JP2002301044A - 磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ＭＲＩの感度エンコード法において被検体の
動きによる画像の劣化を抑制する。 【解決手段】 概略周期運動をする被検体において，該
周期運動の時相毎にコイルアレーのコイル毎の感度分布
情報を取得し，時相毎の固有の感度分布情報を用いた折
り返し除去演算を行う。これにより、ＭＲＩの感度エン
コード法ににおいて，動きのある被検体でも折り返しア
ーチファクトのない画像を得ることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は，磁気共鳴画像診断
装置（MRI）に関し，特に被検体の動きの影響を低減し
た磁気共鳴画像診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年MRIは組織描出能に優れた画像診断
装置として，X線CTと並んで疾病の重要な診断手段とな
っている。MRIの一つの弱点は撮影時間が長いことであ
るが，これを解決する方法としては，1）傾斜磁場の性
能を上げる方法，2）バースト状励起パルスやα度（α
≠90，180）パルスによる高次エコーを用いる方法，3）
位相エンコードを間引いて計測の反復回数を低減する方
法がある。第一の方法にはEPIやスパイラルスキャンが
あり，1回の磁化の励起に於いて2次元の空間情報を全て
エンコードして信号を計測する。1回の励起のみで画像
が得られるため高速であるが，傾斜磁場の高速な応答特
性や大振幅特性が要求されるため，現状以上の高速化は
困難である。第二の方法はRFパルスをバースト状のパル
ス列に置き換え，複数のエコーを生成させることにより
1回の励起で2次元の空間情報を全て取得する。あるいは
高次エコーに異なる空間情報をエンコードし，1回の励
起で2次元の空間情報を全て取得する。傾斜磁場に対す
る機械的要求は緩和されるが，磁化の利用効率が低く，
画像のSN比が低いという欠点がある。第三の方法はkey
hole法などで，複数の画像間で画像のコントラストにあ
まり寄与しないk空間の高周波数成分を共用すること
で，位相エンコードステップを削減し，撮影時間を短縮
する。ハード的には制限はないが，被検体が大きく動い
ている場合にはアーチファクトが発生する。

【０００３】近年同じく位相エンコードを低減する方法
で，検出コイルの感度分布情報を用いた演算処理により
位相エンコードを低減したときに生じる画像の折り返し
を回避する方法が新たに提案された。これには演算処理
をk空間で行うSMASH（Sodickson DK, Manning WJ,“Sim
ultaneous acquisition of spatial harmonics(SMASH):
ultra-fast imaging with radiofrequency coil array
s”, Magn Reson Med.,vol.38, 591-603(1997)と実空間
で行うSENSE(Klaas P. Pruessmann, Markus Weiger, Ma
rkus B. Scheidegger, and Peter Boesiger,“SENSE: s
ensitivity encoding for fast MRI”,Magn Reson Me
d.,vol.42,952-962(1999))があり，感度エンコード法ま
たはパラレルMRIなどと総称される。いずれも複数のコ
イルアレーを用いてMR信号を同時に検出する。フーリエ
再構成ではk空間の位相エンコードを間引き，エンコー
ド間隔（Δky）を大きくした場合，撮影視野が縮小する
（FOVy=2π／Δky）。従って，被検体が視野よりも大き
いときには被検体の折り返しが生じる。このままでは診
断に使えない画像となるが，検出コイルの感度情報が既
知であれば，演算処理を施すことにより折り返しを除去
できる（前記Pruessmannの論文を参照）。感度エンコー
ド法ではコイルの数だけ位相エンコードを低減できる。
例えば4コイルでは位相エンコード数を1/4に低減でき，
撮影時間を従来の1/4に短縮できる。時間短縮とのトレ
ードオフとして画像SN比は低下するが，息止め下心臓撮
影やDiffusion EPIのエコートレインの削減等ではSN比
の低下を補う以上のメリットが期待されている。

