JP6560023B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本明細書に記載される実施形態は概して、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する。

ＭＲＩは、静磁場内に置いた被検体の核スピンをそのラーモア周波数を有する高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスによって磁気的に励起して、励起により生成される磁気共鳴信号データから画像を形成するイメージングスキャン法である。

ＭＲＩの撮像対象である患者には、体内に様々な金属要素が埋め込まれている。これらの金属要素は、例えばステープルおよびその他の手術用具、歯冠および充填物等の歯科要素、プレート、ねじおよびピン等の固定デバイス、股関節インプラントおよび人工膝等の人工関節、ならびにペースメーカーおよびその他の埋め込み可能な電気デバイスなど、多くの異なる種類のものがある。例えば、これらの金属要素によるアーチファクト（メタルアーチファクト）の結果、例えばＭＲＩにおいてアーチファクトのある領域はゼロ信号領域となり、多くの場合１つまたは２つの縁部にて高強度のリムを有し、隣接する領域は際立った歪みを示す。これらの歪みは、金属によって、周りを取り囲む体内組織よりも磁化率が高くなり、このことにより金属物体の周りに大きな磁場の不均一が発生することによる。

金属要素を補正する典型的な方法が存在するが、こうした方法ではスキャン時間を増加させてしまうか、または金属要素により引き起こされる信号および歪みの問題を解決できない。

米国特許第７９２８７２９号明細書

Bragi Sveinsson etc., "Hexagonal undersampling for faster MRI near metallic implants", Magnetic Resonance in Medicine", vol.73, pp662-668, 2015

本発明が解決しようとする課題は、アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像を行う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である。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第１シーケンス制御部と、第１画像生成部と、第１算出部と、第２シーケンス制御部と、第２画像生成部と、第２算出部と、第３画像生成部とを備える。第１シーケンス制御部は、所定の撮像領域で第１の組のＲＦパルスと第１の組の勾配磁場とを印加するパルスシーケンスを実行して第１のデータを収集し、前記所定の撮像領域で第２の組のＲＦパルスと前記第１の組の勾配磁場とは振幅及び極性のうち少なくとも一方が異なる第２の組の勾配磁場を印加するパルスシーケンスを実行して第２のデータを収集する。第１画像生成部は、前記第１のデータより第１の画像を生成し、前記第２のデータより第２の画像を生成する。第１算出部は、前記第１の画像及び前記第２の画像から、スライス位置の歪み領域を特定し、前記歪み領域の大きさを基にｋ空間内のサンプリングされるデータの間引き率を算出する。第２シーケンス制御部は、位相エンコーディング方向に加えて、スライス方向に位相エンコーディングを行うパルスシーケンスを実行し、前記間引き率に基づいてｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集する。第２画像生成部は、前記データより画像を生成する。第２算出部は、前記歪み領域を、マスク適用領域として設定する。第３画像生成部は、前記データに対してマスクを適用して前記マスク適用領域以外の領域のデータを取り除いた画像を生成する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの概略構成図である。 図２は、実施形態に係る処理の一例を示すフローチャートである。 図３は、スライス（ｚ）方向における信号の歪みを表す図である。 図４Ａは、ステップ間の勾配磁場の違いを示す例である（１）。 図４Ｂは、ステップ間の勾配磁場の違いを示す例である（２）。 図４Ｃは、ステップ間の勾配磁場の違いを示す例である（３）。 図４Ｄは、ステップ間の勾配磁場の違いを示す例である（４）。 図５は、図３とは異なる勾配磁場における信号の歪みを表す図である。 図６は、異なる勾配磁場における信号の歪みを比較した図である。 図７は、図２のＳ１１０の詳細なフローチャートである。 図８は、実施形態に係るサンプリングパターンの一例である。 図９は、画像にマスクを適用した一例である。

以下、添付図面を参照して、磁気共鳴イメージング装置の実施形態について詳細に説明する。

実施形態では磁気共鳴イメージング装置で実行される方法が開示される。本方法は、第１の組のＲＦパルスを選択するステップと、第１の組のＲＦパルスを被検体の一部に印加するステップと、第１の組のＲＦパルスから得た信号データに応じた第１画像を形成するステップと、第２の組のＲＦパルスを選択するステップであって、第２の組のＲＦパルスのうち少なくとも１つのパルスは、第１の組のＲＦパルスのうち１つとは異なる勾配を有するステップ、と、第２の組のＲＦパルスを、被検体の第１の組のＲＦパルスと同じ部分に印加するステップと、第２の組のＲＦパルスから得た信号データに応じた第２画像を形成するステップと、第１画像と第２画像を比較して、第１画像または第２画像に歪んだ領域があるかを判断するステップであって、第１画像および第２画像はそれぞれ、軸に沿った画像の距離である全撮像視野を有するステップと、影響を受けた撮像視野を、第１画像および第２画像のいずれかまたは両方の軸に沿って歪んだ領域の幅に割り当てるステップと、第１画像および第２画像のいずれかまたは両方の全撮像視野を、影響を受けた撮像視野で除することによって加速係数を求めるステップと、第１画像および第２画像のいずれかまたは両方の加速係数に従って、サンプリングされた画像データを収集するステップと、収集し、サンプリングされた画像データから第３画像を形成し、影響を受けた撮像視野における第３画像にマスクを適用するステップと、第３画像を表示するステップとを含む。

