JPH09173314A - 磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】傾斜磁場強度の非直線性に起因する、拡散画像
の誤差を補正でき、より正確な拡散画像（拡散強調画
像）を得ることが出来るMRI装置を提供する。 【解決手段】高周波磁場パルスで被検体中の磁化を励起
するステップと、傾斜磁場パルスを印加して励起磁化に
位置のエンコードを行うステップと、拡散感受傾斜磁場
を印加するステップと、高周波エコーを発生および検出
するステップと、検出信号から、被検体内部の拡散係数
の分布を反映した画像を生成するステップからなる、磁
気共鳴イメージング方法において、拡散感受傾斜磁場の
空間強度分布を考慮して、拡散係数を計算することを特
徴とする、磁気共鳴イメージング方法。これにより、傾
斜磁場強度の非直線性に起因する、拡散画像の誤差を補
正でき、より正確な拡散画像（拡散強調画像）を提供で
きる。また、直線性の悪い拡散感受傾斜磁場を印加して
も正確な拡散画像、拡散強調画像が得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体中の水素や
燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」という）信号を
測定し、被検体内の核の密度分布や緩和時間分布等を映
像化する核磁気共鳴撮影（MRI）装置に関し、特に被検
体内の拡散係数の分布を反映した画像のイメージング方
法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】現在MRI装置の撮影対象は、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、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
和現象の空間分布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２次元もしくは３次元
的に撮影する。

【０００３】MRI装置において、特開平7-67849号公報に
開示されているような、被検体内の拡散係数を測定する
方法、または拡散係数を強調した画像を撮影する方法
が、拡散イメージングとして近年注目を集めている。拡
散イメージングでは、拡散感受傾斜磁場（Motion Probi
ng Gradient：MPGと呼ばれる）を、通常の撮影シーケン
スに付加する。この典型的な撮影シーケンスを図２に示
す。本シーケンスはスピンエコー型エコープラナーイメ
ージング（SE-EPI）法と呼ばれるシーケンスに拡散感受
傾斜磁場パルス30、31を埋め込んだものである。SE-EPI
法は、２つの高周波パルス21と22、スライス傾斜磁場パ
ルス23、24、位相エンコード傾斜磁場パルス25、26、読
み出し傾斜磁場パルス27、28、からなり、このとき信号
29はリードアウト傾斜磁場磁場パルス28に同期して発生
する。１回のシーケンスで拡散係数の画像情報を全て取
得する方法は、ワンショットSE-EPI法による拡散イメー
ジングと呼ばれ、また、エンコード傾斜磁場パルス25の
形状を変えながら、一連のシーケンスを複数回繰り返し
て１枚の画像情報を取得する方法は、マルチショットSE
-EPI法による拡散イメージングと呼ばれる。

【０００４】図２では拡散感受傾斜磁場パルス30、31は
読み出し傾斜磁場Grの方向に印加されているが、他の軸
(Ge,Gs)に印加される場合や、複数の軸に同時に印加さ
れる場合もある。いずれの場合も、拡散感受傾斜磁場パ
ルス30、31は、撮影用の傾斜磁場と同一のハードウエア
を使って生成されている。

【０００５】拡散イメージングにおいては、拡散係数を
正確に求めることが重要である。拡散係数を正確に求め
るためには、図２に示す拡散感受傾斜磁場30と31とが正
確にキャンセルされる必要がある。この条件が満たされ
ない場合には、便宜的に計測信号を補正して、計算によ
り求める事が行われている。信号補正処理方法として、
たとえば磁場の不均一の影響を補正する方法（特開平7-
67849号公報参照）が提案されているが、傾斜磁場コイ
ルの非直線性を考慮したものはない。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】拡散イメージングは、
被検体を構成する原子核の被検体内でのランダムな移動
状態、更に解りやすく言えば、被検体内での原子核の熱
エネルギーによる移動の大きさ又は移動の速さを画像化
するものである。原子核の体内でのランダムな移動は、
血流等のように極部が固まって所定方向へ移動するわけ
ではなく、移動方向も位動量もランダムで、かつ移動経
路も決まってはいない。そのため、スピンの移動による
信号の位相変化も非常に少ない。このため、拡散イメー
ジングでは傾斜磁場強度を高くして、信号を検出し易く
する必要がある。一般に拡散感受傾斜磁場は、通常の画
像の撮影シーケンスで使われる傾斜磁場強度（10〜20mT
/m）に比べ、5〜10倍程度（70mT/m）高強度のほうが、
拡散係数を高精度で画像化できる。