【０００４】感度エンコード法では検出コイルの感度分
布情報が重要になる。これは感度分布情報の誤差によ
り，画像のシェーディングのみでなく折り返し除去の不
完全による偽像が発生するためである。感度分布を得る
にはファントムの予備撮影を事前に行う方法と，被検体
の画像へローパスフィルター等の処理を施す方法があ
る。また，感度分布を高精度に得るために，単なるロー
パスフィルターの代わりに局所的な多項式フィッティン
グを施す方法が提案されている（Klaas P. Pruessmann,
Markus Weiger, Markus B.Scheidegger, Peter Boesig
er,“Coil sensitivity maps for sensitivity encodin
g and intensity correction”, Proceedings of the I
SMRM 6th Annual Meeting, Sydney, 1998, p2087)。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】検出コイルの感度分布
はコイルと被検体との相対的な配置にも依存する。この
ためコイルアレーの中で被検体が移動または変形すると
感度分布も微妙に変化してしまう。この様な例としては
呼吸運動，関節の屈曲運動などがある。心臓では心拍の
時相毎に撮影された画像から感度分布を抽出する際，全
時相の感度分布を加算し，平均をとる処理の例がある(M
arkus Weiger,Klaas P.Pruessmann and Peter Boesige
r,“Cardiac real-time imaging usins SENSE”,Magn R
eson Med.,vol.43,177-184(2000))。これは感度分布のS
/Nを向上させるためであるが，時相の情報が失われ，精
密な感度分布は得られなくなる。また，関節の屈曲運動
のように被検体が存在する領域が撮影視野の中で大きく
移動する運動の場合には，平均処理でも正確な感度分布
は得られない。このように，移動または変異の前後で同
一の感度分布情報あるいは平均化した感度分布情報を用
いて感度エンコード法の折り返し除去演算を行うと，演
算誤差を生じ最終画像へ折り返しが残存し，診断に障害
を生じるという問題がある。

【０００６】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め，本発明では感度エンコード法において，概略周期運
動をする被検体の周期運動の時相毎にアレーコイルのコ
イル毎の感度分布情報を取得し，時相毎の固有の感度分
布情報を用いた折り返し除去演算を行う。上記コイル感
度分布は予備撮影の中で被検体の動きに連動させたゲー
ト信号を発生させながら所望の時相で取得する。被検体
の動きの検出には呼吸センサーや脈波センサー等の各種
センサーの他，MRIを用いてもよい。後者では磁化の励
起毎にナビゲーションエコーを計測し，該エコー信号の
1次元フーリエ変換と別途計測した基準ナビゲーション
エコー信号の1次元フーリエ変換との比較演算処理から
変位を検出してもよく，ナビゲーションエコーと基準ナ
ビゲーションエコーのk空間データの位相同士の比較か
ら被検体の変位に関する情報を抽出してもよい。変位と
動きの時相の対応関係は予め予備撮像で決定しテーブル
化してセーブしておく。上記コイル感度分布はまた，本
撮影で取得した一連の時相別の画像にローパスフィルタ
ー処理等の演算を施して抽出することもできる。

【０００７】以上のように、被検体の動きの時相に合わ
せたコイル感度感度分布を用いて折り返し除去の処理を
行うため，感度エンコード法において動きのある被検体
でも，折り返しアーチファクトのない画像を得ることが
できる。

【０００８】

【発明の実施の形態】以下，実施例を用いて本方法を詳
細に説明する。図4は本発明の適応対象である核磁気共
鳴診断装置の概略構成図である。同図において402は被
検体内部に一様な静磁場B0を発生させるための静磁場発
生磁気回路，401は被検体，414aは高周波磁場を発生す
る送信コイル，414bは被検体から生じる核磁気共鳴信号
を検出するためのアレー状に配置された検出コイル，40
9は直交するx，yおよびzの3方向に強度が線形に変化す
る傾斜磁場Gx,Gy,Gzを発生する傾斜磁場コイル，410は
傾斜磁場に電流を供給するための傾斜磁場電源である。
また，408はコンピュータ，406は信号処理及び記録装
置，421は操作部である。424と425は計算途中のデータ
あるいは最終データを収納するメモリである。傾斜磁場
発生系403，送信系404，検出系405は全てシーケンサ407
によって制御され，このシーケンサ407はコンピュータ4
08によって制御される。コンピュータ408は操作部421か
らの指令により制御される。また、被検体401には体動
（呼吸等の周期的な動き）を検出するセンサ400を取り
付けているが、被検体401に直接取り付けなくとも動き
を検出できるものであればどのようなものでもよい。