本実施形態の用途の１つは、例えば、参照することにより本明細書に組み込まれている、Ｈａｒｇｒｅａｖｅｓらに付与された特許文献１に論じられる、金属アーチファクト補正のためのスライスエンコード（Slice-Encoding for Metal Artifact Correction：ＳＥＭＡＣ）等のサンプリング技術のためのスカウトを提供するためである。これらの用途については以下で論じる。以下で論じるように、このスカウトにより被検体の断面の歪んだ部分を判定でき、次いでこれを使用してｋ空間サンプリング用の加速係数（Ｒ）を求めることができ、またこれを使用してアンチエイリアスマスクを決定し、画像にアンチエイリアスマスクをかけることができる。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの概略構成図である。

図１に示す磁気共鳴イメージング装置１００は、ガントリ１０（概略的断面図で示す）および互いに接続される様々な関連システムコンポーネントを含む。少なくともガントリ１０は通常、シールドルーム内に設置される。図１に示す１つのＭＲＩシステムのジオメトリは、実質的に同軸円筒状に配置された、静磁場Ｂ_０磁石１２、Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ傾斜磁場コイルセット１４、ならびに全身用ＲＦコイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、患者テーブル１１によって支持された患者９の胸部を実質的に取り囲むように示されたイメージングボリューム１８がある。イメージングボリューム１８において、より小型のＲＦコイル１９が患者９の胸部により近接して結合して示される。ＲＦコイル１９は表面コイルまたはアレイコイル（ＡＣ）等であることができ、頭蓋、上肢、肩、肘、手首、膝、脚、胸部、脊椎等の特定の身体部分用にカスタマイズまたは成形することができる。ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０と連動する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇx、Ｇy、Ｇz傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４およびＴ/Ｒ３６すなわち送信／受信スイッチ（同じＲＦコイルが送信および受信の両方に用いられる場合）を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は金属要素補正シーケンスのために格納されたプログラムコード構造５０を含み、これは後に他の（例えば、従来のまたは公知である診断用）ＭＲＩシーケンスとともに用いることができる。ＭＲＩシステム制御部２２はさらに所望によりプリンタ２８、キーボード２６およびディスプレイ２４と連動することができる。

種々の関連システムコンポーネントは、ＭＲＩデータ処理装置４２（μＰ，Ｉ/Ｏ、メモリ）に入力を提供する（ＲＦ）受信部４０を含み、ＭＲＩデータ処理装置４２は加工画像データを生成するように構成され、この加工画像データはディスプレイ２４に送信される。ＭＲＩデータ処理装置４２はまた、ＭＲＩ画像メモリ４６に格納された金属要素の存在下で予め収集されたデータ収集にアクセスし、プログラムコード構造５０のプログラムに従う、または画像再構成プログラムコード構造４４のプログラムに従う等して、ＭＲ画像データを補正する／補うように構成される。

図１は、プログラムコード構造５０を一般化して説明した図である。プログラム記憶装置（プログラムコード構造）５０では、格納されたプログラムコード構造（例えば、グラフィカルユーザインタフェースを定義し、グラフィカルユーザインタフェースへの操作者からの入力を受信するため等）が、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理コンポーネントにアクセス可能な非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に格納される。プログラムコード構造５０はセグメント化され、必要に応じて、種々の関連システムコンポーネントの異なる要素に少なくとも部分的に直接接続される。

図１は、本明細書に記載される例示的実施形態を実践するためにいくつかの変更を伴うＭＲＩシステムの簡略図を示す。システムコンポーネントは様々な「ボックス」の集合体に分割され、例えば、高速アナログ／デジタル変換、フーリエ変換およびアレイ処理を実行することが可能な多数のデジタル信号処理装置、マイクロプロセッサおよび専用処理回路を含むことができる。これら処理装置の各々はクロック式の「状態マシン」であり、物理的データ処理回路は各クロックサイクル（または所定数のクロックサイクル）が起こると、ある物理的状態から別の物理的状態に進行する。

動作中に処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置等）の物理的状態があるクロックサイクルから別のクロックサイクルに少しずつ変化することができるだけでなく、関連付けられたデータ記憶媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット記憶部位）の物理的状態も、このようなシステムの動作中にある状態から別の状態に移りかわる。例えば、金属要素補正イメージング再構成プロセスの終了時に、物理的記憶媒体内のアレイ状のコンピュータ可読アクセス可能データ値記憶部位は、何らかの前の状態（例えば、すべてが一様に「０」値またはすべてが「１」値）から新しい状態に転換されることになるであろう。この場合、かかるアレイの物理的部位の物理的状態は、最小値と最大値の間でばらつき、現実の物理的事象および状態（例えば、画像化されたボリューム空間全体にわたる患者の内部物理的構造）を表している。かかるアレイ状の記憶データ値は、物理的構造を表すものであり、さらにはそれを構成する。これは、命令レジスタへのロードと、種々の関連システムコンポーネント２０の１つ以上のＣＰＵによる実行が逐次的に行われたときに、動作状態の特定のシーケンスを生成し、それをＭＲＩシステム内部で遷移させる特定の構造のコンピュータ制御プログラムコードの場合と同様である。

