JP5978430B2 - 磁気共鳴イメージング装置、及びエコー信号計測方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、及びエコー信号計測方法 Download PDF

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Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance:以下NMRという)信号を計測し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging:以下MRIとする)技術に関し、特に、非直交系計測技術に関する。
MRIに用いるMRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を二次元的に或いは三次元的に画像化(撮影)する装置である。エコー信号は、位置情報として、傾斜磁場によって異なる位相エンコード、周波数エンコードが付与され、位置情報に応じてk空間に配置される。k空間に配置されたエコー信号を二次元又は三次元フーリエ変換することにより、画像が再構成される。
MRIでは、k空間の所定の走査軌跡に沿ってデータを取得するようエコー信号を計測する。k空間の走査軌跡は、印加する傾斜磁場パターンによって決定し、直交座標系k空間上でデータを取得する直交系計測によるものと、非直交座標系k空間上でデータを取得する非直交系計測によるものとに大別される。
直交座標系k空間は、互いに直交する2軸または3軸の座標軸により規定される二次元または三次元のデータ空間であり、非直交座標系k空間は、大きさと偏角とにより規定される二次元または三次元のデータ空間である。非直交系計測は、偏角を変化させながらk空間を走査するため、k空間の中心付近が繰り返し走査されることとなる(例えば、非特許文献1参照)。従って、呼吸などの動きに起因する影響が平均化され、アーチファクトが特定方向に結像しないロバストな計測方法である。
MRIの撮像法として、1回の励起パルスの印加後、次の励起パルスの印加までのTR間に再収束パルスを複数印加して複数のエコー信号を高速に取得するFSE法がある。なお、FSEでは、1回の励起パルスの印加をショットと呼び、1ショットで得られる複数のエコー信号をエコートレインと呼ぶ。FSE法に非直交系計測を組み合わせ、高速に、アーチファクトの少ない画像を得る手法(ハイブリッドラディアル法)がある。
ハイブリッドラディアル法では、各エコートレインを、1つのブレードと呼ばれる長方形の直交座標系k空間内で直交系計測し、ショット毎に、ブレードをk空間内で回転させる。この場合、ブレードの長軸方向が周波数エンコード、短軸方向が位相エンコードにそれぞれ対応する。
また、k空間を高速に充填する計測法として、周波数エンコード方向の読み出し傾斜磁場と位相エンコード方向のブリップ傾斜磁場とを組み合わせて計測を行うEPI法がある。非直交系計測は、このEPI法とも組み合わせることができる。この場合、ブレードの短軸方向を周波数エンコード、長軸方向を位相エンコードとする(例えば、特許文献1参照)。両者を組み合わせることにより、アーチファクトを抑えるとともに、周波数エンコード傾斜磁場の1回あたりの印加時間が短縮され、画像歪みを低減できる。
米国特許第7535222号明細書
Magnetic Resonance in Medicine 42:963-969 (1999). Motion Correction With PROPELLER MRI: Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging. James G. Pipe.
再構成された画像のコントラストは、k空間の中心領域(低空間周波数領域)に配置されるエコー信号により定まる。従って、1ショットで複数のエコー信号を取得する計測法を用いる場合、所望のコントラストのエコー信号が低空間周波数領域(低域)に配置されるよう制御する。励起パルスの印加からこの所望のコントラストのエコー信号を得るまでの時間を実効TEと呼ぶ。
ところが、非直交系計測では、全てのエコー信号がk空間低域付近に配置されるため、実効TE以外の時間に取得されたエコー信号もk空間の低域に配置される。このため、得られる画像は、所望のコントラストと異なり、コントラストが低下する。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交計測において、速度を犠牲にすることなく、コントラストを向上させることを目的とする。
本発明は、非直交系計測に、1ショットで複数のエコー信号を取得する高速な撮像シーケンスを組み合わせる撮像において、各ショットのエコートレインを配置するブレード形状を、k空間の原点を中心とする円の半径と円弧とから構成される扇型とする。このとき、エコー信号配置は、各扇型形状のブレードの、k空間の低空間周波数領域に所望のTEのエコー信号が配置されるよう制御する。
本発明によれば、非直交系計測において、高速に、コントラストを向上させることができる。
第一の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図 第一の実施形態の信号処理系の機能ブロック図 第一の実施形態の撮影処理のフローチャート (A)は、従来の撮像シーケンスを説明するための説明図であり、(B)は、第一の実施形態の撮像シーケンスを説明するための説明図 (A)は、従来の長方形ブレードを説明するための説明図であり、(B)は、第一の実施形態の扇型ブレードを説明するための説明図 第一の実施形態の傾斜磁場形状決定処理のフローチャート 第一の実施形態の分割領域を説明するための説明図 k空間のデータ配置を説明するための説明図であり、(A)は、セントリック配置を、(B)は、アンチセントリック配置を、(C)は、エコーシフト配置を、それぞれ説明するための説明図 (A)および(B)は、従来の長方形ブレードのエコー信号の走査軌跡を説明するための説明図であり、(C)および(D)は、第一の実施形態の扇型ブレードのエコー信号の走査軌跡を説明するための説明図 第一の実施形態の振り子状軌跡を説明するための説明図 (A)および(B)は、第一の実施形態のデータ配置の他の例を説明するための説明図 第一の実施形態にハーフ計測を適用した場合のk空間の走査領域を説明するための説明図であり、(A)は、半円型ハーフ計測の、(B)は、ファン型ハーフ計測の、それぞれ説明図 (A)および(B)は、第一の実施形態をダイナミック計測と組み合わせた場合の計測領域を説明するための説明図 (A)〜(C)は、矩形分解能計測および矩形視野計測を説明するための説明図 (A)〜(C)は、第二の実施形態の矩形分解能計測および矩形視野計測を説明するための説明図