【０００９】次に本装置の動作の概要を説明する。シン
セサイザ411により発生させた高周波を変調器412で振幅
または位相変調し電力増幅器413で増幅し，送信コイル4
14aに供給することにより被検体401の内部に高周波磁場
を発生させ，核スピンを励起させる。通常は1Hを対象と
するが，31P，12C等，核スピンを有する他の原子核を対
象とすることもある。

【００１０】励起核のエネルギー緩和に伴い被検体401
から放出される核磁気共鳴信号は，検出コイル414bによ
り受信され，コイル毎に増幅器415で増幅され，検波器4
16で直交位相検波され，A/D変換器417でA/D変換されコ
ンピュータ408へ入力される。コンピュータ408は信号処
理後，前記核スピンの密度分布，緩和時定数，拡散係
数，流速，スペクトル分布等でコントラストを付与した
画像をディスプレイ428に表示する。

【００１１】このような装置における本発明の実施例を
以下詳細に説明する。ここではまず被検体の例として呼
吸運動を行っている腹部33を例として取り上げる。図3
の32に示すように腹部の上下に6つのアレーコイル32を
配置し，各コイルからの信号を同時に検出する。位相方
向をy方向にとり，上と下の信号をそれぞれ合成し，本
撮影のエンコードは1/2に削減する。アレーコイルは可
橈性の支持材に保持され腹部に巻き付けられており，呼
吸運動に伴って移動する。個々のコイルに対する生体負
荷が変化するため，感度分布は変化する。第一の実施例
における処理手順を図1により説明する。まず，運動の
周期を撮影する時相と時相の数Lを決定しておく。予備
撮影として以下を行う。トリガー信号に合わせて（処理
11）時相niの画像を撮影する（12）。所望の時相を全て
撮影した後，各時相ni(i=1,2,....L)の感度分布を計算
し，メモリへ保存する。予備撮影は時相毎の画像が得ら
れるものであればどのような撮影シーケンスを用いても
よい。予備撮影では位相エンコードの削減を行わず，折
り返しのない画像を取得する。

【００１２】時相を特定するには，べローズ等の機械的
な呼吸センサによって呼吸動を計測し，動きの特定の時
相に対して撮影のトリガーを発生させる。すなわちセン
サにより変位が最大の時点p0で信号を得（図3aの31），
この時刻からの遅れ時間をずらせて各時相p1, p2,....
の撮影トリガーを発生させる。

【００１３】別の方法として，MRI画像からナビゲーシ
ョンエコー等により動きの情報を抽出しレトロスペクテ
ィブに時相を対応させてもよい。ナビゲーションエコー
は位相エンコードをかけずリードアウト傾斜磁場のみの
存在下で取得したエコーであり，このフーリエ変換は被
検体のリードアウト軸への投影像となる。

【００１４】ナビゲーションエコーから変位を抽出する
には，次の方法がある。y方向（ここでは変位の方向をy
方向とする）にリードアウト傾斜磁場を印加して取得し
たナビゲーションエコー信号fn(t)の1次元フーリエ変換
fn'(y)は，被検体のy軸上への投影を与える。そこで，
別途計測した基準ナビゲーションエコー信号f0(t)の1次
元フーリエ変換f0'(y)とfn'(y)を比較することにより，
被検体のy方向の変位量を抽出できる。剛体的な変位に
対しては相関係数を計算すればよく，非剛体的な変位に
対しては，被検体のエッジを比較することで，変位を計
測できる。図8にナビゲーションエコー付きEPIのシーケ
ンスの例を示す。本エコー89を計測後，ナビゲーション
エコー801を計測する。ナビゲーションエコーはy方向に
１次元フーリエ変換し，被検体のy軸上への投影像を再
構成する。図5に腹壁の法線方向変位Δyを模式的に示
す。この投影像（図5aの53）と基準ナビゲーションエコ
ーの投影像（図5aの52）とを比較することにより，被検
体のy方向の変位を計算する。剛体的な平行移動の場合
（図5a）は投影像同士の相関係数が最大となるずれ量Δ
yを求める。膨張-伸縮運動では投影像のエッジ同士を比
較する（図5b）。変位-時相対応テーブルを予め用意し
ておき，撮影したEPI画像の時相を決定する。

