JP6548204B2 - 磁気共鳴装置 - Google Patents

Description

本発明は、振動する撮影部位から磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置に関する。

近年、生体の臓器の弾性率（硬さ）を測定する手法として、ＭＲエラストグラフィ（MR Elastography）が普及してきている（特許文献１参照）。

特開２０１４−０１２１３９号公報

ＭＲエラストグラフィでは、加振装置を用いて被検体の撮影部位に振動を与えながら、ＭＥＧ（Motion Encoding Gradient）と呼ばれる勾配磁場を印加することによって、撮影部位を伝わる弾性波の情報を取得する。そして、取得された弾性波の情報に基づいて弾性率μを求める。弾性率μを求める式は、例えば、式（１）で表すことができる。
μ＝ρ（ｆλ）^２ ・・・（１）
ここで、ρ：密度［ｋｇ／ｍ^３］
ｆ：弾性周波数［Ｈｚ］
λ：弾性波波長［ｍ］

弾性率μを用いることにより撮影部位の硬さを表す画像を得ることができる。
また、ＭＲエラストグラフィは、生体の表面領域だけでなく深部領域の診断に有効であるので、様々な臓器に対してＭＲＥを用いた診断手法が研究されている。特に、肝臓の診断手法は盛んに研究されており、例えば肝繊維症のステージ診断は注目を集めている。これまでの肝繊維症診断は細胞診のような侵襲的な診断が中心であったが、ＭＲエラストグラフィにより、肝臓を非侵襲的且つ定量的に診断することができるようになった。

一方で、近年、ＭＲエラストグラフィを、肝臓よりも小さいサイズの臓器（例えば、腎臓、脾臓）に適用するニーズも高くなっている。しかし、ＭＲエラストグラフィを腎臓や脾臓に適用した場合、画質が劣化してしまうという問題がある。
したがって、肝臓以外の臓器を撮影する場合であっても、高品質の画像を取得することができる技術が望まれている。

本発明の一観点は、振動する撮影部位から磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置であって、
前記撮影部位を励起するための励起パルスを印加した後、振動する前記撮影部位内を伝わる弾性波の情報を取得するための勾配磁場を印加するスキャン手段と、
前記スキャン手段により取得された前記弾性波の情報に基づいて、前記撮影部位の硬さを表す画像を作成する手段と、
を有し、
前記スキャン手段は、
前記撮影部位の中を加速度を持って移動するスピンの位相分散を低減するための複数の勾配パルスを有する前記勾配磁場を印加する、磁気共鳴装置である。

加速度を持つスピンによる位相分散を低減することができるので、高品質な画像を得ることができる。

本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。 プロセッサ１０が実行する処理を示す図である。 本形態のＭＲＥシーケンスとは別のＭＲＥシーケンスＡを示す図である。 血液のスピンの位相分散をゼロにするためのＭＲＥシーケンスＢを示す図である。 ４つの勾配パルスｇ_ｘ１、ｇ_ｘ２、ｇ_ｘ３、およびｇ_ｘ４を有する勾配磁場ＭＥＧを示す図である。 式（７）を満たすＧ_１〜Ｇ_４を示す図である。 図６の勾配磁場ＭＥＧを有するＭＲＥシーケンスＣを示す図である。 図７に示すＭＲＥシーケンスＣを実行し、ＭＲＥシーケンスＣにより得られたデータに基づいて腎臓の硬さを表す画像を作成するフローを示す図である。 勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４の磁場強度を同じ値に設定した場合のＭＥＧを示す図である。 図８（ｂ）の勾配磁場ＭＥＧを有するＭＲＥシーケンスＤを示す図である。 複数の励起パルスを用いて腎臓を励起するＭＲＥシーケンスＥの一例を示す図である。

以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。

図１は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置（以下、「ＭＲ装置」と呼ぶ）１００は、マグネット２、テーブル３、加振装置４，および受信ＲＦコイル５などを有している。

マグネット２は、被検体１４が収容されるボア２１を有している。またマグネット２には、超伝導コイル、勾配コイル、ＲＦコイルなど（図示せず）が内蔵されている。超伝導コイルは静磁場を印加し、勾配コイルは勾配磁場を印加し、ＲＦコイルはＲＦパルスを印加する。

テーブル３は、クレードル３ａを有している。クレードル３ａは、ボア２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１４はボア２１に搬送される。