下記の実施形態により、データ収集を処理する改善された方法およびＭＲ画像を形成し表示する改善された方法を提供する。

図２は、実施形態に係る処理の一例を示すフローチャートである。まずはじめに、全体の処理の流れの概略を説明する。実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００は、Ｓ−１０１〜Ｓ−１０３で、様々な種類の準備スキャンを行った後、金属要素補正や、スライス位置の歪みを特定するための準備スキャンを行う。Ｓ―１０９で、歪みが存在するかを判断し、存在すると判断した場合には（Ｓ−１０９ ＹＥＳ）、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００は、影響を受けた撮像視野や加速係数（Ｒ）を求めたあと、アンダーサンプリング（ｋ空間データの間引き）を行いながら、Ｓ−１１０の金属要素補正を伴う本撮像を行う。一方、Ｓ−１０９で、歪みが存在しないと判断した場合には（Ｓ−１０９ ＮＯ）、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、Ｓ−１１０の金属要素補正を伴わない本撮像を行う。この場合、本撮像としては、ｋ空間データの間引きを行いながら行っても良いし、その他の撮像シーケンスを用いて撮像してもよい。実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、その後、本撮像により収集されたデータをもとに画像を生成し、表示する。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩシステム制御部２２を通して操作者からのイメージングスキャン条件およびスキャンする被検体または生体の位置についての入力を受信する（Ｓ−１０１）。次いで、ＭＲＩシーケンス制御部３０はスキャンする領域に基づいて患者テーブル１１を適切な位置へ移動させる（Ｓ−１０２）。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は様々な種類の準備スキャンを実行する（Ｓ−１０３）。例えば、準備スキャンとして、アレイ方向における各コイル要素（または各チャネル）の感度を示すプロファイルデータを収集するスキャン、各コイル要素（または各チャネル）の感度分布を示す感度マップを収集するスキャン、ＲＦパルスの中心周波数を得るためのスペクトルデータを収集するスキャン、静磁場の均一性を調整するために補正コイル（図示されていない）に流れさせる電流値を収集するスキャンを挙げることができる。感度マップは画像生成プロセス前に収集されればよく、以下で論じるイメージングスキャン前に収集される必要はない。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、シーケンス情報に基づいて第１ＲＦパルスまたは第１の組のＲＦパルスの選択および実行を制御し、生体のある断面のＭＲデータを収集する（Ｓ−１０４）。この第１の組には２つのＲＦパルスを含むことができ、各組は励起ＲＦパルスに続いて１つ以上の再収束ＲＦパルスを含むことができる。すなわち、一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第１シーケンス制御部は、スライス選択励起ＲＦパルス及び再収束ＲＦパルスを印加する。一実施形態では、ＭＲＩシーケンス制御部３０はＳ−１０４にてスピンエコー（Spin Echo：ＳＥ）の組のＲＦパルスを使用してこのＭＲデータを収集する。断面が収集される生体の部分は脚、胴体、上肢および頭部を含む、任意の所望部分であることができる。

Ｓ−１０４が１組のＲＦパルスを含む場合、収集されたｋ空間データはＭＲＩデータ処理装置４２により受信され、ＭＲＩデータ処理装置４２は位相エンコード軸（この場合、ｙ軸）に沿ったデータをサンプリングして第１の画像を形成する（Ｓ−１０５）。このデータの例は図３に示されるが、これは第１の組のＲＦパルスからのデータである。図３は、スライス（ｚ）方向における信号の歪みを表す図である。図３は、第１の画像の例を示す。ここで、縦軸は、例えばメタルアーチファクトなどの、アーチファクトによるｚ方向（スライス方向）の歪の大きさを、横軸はｙ方向（位相エンコード方向）を表す。図３の中心付近以外では、メタルアーチファクトが存在しないので、スライス位置の歪みは「０」となる。それに対して、図３の中心付近では、メタルアーチファクトが存在するので、スライス位置の歪みが有限の値となる。図３はデータの画像を示すが、この画像は２以上の次元で完全に分解された画像である必要はない。図３の画像、ならびに図５および図６の画像は例示目的のものであるが、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、ｋ空間データの少なくとも一次元に関して処理を行えばよい。また、少なくとも一つの次元で空間的にデータが分解されていればよい。例えば、図３、５および６の画像は一次元プロファイルであり得るが、これはある方向に沿って投影または集積されたＭＲ信号強度を表し得る。したがって、本出願においては画像と呼ぶが、これには１、２および３次元の空間的に分解されたデータの表示を含むことを意図する。

ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２ＲＦパルスまたは第２の組のＲＦパルスの選択および実行を制御し、生体の同一断面の第２の組のＭＲデータを収集する（Ｓ−１０６）。

ある第１ＲＦパルスがＳ−１０４にて選択される場合、Ｓ−１０６では、第１ＲＦパルスとは勾配が異なるか、または第１ＲＦパルスとは帯域幅が異なるか、または第１ＲＦパルスとは勾配も帯域幅も異なる第２ＲＦパルスが選択される。

換言すると、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置における、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第１シーケンス制御部は、所定の撮像領域で第１の組のＲＦパルスと第１の組の勾配磁場とを印加するパルスシーケンスを実行して第１のデータを収集し、所定の撮像領域で第２の組のＲＦパルスと第１の組の勾配磁場とは異なる第２の組の勾配磁場を印加するパルスシーケンスを実行して第２のデータを収集する。また、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１画像生成部は、第１のデータより第１の画像を生成し、第２のデータより第２の画像を生成する。

ここで、１組のＲＦパルスがＳ−１０４にて選択される場合、Ｓ−１０６では第２の組の１組のＲＦパルスが選択される。この第２の組のＲＦパルスでは、少なくとも１つのパルスは、第１の組のＲＦパルスとは異なる勾配、例えば異なる極性または異なる振幅の勾配を有する。典型的には、第２の組の勾配磁場は、第１の組の勾配磁場を、極性反転した勾配磁場である。実施形態では、第２の組のＲＦパルスの各パルスは第１の組のＲＦパルスの各パルスとは異なる勾配か、または、第１の組のＲＦパルスの各パルスは第２の組のＲＦパルスの各パルスとは異なる勾配を有することができる。したがって、第１の組のＲＦパルスのうちの２つのパルスと、第２の組のＲＦパルスのうちの２つのパルスとの間には、４つのパルス間で少なくとも２つの異なる勾配があり、かつ４つのパルス間で最大４つの異なる勾配がある。