【００１５】別の変位検出方法としては，ナビゲーショ
ンエコー信号のk空間データの位相と，基準ナビゲーシ
ョンエコー信号のk空間データの位相との比較演算処理
から被検体の変位に関する情報を抽出することもでき
る。ここでは実空間での被検体の平行移動はフーリエシ
フト理論により，k空間での信号位相に1次の回転を発生
させることを利用する。この場合は計測データを用いる
ため，フーリエ変換が不要であり処理を高速化できる。
ただし，被検体の動きが剛体の平行移動で近似できない
場合は位相変化は単純でなくなり，実空間での動きを推
定できなくなる。

【００１６】別のMRIによる方法として，図9のような低
フリップ角励起91によるナビゲーションエコー94の計測
サイクルを短いTRで反復し，リアルタイムに投影像の再
構成と変位検出を行い，時相を識別しながら所望の時相
で予備撮影や本撮影を実行してもよい。ただし，これに
はハードウェアに実時間での処理が要求される。

【００１７】画像からコイルの感度分布を得るには，被
検体の画像にローパスフィルター処理を施してもよく，
または多項式フィッティングを施してもよい。後者につ
いては前述のPruessmannの論文に記述されている。アレ
ーコイルの画像をボディコイルの画像で規格化すること
により，組織情報を除去しアレーコイルの感度分布を抽
出し，さらに多項式フィッティングを施してもよく，こ
れにより被検体のエッジや被検体内部の信号欠損領域の
影響を除いた高精度な感度分布が得られるが，その反面
処理には時間がかかる。このため後述する実時間処理は
困難であるが，図1の実施例のように本撮影とは別に感
度分布計測を実行する場合は問題ない。感度分布は被検
体が存在する領域のみで得られる。このため予備撮影と
本撮影とで同一時相の被検体にずれが存在する場合に
は，感度情報の欠落が発生する。これを回避するため被
検体の外部にまで感度分布を外挿する処理を行ってお
く。

【００１８】予備撮影の後，本撮影を行いトリガー信号
を取得し，（処理11）これに合わせて時相niの画像を撮
影する（12）。所望の時相を全て撮影した後，各時相毎
にコイル毎に画像を再構成する。本撮影では位相エンコ
ードを間引いているので，位相方向に折り返しが生じて
いる。折り返し除去の演算についてはPruessmannらの論
文に記載されている（Klaas P.Pruessmann, Markus Wei
ger, Markus B.Scheidegger,Peter Boesiger,“Coil se
nsitivity encoding for fast MRI”, Proceedings of
the ISMRM 6th Annual Meeting, Sydney,1998,p579)。
簡単のため，2コイルで位相方向のエンコード数を1/2に
間引いた場合を説明する。この場合，画像は2回折り返
されたものとなり，それぞれのコイルによる画像p1, p2
は数1で表される。

【００１９】

【数1】 数1において，ciはコイルiの複素感度分布，sは折り返
しがない場合のピクセルの信号値である。Δyは位相エ
ンコード方向の折り返しを表す。数1は数2のようにベク
トルと行列で表現できる。

【００２０】

【数2】 折り返しがないピクセル信号値は数3で与えられる。

【００２１】

【数3】 ここで，C-1はCの逆行列を表す。感度分布の逆行列C-1
を予備計測で求めておくことにより，本撮影の折り返し
画像から数3により折り返しのない画像を得る。

【００２２】第二の実施例を図2により説明する。ここ
では，本撮影の中の時相niの画像からこの時相の感度分
布を抽出する（処理23）。また，時相ループの中で再構
成，表示までを実時間で行う。予備撮影は不要である
が，高速な行列演算が必要になる。感度分布の抽出では
例えば次のような工程を行う。画像中の被検体部分を切
り出し，画像のローパスフィルター処理により細部の組
織構造を消去し，信号欠損部位の信号の補間およびノイ
ズ除去を行う。なお，被検体の外部の感度分布情報は不
要である。