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系20と、傾斜磁場発生系30と、シーケンサ40と、送信系50と、受信系60と、信号処理系70とを備える。
静磁場発生系20は、垂直磁場方式であれば、被検体10の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体10の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。
傾斜磁場発生系30は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれの傾斜磁場コイル31を駆動する傾斜磁場電源32とを備え、後述のシ−ケンサ40からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源32を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体10に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加し、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
シーケンサ40は、後述する信号処理系70が備えるCPU71からの制御信号に従って、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを繰り返し印加するよう傾斜磁場発生系30、送信系50、および受信系60を制御する。
送信系50は、被検体10の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体10にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。シンセサイザ52から出力された高周波パルスをシーケンサ40からの指令によるタイミングで変調器53により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器54で増幅し、被検体10に近接して配置された送信コイル51に供給することにより、RFパルスが被検体10に照射される。
受信系60は、被検体10の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)61と信号増幅器62と直交位相検波器63とA/D変換器64とを備える。送信コイル51から照射された電磁波によって誘起された被検体10の応答のエコー信号が被検体10に近接して配置された受信コイル61で検出され、信号増幅器62で増幅された後、シーケンサ40からの指令によるタイミングで直交位相検波器63により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器64でディジタル量に変換されて、信号処理系70に送られる。
信号処理系70は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU71と、記憶装置72と、外部記憶装置73と、表示装置74と、入力装置75とを備える。
本実施形態の信号処理系70は、例えば、撮像シーケンスに従って、シーケンサ40に制御信号を与え、受信系60から、被検体10の断層画像作成のためのデータを収集する。そして、収集したデータを用い、被検体10の断層画像を再構成する。なお、撮像シーケンスは、予め記憶装置72等に保持されるパルスシーケンスに基づき、操作者から入力装置75を介して入力される撮像パラメータを用いて生成される。
これを実現するため、本実施形態の信号処理系70は、図2に示すように、撮像パラメータを操作者から受け付ける受付部710、受け付けた撮像パラメータを用いて、予め保持するパルスシーケンスの傾斜磁場形状を決定して撮像に用いる撮像シーケンスを作成するシーケンス作成部720と、作成した撮像シーケンスに従って、エコー信号の計測を実行し、計測したエコー信号をk空間に配置する計測制御部730と、k空間に配置されたエコー信号から画像を再構成する画像再構成部740とを備える。
これらの機能は、信号処理系70において、CPU71が記憶装置72等に予め保持するプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。
表示装置74は、再構成された断層画像を表示するとともに、入力装置75とともに操作者が各種の制御情報を入力するためのインタフェースを構成する。入力装置75は、例えば、トラックボール又はマウス、及び、キーボード等により構成される。記憶装置72および外部記憶装置は、操作者から入力された情報、信号処理系70の処理途中および処理により生成された情報等を記憶する。
なお、図1において、送信コイル51と傾斜磁場コイル31は、被検体10が挿入される静磁場発生系20の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体10に対向して、水平磁場方式であれば被検体10を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル61は、被検体10に対向して、或いは取り囲むように設置される。
現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を二次元もしくは三次元的に撮像する。
