JP2019000292A - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置の制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置によるマルチショット計測において、脈動のようなノンリニアな体動に起因するアーチファクトを低減し、空間分解能を劣化させることなく、折り返しアーチファクトを低減する。【解決手段】マルチショットのＭＲ信号計測において、計測空間で渦巻き状の軌跡に沿って、画像取得のためのメインスキャンデータと体動を補正するためのナビゲーションデータをショット毎に計測する。ショット毎のメインスキャンデータは、計測空間領域を渦巻き状軌跡に沿って半径方向に分割するように配置され、ショット毎のナビゲーションデータは、常に計測空間の中心を通る領域に配置され、メインスキャン信号の計測空間におけるサンプリング点は、予め与えられた視野に対してナイキスト則を満たすように設定される。【選択図】図６

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関し、特に、計測空間で渦巻き状の軌跡に沿って核磁気共鳴信号を取得する技術に関する。

脳梗塞や脳腫瘍の診断に有用なＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）技術として、拡散強調イメージング(ＤＷＩ：Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ)が広く実施されている。ＤＷＩでは、大強度で印加時間の長い傾斜磁場パルス(ＭＰＧ：Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ)を印加することにより、水分子の拡散運動を画像化する。最も一般的なＤＷＩのパルスシーケンスは、スピンエコー型のエコープラナーシーケンス（ＥＰＩ：Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）であり、高速撮像法のひとつであるエコープラナー法を用いることで検査時間を短縮することができる。

しかしながら、ＤＷＩシーケンスでは、大強度のＭＰＧを印加することに加え、大強度のリードアウト傾斜磁場を高速でスイッチングする必要があるため、撮像音が問題になっている。騒音レベルは磁場強度や撮影条件によるが、エコープラナー等の高速撮像法では１１５ｄＢ以上に達する場合がある。このようなエコープラナー法に替えて、計測空間で渦巻き状の軌跡に沿ってＭＲ信号を取得するスパイラル法を用いることで、さらに静音化の効果を得ることが期待できる。スパイラル法は高速撮像法のひとつであるが、周波数エンコード方向および位相エンコード方向の傾斜磁場を同時に滑らかに変動させるため、エコープラナー法に比べ、傾斜磁場波形の高周波成分が低くなるためである。

一方、ＤＷＩは生体内の微小な動きを画像化する手法であるため、体動の影響を受けやすく、ＭＲ信号には体動に起因する位相成分が含まれる。これには平行移動や回転といった巨視的な体動だけでなく、脳脊髄液の脈動のような局所的でノンリニアな体動も含まれる。体動の影響は時間とともに変化するため、計測空間データを複数回に分けてサンプリングするマルチショット計測ではショット間で位相差が生じ、アーチファクトの原因となる。このようなアーチファクトを低減するため、ショット間の位相誤差を推定するナビゲータ信号を用いた補正が行われている。非特許文献１には、スパイラル法において、計測空間の中心領域のサンプリング密度を増やし、この中心領域をナビゲータ信号として用いる、セルフナビゲーションの手法が提案されている。

スパイラル法のマルチショット計測では、計測空間の中心領域から周辺部まで渦巻き状の軌跡を、インターリーブ状に配置している。そこで、非特許文献１の手法では、計測空間の中心領域のサンプリング密度を増やすと同時に、計測空間の周辺部（高周波数領域）のサンプリング密度を減らすことで、サンプリング時間の延長、およびそれに起因する画像の歪みを防止している。このため、ナイキスト則を満たすことができず、折り返しアーチファクトが発生する。このアーチファクト発生により、ショット間の位相補正の精度も低下する。

スパイラル法の計測において、折り返しアーチファクトの問題を解決するために、非特許文献２には、像再構成の際に、計測空間データを半径方向に複数の領域に分けて像再構成を行い、足し合わせるという手法が提案されている（非特許文献２）。しかし、この手法では、画像の空間分解能向上に寄与する計測空間の高周波数領域はサンプリング密度が低く、ナイキスト則を満たさないために、再構成後に得られる画像は予め設定した視野よりも小さい視野の画像となる。したがって、各領域から得られた画像を足し合わせた画像では、画像の周辺部分の空間分解能が低いという問題がある。