【００２３】以上，腹部撮影を例にとって説明してきた
が，次に別の応用例を説明する。図6(a)は4コイルによ
る心臓撮影の例である。ここでは心臓は約1秒の周期で
拡張収縮を繰り返しており，大きな血流の変化により生
体インピーダンスが変化するため，コイルの感度分布も
僅かながら変化する。4個のアレーコイル61で心臓をカ
バーし，位相エンコード方向を図のGpの方向に設定す
る。心電計でトリガー信号64を得，トリガーからの遅延
時間で各時相の画像I1,I2,...を計測する。図7は3コイ
ルによる膝撮影の例で，患者が自発的に概略周期的な屈
伸運動を行っているものとする。屈伸運動は膝関節の損
傷等の診断において一般に行われるものである。図7に
示すようにアレーコイル73を配置し，各コイルからの信
号を同時に検出する。膝の運動に伴い，個々のコイルに
対する生体負荷が変化するため，感度分布は変化する。
また，屈伸運動により視野内の被検体は時相によって位
置が大きく変化するため，画像から感度分布を得るため
には，時相毎に感度分布を得る必要がある。時相の識別
にはナビゲーターエコーを利用してもよく，レーザー変
位計などの光学的な変位センサーを用いてもよい。

【００２４】以上，2次元の撮影を例にとり説明した
が，3次元のSENSE計測においても運動や変形をしている
被検体では時相別のプローブ感度分布情報が有効にな
る。また，SENSE法に限らず，SMASH法やその他のコイル
感度分布情報を用いて空間情報をエンコードするMRI撮
影法にあっては，時相別のプローブ感度分布情報が同様
に有効である。

【００２５】

【発明の効果】以上説明したように，本発明によればMR
Iの感度エンコード法において動きのある被検体でも，
折り返しアーチファクトのない画像を得ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図1】本発明の代表的な処理手順を示す図。

【図2】本発明の別の処理手順を示す図。

【図3】腹部の呼吸動による変位を示す図。

【図4】磁気共鳴画像診断装置の全体の構成を示す図。

【図5】腹壁の変位とその投影を示す図。

【図6】心臓へのアレーコイルの適用を例示する図。

【図7】膝へのアレーコイルの適用を例示する図。

【図8】ナビゲーションエコーを示す図。

【図9】別のナビゲーションエコーを示す図。

【符号の説明】

31 変位の時間曲線，32 腹部用アレーコイル，33 .
被検体，34 ベッド，401 被検体，413 RFアンプ，41
4a 送信コイル，414b 検出コイル，415 プリアン
プ，417 A-D変換器，51 腹壁，52 基準時刻の投影
像，53 異なる時刻の投影像，61 心臓用アレーコイ
ル，62 心臓，71 膝，72 膝用アレーコイル。85 位
相エンコード傾斜磁場パルス，86 ナビゲーションエコ
ー用リードアウト傾斜磁場パルス，87 ワープパルス，
88 リードアウト傾斜磁場パルス，89 本エコー，801
ナビゲーションエコー，93 ナビゲーションエコー用
リードアウト傾斜磁場パルス，94 ナビゲーションエコ
ー

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に対し静磁場を発生する静磁場発
   生手段と、前記被検体に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発
   生手段と、前記被検体に高周波磁場を照射する高周波磁
   場発生手段と、前記被検体からの各磁気共鳴信号を検出
   する複数個配列された信号検出手段と、前記検出信号を
   用いて画像を再構成する再構成手段と、前記再構成され
   た画像を表示する表示手段と、前記各手段の動作を制御
   する制御手段を備えた磁気共鳴画像診断装置において、
   前記被検体の周期的な運動を検出する検出手段を備え、
   前記制御手段は前記周期的な運動の時相毎に前記各信号
   検出手段の感度分布情報を取得することを特徴とする磁
   気共鳴画像診断装置。