【０００７】傾斜磁場コイルを小型にすると、コイルの
磁場発生効率が増し、小型の電源で高強度の傾斜磁場を
発生できるので、拡散感受傾斜磁場の発生にとっての一
面では好ましいが、コイルを小型にすると、視野が狭
く、直線性も悪くなることが知られている。傾斜磁場強
度の直線性が悪いと、後述の如く拡散画像に誤差が発生
する。

【０００８】通常の画像のイメージング用傾斜磁場コイ
ルは、40cm程度の範囲で傾斜磁場の直線性が確保されて
いる。しかし、拡散イメージング用のコイルを通常の画
像のイメージング用のコイルと共用する場合を考える
と、拡散イメージング用の高強度拡散感受傾斜磁場を通
常のイメージングに用いる傾斜磁場と同程度の直線性に
するには、傾斜磁場コイルの性能向上に加え、傾斜磁場
電源の高出力化が必須であり、技術的に困難であった。
また、コストが上がると言う問題があった。このため、
従来の拡散係数イメージングには高精度（高SN比）で拡
散係数を画像化しようとすると、傾斜磁場の非直線性が
認められる領域で得られる拡散係数に誤差が生じ、誤差
なく拡散係数を得ようとすれば、画面全体についてSN比
が低下すると言うジレンマがあった。

【０００９】本発明は、このような状況を改善すること
を目的とする。

【００１０】本発明の他の目的としては、傾斜磁場強度
の非直線性に起因する、拡散画像（拡散強調画像）の誤
差を補正し、より正確な拡散画像（拡散強調画像）を提
供することにある。

【００１１】更に本発明の他の目的としては、直線性の
悪い拡散感受傾斜磁場を印加しても正確な拡散画像、拡
散強調画像を得ることにある。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に本発明では、高周波磁場パルスで被検体中の磁化を励
起するステップと、傾斜磁場パルスを印加して励起磁化
に位置のエンコードを行うステップと、拡散感受傾斜磁
場を印加するステップと、高周波エコーを発生するステ
ップ、およびこの高周波エコーを検出するステップから
なる磁気共鳴イメージング方法において、検出信号から
拡散係数の分布を反映した画像を生成するステップと、
拡散感受傾斜磁場の空間非直線性マップを取得するステ
ップと、前記画像と前記マップから、前記拡散感受傾斜
磁場の空間非直線性に起因する拡散係数の計算誤差を排
除して拡散係数反映画像を計算により得るステップを有
するイメージング方法を提案する。