加振装置４は被検体の胸に取り付けられている。加振装置４は、被検体がスキャンされている間、被検体の撮影部位を振動させる。

受信ＲＦコイル（以下、単に「コイル」と呼ぶ）５は、被検体１４の撮影部位からＭＲ信号を受信する。

ＭＲ装置１００は、更に、送信器６、勾配磁場電源７、受信器８、コンピュータ９、操作部１２、および表示部１３などを有している。

送信器６はＲＦコイルに電流を供給し、勾配磁場電源７は勾配コイルに電流を供給する。受信器８は、コイル４が受信した信号に対して、検波などの信号処理を行う。尚、マグネット２、送信器６、勾配磁場電源７、受信器８を合わせたものがスキャン手段に相当する。

コンピュータ９は、表示部１３に必要な情報を伝送したり、画像を再構成するなど、ＭＲ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲ装置１００の各部の動作を制御する。コンピュータ９は、プロセッサ１０およびメモリ１１などを有している。

メモリ１１には、プロセッサ１０により実行されるプログラムなどが記憶されている。プロセッサ１０は、メモリ１１に記憶されているプログラムを読み出し、プログラムに記述されている処理を実行する。図２に、プロセッサ１０が実行する処理を示す。プロセッサ１０は、メモリ１１に記憶されているプログラムを読み出すことにより、画像作成手段１０１などを構成する。

画像作成手段１０１は、スキャンにより取得されたデータに基づいて、撮影部位の硬さを表す画像を作成する。

操作部１２は、オペレータにより操作され、種々の情報をコンピュータ７に入力する。表示部１３は種々の情報を表示する。
ＭＲ装置１００は、上記のように構成されている。

本形態では、腎臓の硬さを計測するためのＭＲＥ（Magnetic Resonance Elastography）シーケンスを実行する。以下に、本形態で使用されるＭＲＥシーケンスについて説明する。尚、以下の説明では、本形態で使用されるＭＲＥシーケンスの特徴部分を明確にするために、先に、本形態のＭＲＥシーケンスとは別のＭＲＥシーケンスのついて先に説明し、その後で、本形態のＭＲＥシーケンスについて説明する。

図３は、本形態のＭＲＥシーケンスとは別のＭＲＥシーケンスＡを示す図である。
ＭＲＥシーケンスＡは、スライスを励起するための励起パルスαを有している。また、ＭＲＥシーケンスＡは、ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸に印加される勾配磁場を有している。ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸は、図１に示されている。ｘ軸は左右方向（ＲＬ方向）に設定されており、ｙ軸は前後方向（ＡＰ方向）に設定されており、ｚ軸は頭尾方向（ＳＩ方向）に設定されている。
以下、ＭＲＥシーケンスＡの各軸に印加される勾配磁場について説明する。

ＭＲＥシーケンスＡは、ｚ軸に印加されるスライス選択勾配磁場Ｇｚを有している。励起パルスαおよびスライス選択勾配磁場Ｇｚにより、スライスが励起される。

また、ＭＲＥシーケンスＡは、ｙ軸に印加される位相エンコード勾配磁場Ｇｙと、ｘ軸に印加される周波数エンコード勾配磁場Ｇｘとを有している。位相エンコード勾配磁場Ｇｙにより位相ずれを与えた後に、周波数エンコード勾配磁場Ｇｘが印加される。周波数エンコード勾配磁場ＧｘによりＭＲ信号を読み出すことができる。

更に、ＭＲＥシーケンスＡは、位相エンコード勾配磁場Ｇｙと、周波数エンコード勾配磁場Ｇｘとの間に、勾配磁場ＭＥＧが印加される。勾配磁場ＭＥＧは被検体の体内を伝わる弾性波の情報を検出するための勾配磁場である。ＭＲＥシーケンスＡでは、弾性波のｘ軸方向の変位を検出することができるように、勾配磁場ＭＥＧはｘ軸に印加される。勾配磁場ＭＥＧの時間長ＴＬは、加振装置４（図１参照）の外部振動の周波数ｆの逆数、つまり、ＴＬ＝１／ｆに設定されている。また、勾配磁場ＭＥＧは、２つの勾配パルスｇ_ｘ１１およびｇ_ｘ１２を有している。２つの勾配パルスｇ_ｘ１１およびｇ_ｘ１２により、静止組織のスピンの位相分散をゼロにすることができる。

しかし、腎臓には血液が流れているので、図３に示す勾配磁場ＭＥＧでは、血液のスピンの位相分散をゼロにすることができない。そこで、血液のスピンの位相分散をゼロにするために、図４に示すようなＭＲＥシーケンスＢを用いることが考えられる。