また特許文献１には、渦巻き状のｋ空間軌跡を半径方向に分割してマルチショット計測する手法が開示されている。この文献では、さらにショット間の位相ずれに対しては本スキャンデータとは別に取得したナビゲーションエコーでｋ空間データを位相補正することが開示されている。しかし特許文献１の手法では、画像空間での位相補正を行っていないため、局所的でノンリニアな体動に対応することができない。

国際公開２０１１／００７６９１号明細書

Ｌｉｕ Ｃ．ｅｔ ａｌ, Ｓｅｌｆ−Ｎａｖｉｇａｔｅｄ Ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ Ｓｐｉｒａｌ （ＳＮＡＩＬＳ）： Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｔｏ Ｈｉｇｈ−Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｔｅｎｓｏｒ Ｉｍａｇｉｎｇ， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ５２：１３８８−１３９６ （２００４） Ｃｕｋｕｒ Ｔ． ｅｔ ａｌ， Ｖａｒｉａｂｌｅ−Ｄｅｎｓｉｔｙ Ｐａｒａｌｌｅｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｐａｒｔｉａｌｌｙ Ｌｏｃａｌｉｚｅｄ Ｃｏｉｌ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｉｅｓ， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ Ｍｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ． ２０１０ Ｍａｙ； ２９（５）： １１７３−１１８１

本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたもので、マルチショットのスパイラル法を用いた撮像において、脈動のようなノンリニアな体動に起因するアーチファクトを低減し、且つ、空間分解能を劣化させることなく、折り返しアーチファクトを低減する技術を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、計測空間を連続する渦巻き状の軌跡に沿って、サンプリングするスパイラル法のＭＲ信号計測において、渦巻き状の軌跡を半径方向に（即ち時間方向に）複数の領域に分割し、マルチショットでメインスキャンデータを計測する。このメインスキャンデータの計測の際に、ショット毎に、複数の領域のうちの所定の領域からナビゲーション信号を計測するとともに、計測空間におけるサンプリング点の配置を、予め与えられた視野に対してナイキスト則を満たす配置とする。

具体的には、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場磁石と、前記静磁場磁石が発生する静磁場内に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、高周波磁場を発生するとともに核磁気共鳴信号を検出する高周波コイルと、所定のパルスシーケンスに従って、前記傾斜磁場コイルおよび高周波コイルを駆動する制御部と、前記高周波コイルが検出した核磁気共鳴信号の信号処理を行う信号処理部と、を備え、前記パルスシーケンスとして、核磁気共鳴信号のサンプリングデータを一つの渦巻き状の軌跡に沿って計測空間上に配置するパルスシーケンスを用いる。前記制御部は、前記一つの渦巻き状の軌跡を半径方向に分割し、前記連続する渦巻き状の軌跡に配置するメインスキャンデータを複数のショットに分けて取得し、ショット毎に、前記計測空間の中央領域を含む渦巻き状の軌跡に配置するナビゲーションデータを取得する制御を行う。

また前記制御部は、前記メインスキャンデータの前記渦巻状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、および前記メインスキャンデータの前記渦巻状の軌跡の半径間の距離が、予め与えられた視野の逆数よりも小さくなるように、前記メインスキャンデータのサンプリング点を設定する。

また本発明の磁気共鳴イメージング装置の制御方法は、複数ショットの核磁気共鳴信号のそれぞれから、渦巻き状の軌跡に沿って前記計測空間の中心を通る領域に配置されるナビゲーションデータを収集し、さらに、計測空間領域を渦巻き状の軌跡に沿って半径方向に分割するように配置されるメインスキャンデータを収集するデータ収集ステップと、前記データ収集ステップで収集した前記ナビゲーションデータに基づき、前記メインスキャンデータから体動による位相誤差を除去する位相補正ステップと、前記位相誤差を除去したメインスキャンデータに基づき、画像再構成を行う画像再構成ステップと、を含み、前記メインスキャンデータ及び前記ナビゲーションデータのサンプリング点は、前記渦巻状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、および前記渦巻状の軌跡の半径間の距離が、予め与えられた視野の逆数よりも小さいことを特徴とする。