図４Ａ〜図４Ｄは、ステップ間の勾配磁場の違いを示す例である。すなわち、図４Ａ〜図４Ｄは、Ｓ−１０４の勾配に関して異なった方法でＳ−１０６での勾配を変更するいくつかの例を示す。

図４Ａは、Ｓ−１０４におけるＲＦパルスおよびＳ−１０６におけるＲＦパルスを表す。図４Ａでは、Ｓ−１０６の励起ＲＦパルスに関連する勾配は同じ大きさであるが、反対の極性を有している。変更された勾配の大きさは変わらないままであるため、ＲＦパルスの帯域幅については変更しなくてもよい。

図４Ｂは、Ｓ−１０４におけるＲＦパルスおよびＳ−１０６におけるＲＦパルスを表す。図４Ｂでは、第２収集ステップの再収束パルスに関連する勾配が変更されている。

図４Ｃは、Ｓ−１０４におけるＲＦパルスおよびＳ−１０６におけるＲＦパルスを表す。図４Ｃでは、再収束パルスに関連する勾配が変更されている。勾配の全体的な大きさが変更されているため、勾配の大きさの変更に伴い、ＲＦパルスの帯域幅に対応した変更が行われている。

図４Ｄは、Ｓ−１０４におけるＲＦパルスおよびＳ−１０６におけるＲＦパルスを表す。図４Ｄでは、第２収集ステップの再収束パルスに関連する勾配が変更されており、各励起パルスに対して複数の再収束パルスがあるため、複数のエコーが得られる。

さらに所望により、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第２の組のＲＦパルスを印加した後に、１つ以上のさらなる組のＲＦパルスを選択し、印加できる。本実施形態では、この第３の組のＲＦパルスおよび任意のさらなる組のＲＦパルスには、前の組のＲＦパルスのうちの１つと同じ勾配を有する１つのパルスを含み得るか、またはこの第３の組のＲＦパルスおよび任意のさらなる組のＲＦパルスには、前の組のＲＦパルスの前のパルスのうちのいずれかとは異なる勾配を有する２つのパルスを含み得る。この第３の組のパルスおよび任意のさらなる組のパルスから得られた信号データは、第１の画像および第２の画像のいずれかまたは両方を生成するのに用いることができる。

いくつかの実施形態では、各組のパルスには、高速スピンエコーにおけるような、２つ以上のエコーを形成できるＲＦパルスの列を含むことができる。また、各組のパルスには、少なくとも１つの励起パルスおよび少なくとも１つの再収束パルスまたは所望のエコーを形成できる任意のパルスを含むことができる。

Ｓ−１０６にて第２パルスまたは第２の組のパルスから収集された画像データがＭＲＩデータ処理装置４２により受信され、ＭＲＩデータ処理装置４２は再びこのデータをサンプリングして、図５に示す第２画像を形成する（Ｓ−１０７）。図５は、図３とは異なる勾配磁場における信号の歪を表す図である。図５は、Ｓ−１０６が１組のＲＦパルスである場合、両方のパルスがＳ−１０４の第１の組のＲＦパルスとは逆の勾配で実行されていることを示す。ｚ方向は図３および図５では分解されていないが、スライス方向の歪みを示す例として示されている。

図６は異なる勾配磁場における信号の歪みを比較した図である。ＭＲＩデータ処理装置４２が、Ｓ−１０５にて形成された画像（第１の画像）とＳ−１０７にて形成された画像（第２の画像）とを並べて、例えば図６を形成し、これらを比較することで、断面において歪みが存在するかどうかを判断できる（Ｓ−１０８）。すなわち、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１算出部は、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１画像生成部が生成した第１の画像を第２の画像から、スライス位置の歪み領域を特定する。典型的には、歪み領域は、メタルアーチファクトに起因するスライスの歪み領域である。図６では、Ｓ−１０５にて形成された画像とＳ−１０７にて形成された画像が自動的に重ね合わせられるか、または比較されるが、他の実施形態では、画像を横に並べるか、または互いに比較され得るように任意の構成にすることができる。

ＭＲＩデータ処理装置４２は画像のいずれかまたは両方が、所定の歪み閾値を超える１つ以上の類似部分を含んでいるかを判断することによって、歪みが存在するかを判断する（Ｓ−１０９）。（金属要素の存在により引き起こされる）磁化率磁場（susceptibility fields）により、選択勾配または、（Ｓ−１０４にてＳ−１０６とは勾配が異なる場合は）複数の選択勾配の振幅および極性に関してスライスが歪む。被検体の同じ部分の２つの画像が異なる選択勾配（振幅および／または極性）で収集された場合、磁化率磁場は図６に示すように異なった具合に画像を歪ませる。この違いはＭＲＩデータ処理装置４２による画像の比較によって検出できる。他の実施形態では、図６の画像を画像領域において比較し、歪みについてユーザが視覚的に比較できる。ＭＲＩデータ処理装置４２はさらに、歪みが存在するかどうかを判断するために撮像視野部分に沿った信号の差または差の合計を検討できる。