図４は、本形態のＭＲＥシーケンスとは別のＭＲＥシーケンスＢを示す図である。
図４のＭＲＥシーケンスＢのｘ軸に印加される勾配磁場ＭＥＧは、３つの勾配パルスｇ_ｘ１１、ｇ_ｘ１２、およびｇ_ｘ１３を有している。勾配パルスｇ_ｘ１１、ｇ_ｘ１２、およびｇ_ｘ１３は、それぞれ正の勾配パルス、負の勾配パルス、および正の勾配パルスである。勾配パルスｇ_ｘ１１、ｇ_ｘ１２、およびｇ_ｘ１３の面積比は、１：２：１に設定されている。このような勾配パルスｇ_ｘ１１、ｇ_ｘ１２、およびｇ_ｘ１３を有する勾配磁場ＭＥＧを印加することにより、等速度で動く血液のスピンの位相分散を低減することができる。

しかし、腎臓のように血流量が多い臓器は、等速度で動く血液のスピンだけでなく加速度を持つ血液のスピンも多いので、ＭＲＥシーケンスＢを用いて腎臓をスキャンしても、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロにすることができず、やはり信号低下の問題がある。そこで、本形態では、加速度を持つ血液のスピンの位相分散もゼロ（又はゼロに近い値）にすることができるようにＭＥＧを構成している。以下に、勾配磁場ＭＥＧが具体的にどのように構成されているかについて説明する。

加速度を持つスピンを考慮した場合、ＭＥＧを時間ｔの間印加したときに生じるスピンの位相分散Δφは、以下の式で表すことができる。

ここで、γ：磁気回転比
Ｇ（ｕ）：時点ｕにおける勾配磁場強度
ｘ０：静止組織のスピンの位置
ｖ０：血液のスピンの速度（等速度）
ａ０：血液のスピンの加速度

式（２）は、以下の式（３）で表すことができる。

式（３）の右辺第１項は静止組織のスピンの位相分散を表す静止項であり、右辺第２項は等速度で動く血液のスピンの位相分散を表す速度項であり、右辺第３項は加速度を持つ血液のスピンの位相分散を表す加速度項である。

ここで、加速度項について考える。加速度項により生じる血液のスピンの位相分散をΔφ_２ｎｄで表すと、Δφ_２ｎｄは、以下の式で表すことができる。

式（４）の（γ・ａ_０）／２は定数である。したがって、（γ・ａ_０）／２＝ｋとすると、式（４）は以下の式（５）で表すことができる。

ここで、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロにするために必要な勾配パルスの個数について考える。等速度で動く血液のスピンの位相分散をゼロにする場合には、図４に示すように、３つの勾配パルスｇ_ｘ１１、ｇ_ｘ１２、およびｇ_ｘ１３を使用すればよい。しかし、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロする場合、勾配パルスの個数を３つよりも多くする必要がある。そこで、本形態では、４つの勾配パルスを用いて位相分散をゼロにするＭＥＧを考える。図５に、４つの勾配パルスｇ_ｘ１、ｇ_ｘ２、ｇ_ｘ３、およびｇ_ｘ４を有する勾配磁場ＭＥＧを示す。４つの勾配パルスｇ_ｘ１、ｇ_ｘ２、ｇ_ｘ３、およびｇ_ｘ４は、それぞれ、磁場強度Ｇ_１、Ｇ_２、Ｇ_３、およびＧ_４であり、同じ時間長Ｔを有しているとする。この場合、式（５）は、以下の式（６）で表すことができる。

ここで、Ｇ_１：時点０〜Ｔの間に印加される勾配パルス
Ｇ_２：時点Ｔ〜２Ｔの間に印加される勾配パルス
Ｇ_３：時点２Ｔ〜３Ｔの間に印加される勾配パルス
Ｇ_４：時点３Ｔ〜４Ｔの間に印加される勾配パルス

したがって、Δφ_２ｎｄ＝０になるときのＧ_１〜Ｇ_４を算出することにより、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロにすることができる。Δφ_２ｎｄ＝０が成り立つときのＧ_１〜Ｇ_４は、以下の関係式で表すことができる。
Ｇ_１：Ｇ_２：Ｇ_３：Ｇ_４＝１：３：３：１ ・・・（７）