本発明によれば、周波数エンコート傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場を滑らかに変化させる、マルチショットのスパイラル法に基づくため、ＤＷＩ撮像に適用したときに、従来のＥＰＩ法のパルスシーケンスに比べ高い静音効果が得られる。さらに、従来のマルチショットスパイラル法におけるセルフナビゲーションと異なり、メインスキャンデータのサンプリング間隔が常にナイキスト則を満たすため、空間分解能を劣化させることなく、折り返しアーチファクトを低減することができる。

また、ショット毎に、計測空間の中心を通る領域に配置されるナビゲーションデータを取得することで、脈動のようなノンリニアな体動に起因するアーチファクトを低減することができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示すブロック図 計算機の機能を説明する図 本発明のＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示す図 第一実施形態で採用するマルチショットスパイラル法のパルスシーケンスの例を示す図 （ａ）〜（ｄ）は、第一実施形態によるショット毎の計測空間の配置例を示す図 第一実施形態による計測空間配置の例を示す図 第一実施形態の計測データの処理の詳細を示す図 （ａ）〜（ｄ）は、第一実施形態によるショット毎のパルスシーケンスの要部を示す図 第一実施形態の変形例の計測空間軌跡の一例を示す図 第一実施形態の変形例の計測データの処理の詳細を示す図 第二実施形態で採用するマルチショットスパイラル法のパルスシーケンスの例を示す図 （ａ）は、従来法のマルチショットスパイラル法のパルスシーケンス例を示す図、（ｂ）は、その計測空間配置例を示す図

以下、図面を参照して、本実施形態のＭＲＩ装置とその動作を説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場発生する静磁場磁石１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、ＲＦ発生部１０６と、高周波磁場を照射しＭＲ信号を検出する送受信コイル１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。送受信コイルは、送信コイルと受信コイルとを別個に備えてもよい。

被検体１０３はたとえば生体であり、静磁場磁石１０１の発生する静磁場空間内の寝台（不図示）に載置される。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５とＲＦ発生部１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場と高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、高周波コイル１０７によって被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生したＮＭＲ信号は、送受信コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波される。検波された信号は計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。計算機１０９で信号処理を行った結果はディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に信号や演算結果、測定条件などを記憶させることもできる。

シーケンサ１０４は、あらかじめプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場および傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンス（撮像シーケンス）と呼ばれる。撮像目的に応じて所定のパルスシーケンスが選択され、実行されることにより、撮像が行われる。本実施形態のＭＲＩ装置では渦巻き状の軌跡に沿ってエコー信号をサンプリングするスパイラル法のパルスシーケンスが用いられる。

計算機１０９は、所定のパルスシーケンスに従ってＭＲ信号（エコー）を計測することをシーケンサ１０４に指示する制御部、及び、ＭＲ信号に対し所定の信号処理や演算を行う信号処理部として機能するもので、ＣＰＵとメモリを備える。またＣＰＵに付随して、ユーザーが撮像方法や撮像条件などを設定するため入力デバイスを備えた入力部１２０を備えることができる。計算機１０９は、所定のプロブラム或いはアルゴリズムで動作し、その機能は、図２に示すように、主として、計測されたエコーをｋ空間に配置するデータ収集部２０１と、ｋ空間に配置されたデータから画像を再構成する画像再構成部２０２と、傾斜磁場パルスの波形を生成するパルスシーケンス算出部２０３とで構成される。但し計算機１０９は、図２に示す機能以外の機能を備えていてもよい。

画像再構成部２０２は、さらにエコー信号の位相補正を行う位相補正部２０２１や、マルチショット計測で得られたデータやそれから再構成した画像を合成する画像合成部２０２３を含む。これらは逆フーリエ変換等の演算を主な機能とする画像再構成部２０２とは別の機能部として計算機１０９内に設けてもよい。