Ｓ−１０４またはＳ−１０６のいずれかが１組のＲＦパルスを含み、その組の第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスの選択勾配（振幅および／または極性）に差がある場合、第１および第２ＲＦパルスのスライス選択が揃わず、したがって磁化率が影響を受けた領域ではエコーが形成されないため、磁化率の歪んだ領域は信号欠損として現れる。別の実施形態では、１つの収集のみ（Ｓ−１０４またはＳ−１０６）からの１つの画像のみ（Ｓ−１０５またはＳ−１０７）が信号欠損の存在について評価され得る。すなわち、この場合、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第１シーケンス制御部は、所定の撮像領域で第１のＲＦパルスと第１の勾配磁場を印加した後、第２のＲＦパルスと第２の勾配磁場を印加するパルスシーケンスを実行して第１のデータを収集する。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１画像生成部は、第１のデータより第１の画像を生成する。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１算出部は、第１の画像における信号欠損から、スライス位置の歪み領域を特定する。ここで、第１算出部は、第１の画像一つの画像のみから歪み領域を特定するので、第２のデータの収集（例えば、Ｓ−１０６）およびその画像形成（Ｓ−１０７）および評価を省略できる。ＭＲＩデータ処理装置４２はＳ−１０９にて信号欠損量が所定の歪み閾値を超えているかどうかを判断する。

そして、Ｓ−１０８に基づき、ＭＲＩデータ処理装置４２はＳ−１０９にて画像に歪みが存在するかを判断する。具体的には、第１算出部は、第１の画像及び第２の画像を基に、又は第１の画像のみを基に歪み領域を特定する。Ｓ−１０８にて信号の差が所定の閾値未満である場合、ＭＲＩデータ処理装置４２は許容可能な量の歪みがあると判断し（Ｓ−１０９、ＮＯ）、続いて金属補正を伴わない本撮像を行う。その後、ＭＲ画像収集はステップＳ−１１１に進み、本撮像により収集されたデータを基に、金属要素補正なしの画像を表示する。図６では差はｚ軸からの距離として示されるが、これは単なる例示目的である。所定の閾値はある次元または方向に制限されていないが、信号の差等の任意の差であることができる。

信号の差が所定の閾値を超えている場合、ＭＲＩデータ処理装置４２は許容不可能な量の歪みがあると判断する（Ｓ−１０９、ＹＥＳ）。歪みは、１つ以上の金属要素により引き起こされたものであると判断され、スキャン処理は金属要素補正の適用に進む（Ｓ−１１０）。１つ以上の金属要素は、ＭＲイメージングを受ける患者内または患者に接した任意の部分の金属物質であり得る。これら金属物質の例（ただし実施形態はこれらの例に限られない）としては、ステープルおよびその他の手術用具、歯冠および充填物等の歯科要素、プレート、ねじおよびピン等の固定デバイス、股関節インプラントおよび人工膝等の人工関節、ならびにペースメーカーおよびその他の埋め込み可能な電気デバイスがあるが、本方法はＭＲイメージングを受ける患者内または患者に接したいかなる部分の金属物質にも適用可能である。

Ｓ−１１０はさらに図７にて記載されている。図７は、図２のＳ１１０の詳細なフローチャートである。歪みが１つ以上の金属要素により引き起こされていると判断されると、金属要素補正の第１のステップは、ＭＲＩデータ処理装置４２が図６の比較画像に、影響を受けた撮像視野（Field Of View：ＦＯＶ）を割り当てることである（Ｓ−１１０−１）。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第１算出部は、歪み領域の特定結果を基に、生成された画像に、影響を受けた撮像視野を割り当てる。

図６に見ることができるように、本実施形態では信号の差が所定の閾値を超えているため、２つの線９２および９４の間の領域は歪みがある領域だと判断される。したがって、Ｓ−１１０−１では線９２および９４の間の領域を、影響を受けたＦＯＶとして割り当てる。この図では、影響を受けたＦＯＶはエンコード軸の中心の近くに示されているが、影響を受けたＦＯＶはエンコード軸に沿った任意の位置であることができる。全ＦＯＶは図６において９６として示されており、この図のｚ軸近傍の左側から画像の終わりまでの画像範囲にわたる。

本実施形態では、図６のスライス方向の歪みに影響を受ける領域が１つ存在するが、他の実施形態では、２つ以上の領域が影響を受け得る。２つ以上の影響を受けた領域を有する本実施形態では、影響を受けたＦＯＶを２つ以上の異なる領域に割り当てることができるか、または影響を受けたＦＯＶを、影響を受けた領域すべてを包含する単一の領域に割り当てることができる。

ＭＲＩデータ処理装置４２はＳ−１１０−２にて加速係数（Ｒ）を求める。すなわち、ＭＲＩデータ処理部４２に含まれる第１算出部は、歪み領域の大きさを基に加速係数を算出する。ここで、加速係数は、例えばｋ空間内のサンプリングされるデータの間引き率を表すパラメータである。この加速係数により、求められた加速係数によりｋ空間内のサンプリングされるデータポイントの数を低減される。例えばＲが３の場合、ｋ空間の全データポイントの３つ目がサンプリングされ、１組のアンダーサンプリングされたデータが得られる。本実施形態では、例えば、Ｒは、エンコード軸に沿った全ＦＯＶを、影響を受けたＦＯＶで除することによって求められる。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第１算出部は、例えば、所定の撮像領域の位相エンコード方向の幅を、歪み領域の位相エンコード方向の幅で除した値を、加速係数として算出する。

求めたＲ値を使用して、ＭＲＩデータ処理装置４２はＳ−１１０−３にて、完全なｋｙ−ｋｚデータに対する、１組のアンダーサンプリングされたｋｙ−ｋｚデータを収集する。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、加速係数に基づいてｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集する。典型例としては、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に間引きながら当該データを収集する。ｋ空間のサンプリングとして、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、例えば、ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に、スライス方向の位置を位相エンコード方向の位置に応じて変えながらデータを収集する。