図６に式（７）を満たすＧ_１〜Ｇ_４を示す。Ｇ_１＝Ｇとすると、Ｇ_２＝３Ｇ、Ｇ_３＝３Ｇ、およびＧ_４＝Ｇで表すことができる。式（７）を満たすように４つの勾配パルスｇ_ｘ１、ｇ_ｘ２、ｇ_ｘ３、およびｇ_ｘ４を設定することにより、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロにすることができる。尚、加速度を持つ血液のスピンの位相分散をゼロにすることができれば、静止組織のスピンの位相分散および等速度で動く血液のスピンの位相分散もゼロにすることができる。したがって、図６に示す勾配磁場ＭＥＧを用いることより、静止組織のスピンの位相分散だけでなく、動きのあるスピンの位相分散を十分にゼロにすることができる。

そこで、本形態では、勾配磁場ＭＥＧは、図６に示す４つの勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４を有するように構成されている。図７に、図６の勾配磁場ＭＥＧを有するＭＲＥシーケンスＣを示す。図７のＭＲＥシーケンスＣを実行することにより、等速度で動く血液のスピンだけでなく、加速度を持つ血液のスピンの位相分散もゼロにすることができるので、腎臓の血液のスピンの位相分散を十分に小さくすることができる。

尚、必要に応じて、ＭＲＥシーケンスＣのスライス選択勾配磁場Ｇｚの直後に、流速補正（Flow Compensation）を行うための勾配パルスを追加してもよい。この勾配パルスにより、ｚ軸におけるスピンの位相分散をゼロに近づけることができるので、より高品質な画像を得ることができる。

また、上記の説明では、血液のスピンの位相分散をゼロにできることについて示したが、本発明は、血液のスピンの位相分散をゼロにする例に限定されることはない。例えば、臓器や器官も体動などが原因で動くので、臓器や器官自体の動きにより加速度を持つ組織のスピンの位相分散をゼロにすることもできる。したがって、本発明は、加速度を持つスピンを含む部位の硬さを計測するＭＲ装置に適用することができる。

図８に、図７に示すＭＲＥシーケンスＣを実行し、ＭＲＥシーケンスＣにより得られたデータに基づいて腎臓の硬さを表す画像を作成するフローを示す。
ステップＳＴ１では、ＭＲＥシーケンスＣを実行する。
ステップＳＴ２では、画像作成手段１０１（図２参照）が、ＭＲＥシーケンスＣにより得られたデータに基づいて、腎臓の硬さを表す画像を作成する。具体的には、画像作成手段１０１は、先ず、ＭＲＥシーケンスＣにより得られたデータに基づいて弾性率を算出する。弾性率は、例えば式（１）を用いて算出することができる。弾性率を算出したら、弾性率に基づいて肝臓の硬さを表す画像を作成し、フローを終了する。

本形態では、ＭＲＥシーケンスＣを用いてスキャンを実行する。したがって、腎臓のように加速度を持つスピンが含まれていても、位相分散による信号低下を効果的に抑制することができる。したがって、肝臓の硬さを表す高品質な画像を得ることができる。

尚、図７では、勾配パルスｇ_ｘ１およびｇ_ｘ４の磁場強度と、勾配パルスｇ_ｘ２およびｇ_ｘ３の磁場強度は異なっている。しかし、これら４つの勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４の磁場強度を同じ値に設定してもよい（図９参照）。

図９は、勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４の磁場強度を同じ値に設定した場合のＭＥＧを示す図である。図９（ａ）は図６に示す勾配磁場ＭＥＧを再度示す図であり、図９（ｂ）は勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４の磁場強度を同じ値に設定した場合の勾配磁場ＭＥＧを示す図である。

図９（ｂ）では、勾配パルスｇ_ｘ１〜ｇ_ｘ４の磁場強度は同じ値Ｇ´に設定されている。また、勾配パルスｇ_ｘ１およびｇ_ｘ４のパルス幅はＴ´に設定されているが、勾配パルスｇ_ｘ２およびｇ_ｘ３のパルス幅はｂＴ´に設定されている。したがって、図９（ｂ）では、位相分散Δφ_２ｎｄは、以下の式（８）で表すことができる。

式（８）のΔφ_２ｎｄがゼロになるためには、ｂの値をｂ＝１＋√２に設定すればよい。図１０に、図９（ｂ）の勾配磁場ＭＥＧを有するＭＲＥシーケンスＤを示す。ＭＲＥシーケンスＤを実行することにより、位相分散をゼロにすることができるので、良好な画像を取得することができる。また、図１０に示す勾配磁場ＭＥＧの磁場強度Ｇ´は、図７に示す勾配磁場ＭＥＧの磁場強度３Ｇよりも小さくすることができるので、勾配電源に掛かる負荷を低減することができるという効果がある。