次に、信号処理系70が実現する各機能による本実施形態のMRI装置100による撮影時の撮影処理の流れを説明する。図3は、本実施形態の撮影処理の処理フローである。
操作者が入力装置75を介して入力した撮像パラメータを、受付部710が受け付ける(ステップS1101)。入力される撮像パラメータには、周波数エンコード数(周波数エンコード方向のサンプリング数)Fと、位相エンコード数(位相エンコード方向のサンプリング数)Pと、が含まれる。
そして、シーケンス作成部720が、撮像パラメータを用いて傾斜磁場波形を決定し、記憶装置72等に予め保持するパルスシーケンスから撮像シーケンスを作成する(ステップS1102)。計測制御部730は、撮像シーケンスに従って、シーケンサに命令を行い、エコー信号の計測を行い、k空間にデータを充填する(ステップS1103)。そして、画像再構成部740は、k空間に充填されたデータを、k空間の直交座標系の格子点上にグリッディングし、二次元フーリエ変換することにより画像を再構成する(ステップS1104)。
本実施形態では、上記ステップS1103のエコー信号計測時の走査領域として、従来のハイブリッドラディアル法において用いる長方形のブレードの代わりに、扇型のブレードを用いる。そして、複数の当該扇型ブレードでk空間を走査する。各扇型ブレード内の走査軌跡は、所望のTEのエコー信号がk空間の低空間周波数領域に配置されるよう決定されるとともに、その形状は、振り子状に設定される。
シーケンス作成部720は、このような計測を実現する傾斜磁場波形を決定し、撮像シーケンスを作成する。計測制御部730は、作成した撮像シーケンスに従って、各部を制御し、上記計測を実行する。以下、本実施形態の扇型ブレードの詳細と、上記計測を実現する、上記シーケンス作成部720による撮像シーケンス作成処理を説明する。
まず、従来の、非直交系計測のハイブリッドラディアル法とFSE法とを組み合わせた撮像シーケンス(従来法と呼ぶ。)とそれにより計測されるk空間上のブレードを説明する。図4(A)は、従来法の撮像シーケンス210である。また、図5(A)は、図4(A)に示す撮像シーケンス210で計測されるk空間上の長方形の領域(長方形ブレード)310である。図4(A)および図4(B)において、RF、Gx、Gyの各軸は、それぞれ、RFパルス、2軸方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングを示す。
FSE法では、1回の励起RFパルス211を印加後、次の励起RFパルス211の印加までの時間TRの間に、複数の再収束RFパルス212を印加し、再収束RFパルスの印加毎にエコー信号を取得する。このとき、各エコー信号には異なる位相エンコードを付与する。
これを、ハイブリッドラディアル法に組み合わせ、1回のTR間(1ショット)に、図5(A)に示す、k空間の原点を含む長方形の領域(長方形ブレード)310内を計測し、TR毎に、長方形ブレード310がk空間のkx軸となす角度(回転角θ)を変化させて繰り返し、k空間全体を計測する。従来法では、これを実現するよう傾斜磁場パルス213、214の波形は決定される。1の長方形ブレード310の計測(1ショット)の、繰り返し回数B(Bは自然数)は、上述のように、撮像パラメータとして操作者により設定される。
ここで、b(bは1≦b≦Bを満たす自然数)回目の繰り返しで計測する長方形ブレード(b番目の長方形ブレード)を310(b)とし、この長方形ブレード310(b)の周波数エンコード方向をkx(b)軸、位相エンコード方向をky(b)軸とする。k空間のx軸(kx軸)とkx(b)軸とが成す角を、長方形ブレード310(b)の回転角θ(b)とする。各長方形のブレード310(b)のkx(b)軸方向のサンプリング数Fおよびky(b)軸方向のサンプリング数Pは、それぞれ、撮像パラメータ(周波数エンコード数および位相エンコード数)として操作者により設定される。
これに対し、本実施形態では、FSEの1ショット間に、単位計測として、この長方形ブレード310と同面積(同サンプリング数)の扇型ブレード(単位領域)内を計測する。そして、ショット毎に、この扇型ブレードがkx軸と成す角度(回転角θ)を変化させて、単位計測を繰り返し、半径Rのk空間全体を計測する。また、各扇型ブレード320内は、所望のコントラストのエコー信号がk空間の低空間周波数領域に配置されるよう計測する。これを実現する本実施形態の撮像シーケンス220を図4(B)に、本実施形態の扇型ブレード320を図5(B)に示す。
本実施形態の扇型ブレード320は、図5(B)に示すように、k空間の原点を中心とする半径Rの円の、2本の半径Rと両半径R間の弧によって囲まれた領域で、その中心角をφ［rad］とする。b番目の扇型ブレード320(b)の、ky(b)軸は、扇型ブレード320(b)の中心角φを二分割する線(中心線)上とする。kx(b)軸は、ky(b)軸に直交する方向とする。また、扇型ブレード320(b)の回転角θ(b)は、kx(b)軸がkx軸と成す角とする。
本実施形態の撮像シーケンス220も、図4(B)に示すように、基本的には従来のFSE同様、1回の励起RFパルス211を印加後、次の励起RFパルス211の印加までの時間TRの間に、複数の再収束RFパルス212を印加し、再収束RFパルスの印加毎にエコー信号を取得する。このとき、上記扇型ブレード320内を以下のエコー信号配置および走査軌跡でデータを計測するよう、Gx軸およびGy軸方向の傾斜磁場パルス223、224の波形は決定される。
以下、本実施形態のシーケンス作成部720による傾斜磁場形状を決定する傾斜磁場形状決定処理の流れを、図6を用いて説明する。
まず、シーケンス作成部720は、撮像パラメータを用い、ブレードパラメータである、上記半径R、中心角φおよび総ブレード数Bfanを計算し、決定する(ブレードパラメータ決定処理；ステップS1201)。なお、総ブレード数Bfanは、半径Rのk空間全体を、1回計測するために必要な扇形ブレード320の数である。