【００１３】

【発明の実施の形態】次に、本発明の実施の形態を図面
を用いて説明する。図４は本発明を実施するためのMRI
装置の概略構成を示すブロック図である。図において、
401は被検体であり、頭部を検査のために計測空間に置
かれている。402は静磁場発生用磁石装置であり、所定
空間領域に均一磁場を発生するものである。この静磁場
発生用磁石装置402は超電導磁石、常電導磁石または永
久磁石を磁場発生源とした各種の方式のものが用いられ
る。403は傾斜磁場コイルで、計測空間において静磁場
へ重畳するように、かつその計測空間内において直交す
る３方向へ傾斜磁場を発生するもの、404は計測空間に
置かれた被検体401へ電磁波を照射するためのRFコイ
ル、405はRFコイル404からの電磁波により核磁気共鳴を
起こした被検体内の核スピンから生ずる信号を検出する
RFプローブ、406はRFプローブ405で検出された信号に対
し増幅、検波、A/D変換を行う信号検出部、407は信号検
出部406からの信号を用いて各種の処理及び計算を行い
画像データを作成する信号処理部、408は信号処理部407
で作成された画像データを表示するCRT等を有した画像
表示部、409は傾斜磁場コイル403へ電力を共球する傾斜
磁場電源、410はRF送信部で、RFコイル404から被検体40
1へ照射される電磁波に対応した信号を作成するもの、4
11は制御部で、傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検
出部406、信号処理部410等をシステム的に制御するとと
もに、被検体401から信号を検出するパルスシーケンス
の実行を制御するもの、412は被検体401を支持するとと
もに、被検体401の検査部位を計測空間へ移動するもの
である。以上の構成は従来のMRI装置の標準的な構成で
ある。

【００１４】本発明の実施の形態は上記構成であっても
良いが、次のように装置を変更しても良い。すなわち、
従来の装置は被検体の形態情報や血流情報をイメージン
グすることが主目的であるので、傾斜磁場コイルは計測
空間において直線性の良いものをx,y,zの各方向へ１組
ずつ備えているが、本発明の実施の形態は図４に示すよ
うに、被検体の拡散係数の計測のための傾斜磁場コイル
4031を備えることとしている。傾斜磁場コイル4031は被
検体401に接近して配置され、前記通常のイメージング
用の傾斜磁場コイル403よりも強力な傾斜磁場を発生で
きるように、傾斜磁場電源4091とは別に設けられた傾斜
磁場電源4092へ接続されている。

【００１５】次に、本発明の実施の形態を詳しく説明す
るが、先ず最初に本発明の原理を説明しておく。

【００１６】一般に、傾斜磁場因子が空間的にb(x,y,z)
の拡散感受傾斜磁場を印加したときの信号S(b,x,y,z)
は、次式（数１）で得られる。

【００１７】

【数１】

【００１８】ここで、x,y,zは空間の位置を表わす。撮
影時には拡散感受傾斜磁場の傾斜磁場因子b(x,y,z)の空
間的な平均値Bをパラメータとして撮影条件を決定す
る。D０(x,y,z)は、拡散係数である。拡散係数は、拡散
感受傾斜磁場を印加したとき（b≠0）のMR画像と、印加
しないとき（b=0）のMR画像から、次式（数２）で得ら
れる。

【００１９】

【数２】

【００２０】拡散係数をより正確に測定するには、上記
の如く２枚の画像から求めるよりも各種強度のbで３枚
以上の画像を取得し、これらの画像からフィッティング
により拡散係数を計算する方法が適している。

【００２１】一方、傾斜磁場因子b(x,y,z)は、拡散感受
傾斜磁場パルスの形状が図２のように一定条件を満たし
た矩形波の場合に近似的に次式（数３）で得られること
が知られている。

【００２２】

【数３】

【００２３】ここに、δ、Δは、図２のパルスシーケン
スに示した拡散感受傾斜磁場パルス印加時間とその印加
時間間隔である。G(x,y,z)は、傾斜磁場強度で単位はT/
mである。「傾斜磁場が直線的である」とは、この傾斜
磁場強度が空間的に一定（磁場の傾斜が一定）であるこ
とを意味する。数２，数３の両式から、拡散係数と傾斜
磁場強度との関係は、次式（数４）で与えられる。

【００２４】

【数４】

【００２５】通常、傾斜磁場強度Gは、空間的に一定で
あるとみなしている。したがって、b＝０のとき（図２
のパルスシーケンスにおいて、拡散感受傾斜磁場30,31
を印加しない場合）と、b≠０（図２のパルスシーケン
スにおいて、拡散感受傾斜磁場30,31を印加した場合）
のときとの信号を計測し、数４で（x,y,z）＝（一
定）、とし、拡散係数の分布を得る。このときの計算手
順を図３に示す。なお、単に拡散感受傾斜磁場を強くか
けた画像を何の処理も加えずに表示したものを拡散強調
画像と言い、これも拡散画像に準じた情報を有するもの
として利用されている。このときの処理は、図３で点線
部分を除いた残りの実線部分で示される。