尚、ＭＲＥシーケンスＣおよびＤは、単一の励起パルスαを用いて腎臓を含む部位を励起している（図７および図１０参照）。しかし、本発明は、単一の励起パルスを用いたＭＲＥシーケンスに限定されることはない。複数の励起パルスを用いて腎臓を励起するＭＲＥシーケンスについて説明する。

図１１は、複数の励起パルスを用いて腎臓を励起するＭＲＥシーケンスＥの一例を示す図である。
ＭＲＥシーケンスＥは、２ＤエコープラナーＲＦパルスを用いて腎臓を励起するシーケンスである。２ＤエコープラナーＲＦパルスの例は、例えば、Magnetic Resonance in Medicine ６０：４６８−４７３ （２００８）に記載されている。このように、本発明は、複数の励起パルスを用いたＭＲＥシーケンスにも適用することができる。

尚、本形態では、勾配磁場ＭＥＧはｘ軸に印加されている。しかし、勾配磁場ＭＥＧの印加軸はｘ軸に限定されることはなく、勾配磁場ＭＥＧをｚ軸又はｙ軸に印加してもよい。更に、勾配磁場ＭＥＧを複数の軸に印加してもよい。

また、本形態では、腎臓の硬さを計測するためのＭＲＥシーケンスについて説明されている。しかし、本発明は、腎臓以外の部位（例えば、脾臓）にも適用することができる。

２ マグネット
３ テーブル
３ａ クレードル
４ 加振装置
５ コイル
６ 送信器
７ 勾配磁場電源
８ 受信器
９ コンピュータ
１０ プロセッサ
１１ メモリ
１２ 操作部
１３ 表示部
１４ 被検体
２１ ボア
１００ ＭＲ装置
１０１ 画像作成手段

Claims (6)

1. 周波数ｆの振動で加振される撮影部位から磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置であって、
   前記撮影部位を励起するための励起パルスを印加した後、振動する前記撮影部位内を伝わる弾性波の情報を取得するための勾配磁場を印加するスキャン手段と、
   前記スキャン手段により取得された前記弾性波の情報に基づいて、前記撮影部位の硬さを表す画像を作成する手段と、
   を有し、
   前記スキャン手段は、
   前記撮影部位の中を加速度を持って移動するスピンの位相分散を低減するための複数の勾配パルスを有する前記勾配磁場を印加し、
   前記複数の勾配パルスの時間長は１／ｆに設定され、
   前記複数の勾配パルスは、
   第１の極性を有する第１の勾配パルスと、
   前記第１の勾配パルスの次に印加される第２の勾配パルスであって、第２の極性を有する第２の勾配パルスと、
   前記第２の勾配パルスの次に印加される第３の勾配パルスであって、前記第１の極性を有する第３の勾配パルスと、
   前記第３の勾配パルスの次に印加される第４の勾配パルスであって、前記第２の極性を有する第４の勾配パルスと、
   を含み、
   前記第１の勾配パルス、前記第２の勾配パルス、前記第３の勾配パルス、および前記第４の勾配パルスは、同じ磁場強度を有しており、
   前記第１の勾配パルスおよび前記第４の勾配パルスは第１のパルス幅を有しており、
   前記第２の勾配パルスおよび前記第３の勾配パルスは第２のパルス幅を有しており、
   前記第２のパルス幅は、前記第１のパルス幅の（１＋√２）倍に設定されている、磁気共鳴装置。
2. 前記スキャン手段は、
   前記撮影部位を励起するための複数の励起パルスを含む２ＤエコープラナーＲＦパルスを印加した後、前記勾配磁場を印加する、請求項１に記載の磁気共鳴装置。
3. 前記スキャン手段は、
   前記弾性波の第１の軸方向の変位を検出するための前記勾配磁場を印加する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴装置。
4. 前記スキャン手段は、
   スライスを選択するためのスライス選択勾配磁場を印加した後に、流速補正を行うための勾配パルスを印加する、請求項３に記載の磁気共鳴装置。
5. 前記画像を作成する手段は、
   前記弾性波の情報に基づいて弾性率を求め、前記弾性率に基づいて前記撮影部位の硬さを表す画像を作成する、請求項１〜４のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
6. 前記加速度を持って移動するスピンには、血液のスピンが含まれる、請求項１〜５のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。