTE等の撮影パラメータから数学的に重み係数を決定することもできる。

図７は、TEに応じた組織ごとの信号強度をシミュレーションした例を示す図である。

図７において横軸は時間(TE)を示し、縦軸は相対信号強度を示す。また、図７において点線はN=7500, T2*=70である組織Aの信号強度の変化を、一点鎖線はN=7000, T2*=60である組織Bの信号強度の変化を、実線はN=2000, T2*=200である組織Cの信号強度の時間変化を、それぞれを示す。

図７に示すように、例えばTE=100では組織Aの相対信号強度は1800程度であるのに対してTE=200では組織Cの相対信号強度が735程度である。そこで、組織A及び組織Cの双方が適切な輝度値で描出されるように両者の信号強度の比をTE=200に対応する画像データの重み係数とすることができる。これにより、TE=100に対応する画像データにおいて高信号部分となる組織A及び組織Bの部分と、TE=200に対応する画像データにおいて高信号部分となる組織Cの部分を、同等な画素値として合成画像データを生成することが可能となる。

また、経験的に適切な重み係数を求め、求めた重み係数を用いてもよい。また、重み係数は入力装置３３の操作によってマニュアル調整できるようにしてもよい。例えば、重み係数を調整するためのスクロールバーを表示させることもできる。

同様に、経験的に撮像部位に応じた適切なROIを自動的又は手動で設定しておき、ROI内の画素のみを重み付けしてもよい。例えば少なくとも脊髄周辺を含む領域を予め経験的にROIとして設定し、脊髄周辺を含む領域のみを重み付けすることができる。

次に、ステップＳ５において画像生成部４３Ｂは、重み付け処理後の複数の画像データのスライス上の同一の位置において最大又は最小となる画素値を画素とする合成画像データを生成する。これにより、最大画素値画像データ又は最小画素値画像データが合成画像データとして得られる。

次に、ステップＳ６において、画像処理部４３は、合成画像データを表示装置３４に出力させる。これにより、表示装置３４は、合成画像を診断画像として表示させる。尚、画像処理部４３が出力前の合成画像データに対して所望の画像処理を施すようにしてもよい。

図８は、図５及び図６に示す画像から生成した最大画素値画像を示す図である。図９は、図５及び図６に示す画像を従来の方法で加算して得られた加算画像を示す図である。

図８に示す最大画素値画像は、図６の長いTEに対応する頚部横断像に経験的に決定した重み係数1.5を単純に乗算して得られる画像と図５の短いTEに対応する頚部横断像とに基づいて生成した最大画素値画像である。

図８の最大画素値画像を図９の従来の加算画像と比較すると、最大画素値画像では筋肉や甲状腺等の脊髄周辺においてSNRが改善されていることが確認できる。また、脊柱管後方の脊髄の後ろの部分におけるCSFのコントラストも最大画素値画像の方が加算画像よりも良いことが確認できる。

特にTEが長いFEシーケンスにより収集された画像データでは、磁化率に起因して発生するアーチファクトは低信号となる。このため、FE法によるイメージングでは、最大画素値画像の生成によってアーチファクトの低減効果が顕著となる。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、マルチエコー収集により収集された複数の画像データに対して重み付けを行った上で各位置における最大画素値又は最小画素値を画素とする合成画像データを生成することにより、コントラストが良好な診断画像を生成できるようにしたものである。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、アーチファクトが低減され、コントラストに特徴のある部位における画質を改善した合成画像を取得することができる。

２０磁気共鳴イメージング装置
２１静磁場用磁石
２２シムコイル
２３傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５制御系
２６静磁場電源
２７傾斜磁場電源
２８シムコイル電源
３２コンピュータ
３７寝台
Ｐ被検体

Claims

同一のイメージング領域から異なる複数のエコー時間で複数の磁気共鳴信号を収集することによって前記イメージング領域の複数の画像データを生成するイメージング手段と、
前記複数の画像データから前記イメージング領域の少なくとも一部の同一の位置における最大の画素値を抽出することによって最大画素値の画像データを生成するか又は最小の画素値を抽出することによって最小画素値の画像データを生成する画像処理手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
前記画像処理手段は、前記複数の画像データに重み付けを行い、重み付けされた複数の画像データから前記最大の画素値又は前記最小の画素値を抽出するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記画像処理手段は、前記複数の画像データの画素値に基づいて決定した重み係数を用いて前記重み付けを行うように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記画像処理手段は、前記複数のエコー時間及び信号の減衰を表す式に基づいて決定した重み係数を用いて前記重み付けを行うように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記イメージング手段は、フィールドエコー法により前記複数の磁気共鳴信号を収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。