ここで、サンプリングパターンとして、例えば図８のように、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に、ヘキサゴナルな（６回回転対称性を持った）サンプリングパターンで間引きながらデータを収集する。図８は、実施形態に係るサンプリングパターンの一例である。この例では、ＭＲＩシーケンス制御部に含まれる第２シーケンス制御部は、スライス方向（ｋｚ方向）及び位相エンコード方向（ｋｙ方向）の２次元平面で、６回回転対称性を持つような（ヘキサゴナルな）サンプリングパターンを用いて、データを収集する。

しかし、実施形態は、６回回転対称性を持ったサンプリングパターンに限られず、他の対称性を持ったサンプリングパターンでもよい。また、サンプリングは、ｋｚ−ｋｙ平面で２次元的にサンプリングする場合に限られず、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、他の平面でサンプリングしてもよい。

また、サンプリングパターンは、アンダーサンプリングのサンプリングパターンに限られない。例えば、第２シーケンス制御部は、スライス方向にオーバーサンプリングするサンプリングパターンでデータを収集してもよい。一例として、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向には間引きながら、スライス方向にはオーバーサンプリングしながら、データを収集する。

また、第２シーケンス制御部が実行するシーケンスの例としては、例えば、ｚ−ｐｈａｓｅエンコーディングを行うパルスシーケンスが考えられる。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、位相エンコーディング方向に加えて、スライス方向に位相エンコーディングを行うパルスシーケンスを実行し、加速係数に基づいてｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集する。ｚ−ｐｈａｓｅエンコーディングを行うことで、ｚ軸方向（スライス方向）のデータを一度に収集することができる。

また、第２シーケンス制御部は、例えば、ｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集するが、必ずパラレルイメージングを実行することは要しない。例えばメタルアーチファクトのように、アーチファクトのある領域が実空間でローカライズされているときには、間引きサンプリングの結果生じた折り返し（エイリアシング）位置が、撮像の中心領域から十分離れた場所に生じるので、これらの折り返しを撮像中心領域とは分離して除去することができるからである。

かかる目的のため、例えば、アンダーサンプリングパターンはアーチファクトの影響を受けた領域からの信号がその領域外でエイリアシングするように選択される。次いで、この画像領域においてマスキングすることによりエイリアスを取り除くことができる。１次元カルテシアンの場合、任意の係数「Ｒｓ」（ここで「Ｒｓ」＜Ｒ）によって離散的なｋ空間サンプルの間隔を増大させるのには十分である。

前述したように、例えば、ヘキサゴナルにアンダーサンプリングされたｋｙ−ｋｚデータを用いることができる。完全なｋｙ−ｋｚ空間は、上記のステップＳ−１０４およびＳ−１０６にて収集された組のＭＲデータのいずれかまたは両方から収集されたｋ空間データで構成される。Ｓ−１１０−３にて収集されるアンダーサンプリングされたｋｙ−ｋｚデータは、前述したように、エイリアシングを回避または制限するために、所望によりｋｚオーバーサンプリングを含むことができる。

第２シーケンス制御部がデータを収集すると、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第２画像生成部は、当該データより画像を生成する。アンダーサンプリングされたｋｙ−ｋｚデータはフーリエ変換を使用して再構成され、Ｓ−１１０−４にてＭＲ画像を形成する。本実施形態では、完全なｋｙ−ｋｚ空間がサンプリングされるが、ｋｙ−ｋｚ空間の１つ以上の部分がサンプリングされ得る一方で残りの部分はサンプリングされなくともよい。

ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第２画像生成部が画像を生成すると、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第２算出部は、歪み領域を基に、マスク適用領域を算出する。ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第３画像生成部は、データに対してマスクを適用してマスク適用領域以外の領域のデータを取り除いた画像を生成する。すなわち、Ｓ−１１０−５にて、アンチエイリアスマスクがＭＲＩデータ処理装置４２によって作成される。このアンチエイリアスマスクはＳ−１１０−１にて決定された、影響を受けたＦＯＶに基づいて作成され、例えばこのアンチエイリアスマスクの幅は影響を受けたＦＯＶの幅と同一またはほぼ同一になるように設定される。換言すると、一例として、ＭＲＩデータ処理装置４２に含まれる第２算出部は、スライス方向について、歪み領域をマスク設定領域として設定する。正方向および負方向におけるアンチエイリアスマスクの高さは、固定値、または画像要件に基づいて変更され得る可変値に基づく所定の値に設定され、またこの高さは周波数帯域においてどの程度サンプリングするかの尺度である。アンチエイリアスマスクの正の高さおよび負の高さは同じ値、または互いに異なる値に設定できる。

Ｓ−１１０−６にて、上に引用した非特許文献１に記述されるような任意の公知の技術を使用して、Ｓ−１１０−５にて作成されるアンチエイリアスマスクを、ＭＲＩデータ処理装置４２によってＳ−１１０−４にて形成されたＭＲ画像に適用する。図９は画像にマスクを適用した一例である。図９の画像に見ることができるように、アンチエイリアスマスク２００の幅は、影響を受けたＦＯＶの高さであり、本実施形態では、この高さはｚ方向において正にも負にも同一である。中央信号が維持され、エイリアスが低減されるかまたは取り除かれるように、アンチエイリアスマスク２００を適用する。

Ｓ−１１０−４にて形成されたＭＲ画像にアンチエイリアスマスクを適用した後、プロセスは図２のＳ−１１１に進む。ここで、ステップＳ−１１０の金属要素補正スキャンにより歪みが低減されたかまたは歪みを含まない図９の画像を表示できる。図２のプロセスにおいて、ステップＳ−１０４〜Ｓ−１１０は生体の異なる断面に対して複数回繰り返すことができる。これらの断面は組み合わせてスタックにし、公知の再構成技術を用いて３次元ボリュームに再構成され得る。これらの再構成された３次元ボリュームはまたＳ−１１１にて表示され得る。