まず、半径Rは、最終的な全サンプリング面積を長方形ブレード310による全サンプリング面積と同じとするため、F/2(R＝F/2)とする。
次に、中心角φは、以下のように決定する。
本実施形態では、1ショット毎に、従来の長方形ブレード310の代わりに、扇型のブレード320内を計測するため、各扇型ブレード320(b)内のサンプリング数は、長方形ブレード310のサンプリング数同様、操作者が撮像パラメータとして設定する周波数エンコードステップ数Fと位相エンコードステップ数Pとにより定まり、FPである。
すなわち、扇型ブレード320の面積Sは、長方形ブレード310の面積FPと同一である。従って、扇型ブレード320の面積Sは、サンプリング数Fと、サンプリング数Pとを用いて、以下の式(1)で表される。
Figure 0005978430
 式(1)をφについて解くと、中心角φは、以下の式(2)で表される。
Figure 0005978430
 本実施形態では、扇型ブレード320は、周方向にオーバラップ無しでk空間の半径Rの領域を計測するよう決定される。従って、扇型ブレード320により計測されるk空間内のサンプリング面積Nfanは、以下の式(3)に示すようにk空間に内接する円(半径R＝F/2)の面積と等しくなる。
Figure 0005978430
 よって扇型ブレード320の総ブレード数Bfanは、以下の式(4)で表される。
Figure 0005978430
 従って、1≦b≦Bfanである。これは、2πを中心角φで割ったものである。
また、0≦θ(b)＜2πであることから、b番目の扇型ブレード320の回転角θ(b)は、以下の式(5)で表される。
Figure 0005978430
 ここで、Φは、b＝1のブレード回転角を規定する定数である。
次に、シーケンス作成部720は、1ショット内で取得するエコー信号数に応じて、扇型ブレード320を半径方向に分割し、各エコー信号の、扇型ブレード320内の配置領域を決定する(ステップS1202)。
ここで、1ショットで取得するエコー数をE(Eは自然数；E＝P)とする。図7に示すように、E個のエコー信号は、扇型ブレード320を半径方向にE分割した、互いに面積の等しい領域(分割領域)321(n)(nは1≦n≦Eを満たす自然数)に、それぞれ配置される。以下、b番目の各扇型ブレード320(b)の分割領域を、321(b、n)と表す。
本実施形態では、k空間の低空間周波数領域に、所望のコントラストのエコー信号が配置され、それ以外のエコー信号は高空間周波数領域に配置されるよう制御する。従って、分割領域321の中の、k空間の原点近傍の低空間周波数領域に、所望のタイミング(実効TE)のエコー信号が配置されるよう制御する。
扇型ブレード320(b)内の分割領域321(b、n)毎のエコー信号配置順は、所望のコントラストにより変わる。ここでは、例えば、図8(A)に示す、k空間の中心側から順にデータを取得するセントリック配置の場合を例にあげて説明する。すなわち、1番目のエコー信号が配置される分割領域321(b、1)を、扇型ブレード320(b)の、半径r(b、1)とし、n番目のエコー信号が配置される分割領域321(b、n)を、扇型ブレード320(b)の、半径r(b、n)と半径r(b、n-1)との間の領域とする。なお、セントリック配置では、r(b、E)は、扇型ブレード320(b)の半径R(b)である。
分割領域321(b、n)の面積が互いに等しいことから、半径r(b、n)は、以下の式(6)で表される。
Figure 0005978430
 次に、シーケンス作成部720は、各分割領域321n内の、走査軌跡を決定する(ステップS1203)。
図9(A)に示す長方形ブレード310(b)では、図9(B)に示すように、1つのエコー信号は直線状の軌跡(直線状軌跡510)となる。本実施形態では、図9(C)に示すように、扇型ブレード320(b)内の各分割領域321(b、n)に走査軌跡を設定する。各分割領域321(b、n)内の走査軌跡は、図9(D)に示すように、一連の軌跡であって、扇型ブレード320の円弧と同心円の円弧状部分と、隣接する2つの円弧状部分を接続する半径方向に平行な直線状部分とを交互に有する、振り子状の軌跡(振り子状軌跡520)とする。
扇型ブレード320(b)の、分割領域321(b、n)における、1エコー信号あたりの周波数エンコード方向の切り替え数をM(b、n)とする。切り替え数M(b、n)＝3の場合の、分割領域321(b、n)内に設定される振り子状軌跡520の例を図10に示す。本図に示すように、振り子状軌跡520は、交互にM回(ここでは、3回)繰り返される、円弧部分(円弧状軌跡)521と直線部分(直線状軌跡)522とにより構成される。
直線状軌跡522の長さに相当する、円弧状軌跡521の間隔A(b、n)は、扇型ブレード320(b)の分割領域321(b、n)の半径r(b、n)および切り替え数M(b、n)を用いて、以下の式(7)で表される。
Figure 0005978430
 なお、各分割領域321(b、n)における振り子状軌跡520の、サンプリング長L(b、n)は、切り替え数M(b、n)個の円弧状軌跡521と直線状軌跡522との総和であることから、以下の式(8)で表される。
Figure 0005978430
 ここで、mは、1≦m≦Mを満たす自然数である。扇型ブレード320(b)内の、振り子状軌跡520の総サンプリング長は、長方形ブレード310(b)の周波数エンコード方向のサンプリング数(サンプリング長さ)Fと等しいため、扇型ブレード320(b)の分割領域321(b、n)の切り替え数M(b、n)は、式(9)で表される。
Figure 0005978430
 以上より、扇型ブレード320(b)の分割領域321(b、n)における、m(1≦m≦Mを満たす自然数)回目の切り替え時の円弧状軌跡521は、以下の式(10)で表される。ただし、−φ/2≦t≦φ/2である。
Figure 0005978430
 また、扇型ブレード320(b)の分割領域321(b、n)における、m回目の切り替え時の直線状軌跡522は、以下の式(11)で表される。ただし、(m-1)A(n)≦t≦mA(n)である。
Figure 0005978430