【００２６】さて数４から、傾斜磁場強度が一定でない
場合に、この不均一を考慮しないと拡散係数D０(x,y,z)
は、位置毎に傾斜磁場強度G(x,y,z)の2乗に反比例した
誤差が生じることがわかる。通常の撮影では、40cm程度
の範囲で傾斜磁場の直線性が確保されているので、この
影響は無視できるが、局所傾斜磁場を使い高強度の拡散
感受傾斜磁場を発生させる場合は、無視できない誤差に
なりうる。この影響を補正するには、拡散画像を取得す
る前に、傾斜磁場強度の空間分布を計測しておき、この
結果を元に、傾斜磁場強度の不均一性がないものとして
計算した拡散係数に、１/G２(x,y,z)をかけて補正すれ
ば、誤差のない結果が得られる。この計算手順を図１に
示す。従来（図３参照）と異なり、傾斜磁場の強度分布
データを考慮して拡散画像を計算する。以上が本発明の
原理である。

【００２７】次に本発明のより具体的な実施の形態を図
面により説明する。図５に、傾斜磁場強度の空間非直線
性と、補正係数を模式的に示す。図示のように、直線性
が良い場合は点線のように傾斜磁場強度は空間的に一様
だが、直線性が悪い場合は実線の様になる。傾斜磁場強
度は周辺部で低下する。すなわち傾斜磁場の直線性は周
辺部で低下する。この例では補正係数は周辺部では中央
部より大きくなる。図では簡単のため１次元で記述した
が、実際は２次元的に補正を行うことが望ましい。また
３次元の拡散（強調）イメージングでは３次元的に補正
を行うことが望ましい。

【００２８】傾斜磁場強度の空間分布は、傾斜磁場コイ
ルの形状と周囲の導電体の形状で決定され、経時的な変
化は殆どない。従って、各装置ごとに一度測定してお
く。測定方法は、公知の傾斜磁場測定プローブにより各
位置ごとに測定し、３次元マップとして保存しておく。
傾斜磁場強度の分布は空間的に滑らかと考えて良いの
で、計測データの空間的な刻みは、例えば5mm-20mmピッ
チ程度で良い。補正には、３次元データの中から必要な
部分を切り出して用いる。画像上の対応する絵素の傾斜
磁場強度はこの切り出しデータから補間によって得る。

【００２９】傾斜磁場強度マップを得る第２の方法は、
電磁場シミュレーションで行う方法である。電磁波の周
波数は0.5kHz-20kHz程度であるから、ビオサバールの定
理に従って市販の電磁場解析ツールで容易に空間分布を
計算できる。この結果を３次元マップとして保存してお
く。

【００３０】更に、傾斜磁場強度マップを得る第３の方
法は、MRI画像の歪から傾斜磁場強度の不均一性マップ
を換算する方法である。形状が既知で、内部にメッシュ
構造を有するファントムを撮影する。傾斜磁場強度に不
均一性があるとこの形状が歪んで画像化される。すなわ
ち読み出しエンコード方向についていえば、傾斜磁場強
度が強いところは空間的に縮んでみえ、強いところは逆
に伸びてみえる。この関係は、理論的に解析されている
ので、歪みから傾斜磁場の非直線性のデータが得られ
る。