実施形態は、上述の場合に限らない。例えば上述の実施形態で説明した場合の他にも、第１算出部は、任意の位相エンコード次元に沿って、影響を受けた撮像視野および加速係数を求めることができる。２次元または３次元の位相エンコードのように、２以上の次元を位相エンコードする場合、本方法を使用して、任意のおよびすべてのエンコード次元における影響を受けた撮像視野の位置およびサイズを決定することができる。このさらなる実施形態の方法は２次元または３次元が位相エンコードされる非選択的３次元収集に用いることができ、またこの方法は各エンコード次元の単独のエンコード、または組み合わせたエンコードを最適化するのに用いることができる。

原則的に、上記実施形態で例示された特定の処理順序は単なる例である。所望であれば、特定のステップは順序を変える、かつ／または組み合わせることができる。さらに、特定のパルスシーケンスは所望のスキャン時間および所望の画像品質等の種々の必要条件に基づいて変更できる。これらのパルスシーケンスは、とりわけ、スピンエコー（Spin Echo：ＳＥ）、高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）シーケンス、高速非対称スピンエコーシーケンス（Fast Asymmetric Spin Echo：ＦＡＳＥ）、シングルショットＦＳＥシーケンス（Single Shot Fast Spin Echo：ＳＳＦＳＥ）、ハーフフーリエＳＳＦＳＥシーケンス（Half Fourier Acquisition Single-Shot Turbo Spin-Echo：ＨＡＳＴＥ）またはスピンエコーベースエコープラナーイメージング（Spin-Echo based Echo Planar Image：ＳＥ−ＥＰＩ）シーケンスを含む、任意の好適なパルスシーケンスであることができる。さらに、任意の形成された画像は所望の画像結果に基づくＰＤ、Ｔ１またはＴ２強調画像であることができる。

いくつかの実施形態では、金属要素補正は視野角傾斜（View Angle Tilting：ＶＡＴ）と組み合わせることができる。この場合、ＭＲＩシーケンス制御部３０に含まれる第２シーケンス制御部は、例えばリードアウト時間中にＶＡＴシーケンスを用いてデータ収集を行う。ＶＡＴは、リードアウトの間スライス選択軸に適用される勾配を含み、振幅はスライス選択勾配の振幅と等しい。ＶＡＴパルスシーケンスでは、スライス選択勾配と振幅が等しい、リードアウト中のスライス選択（例えば、ｚ）軸の勾配を用いて、プレーン内歪みを取り除くか、または実質的に取り除く。

有効断面の角度は、θ＝ｔａｎ^−１（＊Ｇ_ｚ／Ｇ_ｘ）の角度だけ傾いた角度になる。

これによりスライス選択勾配でずれが生じ、リードアウト方向でのずれを相殺する。ＶＡＴはイメージングプレーンのオフレゾナンススピンをすべて記録できる。

さらに、リードアウト中に同一のスライス選択勾配を提供することによりＶＡＴは達成され得る。ＶＡＴの本実施例では、励起断面におけるすべてのスピンの周波数は、ＲＦ励起帯域幅内で維持されるが、これは断面におけるボクセルの傾斜を超えたプレーン内の歪みを回避するのに十分な低さである。

実施形態において、ＶＡＴは、典型的なＭＲＩスキャンで期待されるプレーン内の歪みを取り除くか、または実質的に取り除く。しかし、依然としてスライス選択方向の歪みは残る。本開示の実施形態はプレーン内およびスライス中の歪みを取り除く装置および方法を提供する。

金属要素補正方法の実施形態について上述した。実施形態は、所望によりＭＲＩデータ処理装置４２によってＶＡＴと組み合わせられ、Ｓ−１１１にて画像を表示することができる。

また、図１は閉鎖型ＭＲＩシステムの例を全体的に示しているが、本開示の実施形態は、画像および行われる撮像の種類の必要条件に基づいて、開放型ＭＲＩシステムおよびテーブル型ＭＲＩシステムに適用可能である。また、本実施形態で用いるパルスシーケンスとしては、スピンエコーを用いたパルスシーケンスだけでなく、グラディエントエコーを用いた作蔵シーケンスであってもよい。

上記実施形態では、医学的診断画像装置である磁気共鳴イメージング装置１００が種々の処理を実行する例を説明してきたが、実施形態はこれに限定されない。例えば、磁気共鳴イメージング装置１００および画像処理装置を含む画像処理システムは上記の種々の処理を実行できる。画像処理装置は例えば、ワークステーション、画像記憶装置（画像サーバ）、画像保管通信システム（Picture Archiving and Communication System：ＰＡＣＳ）のビューアおよび電子カルテシステム内の種々の装置である。

上記実施形態では、磁気共鳴イメージング装置１００はＭＲＩシーケンス制御部３０により収集を実行する。一方で、ＭＲＩデータ処理装置４２は、磁気共鳴イメージング装置１００またはネットワークを介して画像サーバから収集したＭＲデータおよびｋ空間データを受信する、または記録媒体を介して操作者によるＭＲデータおよびｋ空間データ入力を受信し、これらのデータをＭＲＩ画像メモリ４６内に格納してもよい。その後、ＭＲＩデータ処理装置４２は上記の種々の処理、例えば、記憶ユニットに格納されるＭＲデータおよびｋ空間データに関する金属要素補正の適用を実行してもよい。