 各エコー信号の配置領域と、走査軌跡とを決定すると、シーケンス作成部720は、扇型ブレード320(b)毎の回転角θ(b)を加味し、総ブレード数Bfan分、各ショットの傾斜磁場形状を決定する(ステップS1204)。
ここでは、シーケンス作成部720は、まず、各扇型ブレード320(b)の回転角θ(b)を用いて、以下の式(12)に示す回転行列Rｏt(b)を作成する。
Figure 0005978430
 そして、これを、各エコー信号の走査軌跡に適用し、各扇型ブレード320(b)に合わせて回転した走査軌跡を計算し、それに従って、2軸(Gx、Gy)方向の傾斜磁場パルス223および224の波形を決定する。
なお、上述の振り子状軌跡520は、1つのエコー信号の読み出し中に周波数エンコード方向を切り替えながら位相エンコード方向にブリップを加えることで実現される。
以上の手順で、本実施形態のシーケンス作成部720は、操作者が設定した撮像パラメータを用い、扇型ブレード320内を、所望のコントラストのエコー信号がk空間の低空間周波数領域に配置されるよう、計測する傾斜磁場波形を決定する。
本実施形態の計測制御部730は、上記傾斜磁場波形を有する撮像シーケンスに従って信号処理系70から出力される指示に従って、各部を動作させる。すなわち、各扇型ブレード320(b)を、それぞれ回転角θ(b)だけkx軸から回転させて計測することを、総ブレード数Bfan回繰り返す。このとき、各扇型ブレード320(b)内では、所望のコントラストのエコー信号をk空間の低空間周波数領域に配置するよう制御する。そして、本実施形態の画像再構成部740は、上記計測により得られたk空間データを直交座標系の格子点上にグリッディングし、二次元フーリエ変換することにより画像を再構成する。
以上説明したように、本実施形態によれば、非直交系計測であるため、アーチファクトを低減できる。さらに、k空間の、コントラストを決定する低空間周波数領域に、所望のコントラストの信号のみが配置される。そして、実効TE以外のエコー信号は、低空間周波数領域以外に配置される。従って、他のコントラストの信号が混入することなく、精度よく、所望のコントラストの画像を得ることができる。
従って、本実施形態によれば、アーチファクトが少なく所望のコントラストを有する高品質の画像を、高速に得ることができる。
なお、本実施形態では、扇型ブレード320を用い、オーバラップ無しでk空間の半径Rの領域を計測(サンプリング)する。従って、半径がR(＝F/2)の真円状k空間を充填するために必要な総ブレード数Bfanは、上記式(4)で表される。一方、従来のハイブリッドラディアル法による長方形ブレード310の場合、半径がR(＝F/2)の真円状k空間を充填するために必要な総ブレード数Breｃは、(13)式で求められる。
Figure 0005978430
 なお、k空間全体のサンプリング面積Nreｃは、(14)式で表される。
Figure 0005978430
 このように、式(4)と式(13)とを比較すると、同じk空間の面積(半径Rの真円状k空間)を走査するために要するブレード数が、扇型ブレード320を用いると、長方形ブレード310を用いる場合に比べ、1/2で済み、さらに、計測時間を短縮できる。従って、本実施形態によれば、k空間の充填効率が向上し、さらに計測時間を短縮できる。
なお、本実施形態では、FSEシーケンスと組み合わせる場合を例にあげて説明した。
しかし、本実施形態は、1ショット毎のエコー信号の走査領域を扇型ブレードとし、走査順、走査軌跡を上述のように決定したことにより、上記効果を得るものである。従って、本実施形態で組み合わせるパルスシーケンスは、1回の励起パルスの印加後、TR間に複数のエコー信号を取得するパルスシーケンスであればよく、シーケンス種やコントラストによらず適用可能である。
また、上記実施形態では、図8(A)に示す、セントリック配置を例にあげて説明したが、エコー信号の配置順はこれに限られない。所望のTE(実効TE)時のエコー信号を、k空間の原点に最も近い分割領域321に配置するよう決定する。このように構成することにより、所望のコントラストの画像を得ることができる。
例えば、図8(B)に示すような、外周側から順にデータを取得するアンチセントリックなデータ配置であってもよい。TR間に取得するエコー信号の取得順e(1≦e≦E)を考える。分割領域321の番号n(1≦n≦E)は、セントリック配置では、n＝eとなるが、アンチセントリック配置では、n＝E−e＋1となる。
また、図8(C)に示すように、エコーシフトを適用してもよい。この場合、上記同様の手法で、分割領域および走査軌跡を決定し、ステップS1204の各ショットの傾斜磁場形状決定時に、エコー配置順を考慮し、決定する。
また、エコーシフトを適用する場合、さらに、図11に示すように2つ以上の扇型ブレード320を使用し、横断的にエコー信号を取得してもよい。このように構成することで、より大きなエコーシフトを可能にしながらエコー信号段差の小さい計測ができる。図11(A)は、エコーシフト前のエコー信号配置順を示し、図11(B)は、エコーシフト後のエコー信号配置順を示す。エコー信号数Eが3の場合を例示する。扇型ブレード320の横に付した番号が、エコー番号である。
さらに、本実施形態は、マルチコントラスト計測を適用してもよい。マルチコントラスト計測は、1回の計測で2つ以上の異なるコントラストの画像を同時に取得する計測手法である。例えば、1回のパルスシーケンスで2つ以上のエコー信号を取得し、これらを2つ以上のk空間に充填することにより実現する。
マルチコントラスト計測は、共にTRの長い、プロトン密度強調画像(PDW)とT2強調画像(T2W)との同時取得で良く用いられる。PDWは、短い実効TEを用いるため、エコー信号配置はセントリックを用いる。またT2Wは比較的長いTEを用いるため、アンチセントリックまたはエコーシフトを用いる。なお、エコーシフトを用いる場合のエコーシフト数は、T2Wの実効TEに応じて自動計算される。
このように、本計測をマルチコントラスト計測に適用する場合、各画像のTEに応じた最適なエコー信号配置を用いる。