【００３１】更に、傾斜磁場強度マップを得る第４の方
法は、適用するMRI装置に２組の傾斜磁場コイル群を搭
載して行う方法である。具体的には、MRI装置に、傾斜
磁場強度は小さいが直線性が優れた第１の傾斜磁場コイ
ル群（図４の403参照）と、傾斜磁場強度が高いが、直
線性が悪い第２の傾斜磁場コイル群（図４の4031参照）
とを搭載する。これらの傾斜磁場コイル群を使って２枚
のMR画像を撮影し、２枚の画像の歪みの差から傾斜磁場
の不均一性を得る方法である。これは、第３の方法に比
べ、ファントムデータが不要で撮影直前に計測が行える
ため、必要な断面のみのデータを計測すれば良く、３次
元データを確保するメモリや、撮影断面や撮影視野毎
に、３次元データから補正値を計算する処理が不要なの
で実用的である。被検体をファントムに限らず、被検者
を用いれば、撮影直前に不均一のデータマップを取得で
き便利である。

【００３２】本実施例が適用される装置構成を図６に示
す。図４と違い、傾斜磁場発生部（傾斜磁場電源と傾斜
磁場コイル）が、２系統（4091と403、4092と4031）あ
る。第１の系統は、x、y、z（図１では、Gr,Ge,Gsに対
応）の直交３方向の傾斜磁場を発生する。第２の系統
も、直交３方向の任意の傾斜磁場を発生することが望ま
しいが、１方向または２方向のみの傾斜磁場を限定的に
発生できるだけでも、拡散イメージングは可能である。
第２のコイル群の軸数が少なければ、製造コストは下が
る。従って、ユーザーの使用形態と製造コストを考慮し
て、各種バリエーションを用意してもよい。

【００３３】本発明は、拡散係数の補正のみを行い、位
置の歪み補正は行わないので、特に上記第４の実施例の
ようにパルスシーケンス（図２参照）のうち、位置のエ
ンコードを直線性の良い傾斜磁場コイル群で行い、拡散
感受傾斜磁場を高強度であるが磁場均一性が相対的に劣
る傾斜磁場コイル群で行う撮影・装置形態で特に有効で
ある。またさらに、別途空間的な歪み補正を行えば更に
空間歪の少ない画像が得られる。

【００３４】上記実施例では、拡散画像を例にとり説明
したが、拡散強調画像の画像補正処理においても同様で
ある。この場合の、処理手順は図１および図３の点線部
分を除いた方式で行う。

【００３５】本発明は、前述の静磁場の不均一性による
誤差を補正する処理と組み合わせて適用できる。また本
発明は、上記実施例に限定されるものではなく、本発明
の趣旨に従い他の方法で実現しても良い。

【００３６】

【発明の効果】本発明によれば、傾斜磁場強度の非直線
性に起因する、拡散画像の誤差を補正でき、より正確な
拡散画像（拡散強調画像）を提供できる。また、直線性
の悪い拡散感受傾斜磁場を印加しても正確な拡散画像、
拡散強調画像が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の計測手順を示すブロック図。

【図２】本発明が適用される撮影パルスシーケンスの
例。

【図３】従来の計測手順を示すブロック図。

【図４】本発明が適用される装置のブロック図の一実施
例。

【図５】本発明の補正処理を説明するグラフ。

【符号の説明】

21,22…RFパルス 23,24…スライス傾斜磁場パルス 25,26…位相エンコード傾斜磁場パルス 27,28…読み出し傾斜磁場パルス 30,31…拡散感受傾斜磁場パルス 4031 …傾斜磁場コイル 4091 …傾斜磁場電源

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】高周波磁場パルスで被検体中の磁化を励起
   するステップと、傾斜磁場パルスを印加して励起磁化に
   位置のエンコードを行うステップと、拡散感受傾斜磁場
   を印加するステップと、高周波エコーを発生および検出
   するステップからなり、検出信号から拡散係数の分布を
   反映した画像を生成する磁気共鳴イメージング方法にお
   いて、検出信号から拡散係数の分布を反映した画像を生
   成するステップと、拡散感受傾斜磁場の空間非直線性マ
   ップを取得するステップと、前記画像と前記マップか
   ら、前記拡散感受傾斜磁場の空間非直線性に起因する拡
   散係数の計算誤差を排除して拡散係数反映画像を計算に
   より得るステップを有する磁気共鳴イメージング方法。