上記実施形態に記載されている処理ステップはプログラムに基づいて実行してもよい。コンピュータはプログラムを予め格納し、上記実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００により達成されるような効果を得るプログラムを読み込むように構成され得る。上記本実施形態に記載されている命令は、コンピュータが実行できるプログラムとして、磁気ディスク（フレキシブルディスク、ハードディスクまたはハードドライブ等）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ±Ｒ、ＤＶＤ±ＲＷ等）、半導体メモリまたは任意の好適な記録媒体に記録され得る。

コンピュータが記録媒体からプログラムを読み込み、プログラムに記述された命令をＣＰＵで実行すると、磁気共鳴イメージング装置１００の動作が実現できる。さらに、コンピュータがプログラムを収集するかまたは読み込むときに、コンピュータはネットワークを介してプログラムを収集するかまたは読み込みことができる。

記憶媒体、データベース管理ソフトウェア等のミドルウェア（Middleware：ＭＷ）およびネットワーク等からコンピュータまたは組み込みシステムにインストールされたプログラムの命令に基づいてコンピュータで動作するオペレーティングシステム（Operating System：ＯＳ）は、上記実施形態を実現させるために各処理の一部を実行できる。さらに、記憶媒体はコンピュータまたは組み込みシステムから独立した媒体に限られず、ローカルエリアネットワーク（Local Area Network ：ＬＡＮ）、インターネットまたは任意の他の好適なネットワークを介して送信されるプログラムをダウンロードすることにより格納される、または一時的に格納される記憶媒体を含む。さらに、上記実施形態の処理が複数の媒体によって実行される場合は、記憶媒体は１つの媒体に限定されない。

上記の本実施形態のコンタピュータまたは組み込みシステムは上記本実施形態の各処理を実行し、パーソナルコンピュータ、マイクロコンピュータ、または好適な処理装置、または複数の装置がネットワークによって接続されているシステム等の任意の構成であることができる。本実施形態のコンピュータはパーソナルコンピュータに限定されず、情報処理装置、マイクロコンピュータまたは別の好適な処理装置に組み込まれた演算処理装置であることができ、コンピュータとはプログラムによって本実施形態の機能を実現可能な１つ以上の装置を表す。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像を行うことができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

３０ ＭＲＩシーケンス制御部
４２ ＭＲＩデータ処理装置

Claims (11)

1. 所定の撮像領域で第１の組のＲＦパルスと第１の組の勾配磁場とを印加するパルスシーケンスを実行して第１のデータを収集し、前記所定の撮像領域で第２の組のＲＦパルスと前記第１の組の勾配磁場とは振幅及び極性のうち少なくとも一方が異なる第２の組の勾配磁場を印加するパルスシーケンスを実行して第２のデータを収集する第１シーケンス制御部と、
   前記第１のデータより第１の画像を生成し、前記第２のデータより第２の画像を生成する第１画像生成部と、
   前記第１の画像及び前記第２の画像から、スライス位置の歪み領域を特定し、前記歪み領域の大きさを基にｋ空間内のサンプリングされるデータの間引き率を算出する第１算出部と、
   位相エンコーディング方向に加えて、スライス方向に位相エンコーディングを行うパルスシーケンスを実行し、前記間引き率に基づいてｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集する第２シーケンス制御部と、
   前記データより画像を生成する第２画像生成部と、
   前記歪み領域を、マスク適用領域として設定する第２算出部と、
   前記データに対してマスクを適用して前記マスク適用領域以外の領域のデータを取り除いた画像を生成する第３画像生成部と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 所定の撮像領域で第１のＲＦパルスと第１の勾配磁場を印加した後、第２のＲＦパルスと、前記第１の勾配磁場とは振幅及び極性のうち少なくとも一方が異なる第２の勾配磁場を印加するパルスシーケンスを実行して第１のデータを収集する第１シーケンス制御部と、
   前記第１のデータより第１の画像を生成する第１画像生成部と、
   前記第１の画像における信号欠損から、スライス位置の歪み領域を特定し、前記歪み領域の大きさを基にｋ空間内のサンプリングされるデータの間引き率を算出する第１算出部と、
   位相エンコーディング方向に加えて、スライス方向に位相エンコーディングを行うパルスシーケンスを実行し、前記間引き率に基づいてｋ空間のサンプリング位置を間引きながらデータを収集する第２シーケンス制御部と、
   前記データより画像を生成する第２画像生成部と、
   前記歪み領域を、マスク適用領域として設定する第２算出部と、
   前記画像に対してマスクを適用して前記マスク適用領域以外の領域のデータを取り除いた画像を生成する第３画像生成部と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記第１算出部は、前記所定の撮像領域の位相エンコード方向の幅を、前記歪み領域の位相エンコード方向の幅で除した値を、前記間引き率として算出する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第２シーケンス制御部は、前記ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に間引きながら前記データを収集する、請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第２シーケンス制御部は、前記ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に、スライス方向の位置を位相エンコード方向の位置に応じて変えながら前記データを収集する、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記第２シーケンス制御部は、前記ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向及びスライス方向に、６回回転対称性を持ったサンプリングパターンで間引きながら前記データを収集する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記第２シーケンス制御部は、前記ｋ空間のサンプリング位置を、位相エンコーディング方向には間引きながら、スライス方向にはオーバーサンプリングしながら、前記データを収集する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記第２シーケンス制御部は、リードアウト時間中にＶＡＴ（View Angle Tilting）シーケンスを用いてデータ収集を行う、請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記第１シーケンス制御部は、スライス選択励起ＲＦパルス及び再収束ＲＦパルスを印加する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記第２の組の勾配磁場は、前記第１の組の勾配磁場を、極性反転した勾配磁場である、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記歪み領域は、メタルアーチファクトに起因するスライスの歪み領域である、請求項１〜１０のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。