また、上記実施形態では、k空間の半径Rの円の内部の領域を全域に渡って計測しているが、これに限られない。例えば、k空間のおよそ50％の領域を計測し、残り領域はk空間の対称性を利用して推定して充填する、ハーフ計測を適用してもよい。ハーフ計測は、実際の計測領域以外も推定して充填しているため、空間分解能は低下しないが、実際の計測領域が少ない分、計測時間が短縮する。
本実施形態にハーフ計測を適用した場合の、k空間の実際の計測領域(走査領域)例を図12に示す。
図12(A)は、k空間の半径Rの円の内部領域のうち、半円型の領域の内部を計測する半円型ハーフ計測の例である。半円型ハーフ計測では、k空間の、半径Rの円の内部のうち、ky≦0の領域に含まれる扇型ブレード320のみエコー信号を計測する。
図12(B)は、ファン型ハーフ計測の例である。ファン型ハーフ計測では、偶数番目または奇数番目の扇型ブレード320のみエコー信号を計測する。ただし、式(4)で算出した総ブレード数Bfanが奇数のとき、データ計測領域と被推定領域とが対応しなくなるため、Bfanに1を加算して偶数にする。
また、本実施形態を、異なる形状のブレード内を走査する計測と組み合わせてもよい。
例えば、時間方向の分解能を向上させる必要があるダイナミック計測の場合、k空間の低域部分のデータ取得頻度を高める必要がある。
まず、本実施形態の扇型ブレード320を用い、図13(A)に示すように、基準とするベース計測を行い、k空間の半径Rの円の内部領域全体のデータを取得する。その後、k空間の原点を中心とする同心円状の円周で分割される同心円状領域である同心円ブレードによる計測を所定の時間毎に繰り返す。このとき、1回に取得する複数の同心円ブレードは、k空間の低空間周波数領域のみ毎回計測し、高空間周波数領域は、図13(B)に網掛けで示すように、一部の領域ずつ、毎回異なる領域を計測するようにする。そして、各回で不足する領域は、ベース計測で得たk空間のデータを用いる。
このように構成することにより、k空間の低域のデータのみが更新されたk空間データを、所定の時間ごとに得ることができる。また、初回以外は、1回の計測領域が全領域に比べて小さいため、計測時間を短くすることができる。このため、同じ時間内に、繰り返し回数を増やすことができ、ダイナミック計測の時間方向の分解能を向上させることができる。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、k空間の走査領域が、原点を中心とする円の内部領域であるが、本実施形態では、k空間の原点を中心とする楕円の内部領域とする。
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態と同様である。また、信号処理系70が実現する各機能構成も第1の実施形態と同様であり、それらの機能による撮影処理も同様である。ただし、上述のように、本実施形態では、k空間の楕円の内部領域を計測するため、それを実現する撮像シーケンスの傾斜磁場形状が異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態では、扇型ブレード320による計測で、楕円状k空間を計測する。これにより、従来の非直交系計測では実現できなかった矩形分解能計測、および/または、矩形視野計測が可能になる。
図14(A)に、従来の、kx方向とky方向とのエンコード数が同一の、真円状k空間610を計測する真円状k空間計測を示す。矩形分解能計測は、この真円状k空間計測に対し、図14(B)に示すように、kx方向とky方向とのエンコード数を変更して行う計測である。図14(B)に示すように、ゼロ詰めk空間620を用いたゼロ詰め計測により実現する。これにより、x方向の空間分解能とy方向の空間分解能とが異なるものとなる。
矩形視野計測は、kx方向とky方向との視野を変更し、空間分解能を低下させずに計測時間を短縮する方法である。図14(B)に示すゼロ詰めk空間620を、ky方向に拡大して真円とした、図14(C)に示す拡大ピッチk空間630を用いる拡大ピッチ計測により実現する。典型的には位相エンコード方向視野を小さくすることで、空間分解能を低下させずに計測時間を短縮する。
以下、矩形分解能計測を実現する傾斜磁場波形を説明する。まず、図14(B)に示すゼロ詰めk空間620を作成する方法を述べる。ここでは、ゼロ詰めk空間620を、図15(B)に示すように、長半径R、短半径R’(R’＝aR＜R、0.0＜a＜1.0、a：楕円率)の楕円の内部領域(楕円状k空間)640とする。
この楕円状k空間640の内部領域を充填するために必要な扇型ブレード320の総数Bfanを以下の式(15)で求める。
Figure 0005978430
 また、楕円状k空間640と等面積の、真円状k空間として、図15(A)に示す、半径√aRの真円状k空間650を考える。この真円状k空間650を充填する走査軌跡を、第一の実施形態の式(6)〜式(12)により求める。
真円状k空間650で求めた走査軌跡を、楕円状k空間640に当てはめると、k空間の各象限において真円が楕円より外側にある領域(外側領域S1)と楕円が真円より外側にある領域(内側領域S2)とがそれぞれ生じる。そして、外側領域S1と内側領域S2との面積は等しい。
外側領域S1を含む扇型ブレード320では、楕円より真円が外側にあるため、真円状k空間650で求めた走査軌跡のうち、外側領域S1を走査する軌跡は不要となる。一方、内側領域S2を含む扇型ブレード320では、楕円が真円より外側にあるため、真円状k空間650で求めた走査軌跡だけでは、内側領域S2は充填できない。そこで、本実施形態では、外側領域S1を含む扇型ブレード320の外側領域S1の走査軌跡を、内側領域S2を含む扇型ブレード320の内側領域S2の走査に割り当てることで、軌跡の過不足を無くす。
具体的には、外側領域S1と内側領域S2との幾何学的関係から変換行列を作成し、外側領域S1の軌跡に作用させ、内側領域S2の軌跡を求める。外側領域S1および内側領域S2を、それぞれ、ベクトルp1、p2で表すと、変換行列Tを用いて、以下の式(16)で表される。
Figure 0005978430
 この式(16)から、変換行列Tは、以下の式(17)で表される。
Figure 0005978430
 ここで、ベクトルp1、p2は、それぞれ、式(18)、式(19)で表される。なおベクトルqおよびrは、外側領域S1および内側領域S2の、内側境界と外側境界とをそれぞれ示す。また、ベクトルxおよびyは、それぞれkx軸、ky軸に平行な単位ベクトルである。
Figure 0005978430
Figure 0005978430
 本実施形態のシーケンス作成部720は、この変換行列Tを用い、外部領域S1を含む扇型ブレード320の計測時に、対応する内部領域S2を走査するよう、傾斜磁場波形を決定する。
なお、矩形視野計測は、図15(C)に示すように、ゼロ詰めk空間620(楕円状k空間640)をky方向に拡大することにより実現する。具体的には、計測制御部730が、上記矩形分解能計測の手法で作成したシーケンスに従って計測を行う。画像再構成部740は、得られたk空間(ゼロ詰めk空間620(楕円状k空間640))を、ky方向に拡大後(拡大後k空間660)、グリッディング処理を行い、画像を再構成する。
ゼロ詰めk空間620をky方向に拡大することでky方向のピッチΔkyが、kx方向の1/a倍(＞1.0)に拡大したk空間(拡大後k空間660)となる。k空間ピッチと撮像視野(FOV)との間には、式(20)に示す関係があるため、拡大後のk空間(拡大後k空間660)を用いることで撮像視野がy方向に短い矩形になる。
Figure 0005978430
 以上説明したように、本実施形態によれば、楕円状k空間を、第一の実施形態同様、扇型ブレードを用いて計測する。これにより、第一の実施形態の効果に加え、従来の従来の非直交系計測では実現できなかった矩形分解能計測、および/または、矩形視野計測が可能になる。従って、撮像に自由度が増大する。
本実施形態においても、第一の実施形態同様、エコー配置順は、所望のTE(実効TE)のエコー信号をk空間の低空間周波数領域に配置できればよく、セントリック、アンチセントリック、エコーシフトなど、いずれであってもよい。また、マルチコントラスト計測を適用してもよい。また、ハーフ計測を適用してもよい。また、異なる形状のブレードと組み合わせてもよい。
なお、上記各実施形態では、MRI装置100の信号処理系70が、撮像条件から、扇型ブレードによるk空間走査を実現する傾斜磁場波形を算出するよう構成しているが、これに限られない。MRI装置100と、データの送受信が可能な、MRI装置と独立した情報処理装置上で傾斜磁場波形を算出するよう構成してもよい。
また、上記各実施形態では、撮像時にシーケンス作成部720が、撮影パラメータが設定される毎に、撮影パラメータを用いて扇型ブレードのパラメータを算出し、傾斜磁場形状を算出しているが、これに限られない。例えば、予め、用いられる可能性のある撮影パラメータ毎に、傾斜磁場形状を算出し、撮影パラメータに対応づけて記憶装置72等にデータベースとして保持するよう構成してもよい。この場合、撮影時に撮影パラメータを受け付けると、上記ステップS1102において、シーケンス作成部720は、データベースを参照し、受け付けた撮影パラメータに対応づけて格納される傾斜磁場形状を抽出し、撮影シーケンスを作成する。
また、上記各実施形態では、単位領域を、k空間の原点を中心とする半径Rの円の、2本の半径Rと両半径R間の弧によって囲まれた扇型の領域としているが、これに限られない。k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた領域であればよい。
また、上記各実施形態では、単位領域を径方向に位置の異なる複数個の分割領域に分割し、計測制御部は、複数の分割領域毎に複数のデータを取得する。計測制御部は、前記分割領域内において、周方向の軌跡を、その径方向の位置を順々に変更させながら、各データを取得する。ただし、計測制御部は、分割領域内において、径方向に直交する方向の軌跡を、その径方向の位置を順々に変更させながら、各データを取得しても良い。また、周方向の軌跡あるいは径方向に直交する方向の軌跡は、隣り合う軌跡間で接続する部分(データを連続して取得する部分)があっても良いし、なくても良い。
10 被検体、20 静磁場発生系、30 傾斜磁場発生系、31 傾斜磁場コイル、40 シーケンサ、50 送信系、51 送信コイル、52 シンセサイザ、53 変調器、54 高周波増幅器、60 受信系、61 受信コイル、62 信号増幅器、63 直交位相検波器、64 A/D変換器、70 信号処理系、71 CPU、72 記憶装置、73 外部記憶装置、74 表示装置、75 入力装置、100 MRI装置、210 撮像シーケンス、211 励起RFパルス、212 再収束RFパルス、213 傾斜磁場、214 傾斜磁場、220 撮像シーケンス、223 傾斜磁場、224 傾斜磁場、310 長方形ブレード、32 傾斜磁場電源、320 ブレード、320 扇型ブレード、321 分割領域、510 直線状軌跡、520 振り子状軌跡、521 円弧状軌跡、522 直線状軌跡、610 真円状k空間、620 ゼロ詰めk空間、630 拡大ピッチk空間、640 楕円状k空間、650 真円状k空間、660 拡大後k空間、710 受付部、720 シーケンス作成部、730 計測制御部、740 画像再構成部

Claims (14)

  1. 静磁場を発生する静磁場発生手段と、
    前記静磁場中に配置された被検体の所望の撮像領域に傾斜磁場と高周波磁場を印加する磁場印加手段と、
    前記所望の撮像領域からのエコー信号を検出する検出手段と、
    前記磁場印加手段と前記検出手段とを制御して、k空間内の所定の領域のデータを取得するよう前記エコー信号を計測する計測制御手段と、
    前記k空間のデータを用いて前記撮像領域の画像を再構成する画像再構成手段と、
    を備え、
    前記計測制御手段は、1TR内に単位領域の複数のデータを取得する単位計測を、前記単位領域を前記k空間の原点を中心に予め定めた回転角だけ当該単位計測毎に回転させて繰り返すよう制御を行う磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記単位領域は、前記k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた領域であり、該単位領域を径方向に位置の異なる複数個の分割領域に分割して成り、
    前記単位計測では、所望のコントラストのエコー信号を前記単位領域の低空間周波数領域側の分割領域に配置すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記2本の線分は、それぞれ、前記k空間の原点を中心とする円の半径であり、
    前記端点を結ぶ線は、前記円の弧であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項1又は2項記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    操作者から撮像条件を受け付ける撮像条件受付手段と、
    受け付けた前記撮像条件から、撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成手段と、
    を備え、
    前記計測制御手段は、前記撮像シーケンスに従って、前記制御を行い、
    前記撮像シーケンス生成手段は、
    前記k空間の原点を中心とする円の半径、前記2本の線分が成す角度である中心角、および、それぞれ前記回転角が異なる単位領域の数である総単位領域数を決定するパラメータ決定手段と、
    前記単位計測毎の、各エコー信号の配置領域を決定する領域決定手段と、
    決定した前記各配置領域内の走査軌跡を決定する走査軌跡決定手段と、
    前記単位領域毎の回転角に応じて、前記単位計測毎の走査軌跡を決定し、前記撮像シーケンスの傾斜磁場波形を決定する波形決定手段と、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記k空間の原点を中心とする円の半径は、周波数エンコード数により定まり、
    前記中心角は、前記円の直径と当該単位領域内の総データ数とにより定まり、
    前記総単位領域数は、2πを前記中心角で除算した値以上であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項1乃至4のいすれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記各単位領域の回転角は、前記単位領域が、前記k空間の原点を中心とする円の周方向に重複なく配置されるよう決定されること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項1乃至5のいすれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記各単位領域の回転角は、前記単位領域が、前記k空間の原点を中心とする円の半分の面積の領域に配置されるよう決定されること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御手段は、前記単位計測において、当該単位計測の対象である単位領域が、前記円の半径が楕円率の平方根倍となる楕円の内部領域外であって、前記円の内部領域内である領域を含む場合、当該領域の走査の代わりに、他の単位領域の、前記円の内部領域外であって前記楕円の外部領域内の同面積の領域のデータを取得するよう制御すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記各配置領域内の走査軌跡は、振り子状であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記領域決定手段は、各エコー信号を、セントリック、アンチセントリックおよびエコーシフトのいずれかで配置すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記波形決定手段は、前記単位計測毎の走査軌跡を決定後、k空間の軸方向に当該k空間全体を所定量延伸後、前記傾斜磁場波形を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項1乃至10のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御手段は、前記分割領域毎に前記複数のデータを取得すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御手段は、前記分割領域内において、周方向の軌跡を、その径方向の位置を順々に変更させながら、各データを取得すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御手段は、前記分割領域内において、径方向に直交する方向の軌跡を、その径方向の位置を順々に変更させながら、各データを取得すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 磁気共鳴イメージング装置におけるエコー信号計測方法であって、
    k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた単位領域のデータを単位データとして取得する単位計測ステップと、
    前記単位計測ステップを、前記原点を中心に予め定めた回転角だけ前記単位領域を回転させて繰り返す繰返計測ステップと、を備え、
    前記単位領域は、前記k空間の原点を始点とする2本の線分と当該2本の線分の他の端点を結ぶ線とによって囲まれた領域であり、該単位領域を径方向に位置の異なる複数個の分割領域に分割して成り、
    前記単位計測ステップでは、所望のコントラストのエコー信号を前記単位領域の低空間周波数領域側の分割領域に配置すること
    を特徴とするエコー信号計測方法。
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