計算機１０９の各部の機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリロードして実行することにより実現される。一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｂｌｅ Ｇａｔｅｄ Ａｒｒａｙ）などのハードウェアで構成することも可能である。また、パルスシーケンス算出部２０３のプログラムは、計算機１０９以外の計算機で実行され、得られた傾斜磁場波形を含むパルスシーケンスを記憶媒体１１１に格納してもよい。

本実施形態のデータ収集部２０１は、ｋ空間データを、連続する渦巻き状の軌跡に沿って収集する。その際、ｋ空間をその中心から周辺部に向かう半径方向に沿って複数の領域に分割し、複数のショットでｋ空間を埋めるデータを計測する（マルチショット計測）。各ショットでは、画像取得のためのメインスキャンデータと、体動を補正するためのナビゲーションデータとを同時に取得する。その際に、エコー信号をサンプリングする際の軌跡に沿ったサンプリング間隔及び渦巻きの半径方向の間隔を、予め設定された画像視野（ＦＯＶ）との関係で決まる所定の値にする。データ収集部２０１が決定するｋ空間の分割の仕方や、サンプリング間隔及び半径方向の間隔は、パルスシーケンス算出部２０３に与えられ、パルスシーケンス算出部２０３が、これらの情報及び入力部１２０を介して指定されたパラメータに基づいて、パルスシーケンスの傾斜磁場パルス波形やサンプリング時間、サンプリング数などを算出し、パルスシーケンスとしてシーケンサ１０４に指示する。

以上の構成を踏まえ、以下、上記ＭＲＩ装置における処理の実施形態を説明する。

＜第一実施形態＞
本実施形態は、本発明をＤＷＩ撮像に適用した実施形態である。本実施形態のＭＲＩ装置の動作を、図３のフローを参照して説明する。

入力部１２０を介して撮像シーケンスの選択や撮像パラメータの設定などを行う（Ｓ１１）。撮像パラメータは、パルスシーケンス算出部２０３が撮像シーケンスを算出するのに必要なパラメータであり、ＴＥ（エコー時間）、ＴＲ（繰り返し時間）、ＦＯＶ（撮像視野）などのほか、ＤＷＩでは、ｂ値やＭＰＧ軸の設定などを含む場合もある。なお撮像パラメータの一部或いは全部は予めデフォルトで設定されていてもよい。またマルチショット計測とするか否か、マルチショット計測の場合にショット数やナビゲーションデータを用いた位相補正を行うか否かの設定を受け付けてもよい。このような設定は、例えば、条件設定画面においてショット間位相補正の有無を受け付けるＧＵＩを表示し、それをユーザーが操作するようにしてもよいし、ＤＷＩ撮像でスパイラルスキャンのパルスシーケンスが選択されると自動的に設定するようにしてもよい。

計算機１０９は、撮像パラメータの設定を受け付けると、パルスシーケンス算出部２０３がパルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスの波形等を計算する（Ｓ１２）。本実施形態の撮像シーケンスはｋ空間を渦巻き状にサンプリングするスパイラル法のマルチショットパルスシーケンスであり、ショット毎にナビゲーションデータを取得する。図４（ａ）に本実施形態で実行されるパルスシーケンスの一例を示す。参考として図４（ｂ）に従来のスパイラル法のパルスシーケンスを示す。

図４において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇ１、Ｇ２はそれぞれ高周波磁場、スライス傾斜磁場、第１の方向の読み出し傾斜磁場、第２の方向の読み出し傾斜磁場であり、ＡＤはエコー信号のサンプリング期間を表わす。横軸は時間である（以下、パルスシーケンス図において同様）。また図４は、１ショット分のパルスシーケンスを示している。

図示するパルスシーケンスでは、まず、スライス選択傾斜磁場パルス３０２と同時に励起用の高周波磁場（ＲＦ）パルス３０１を印加し、スライス選択傾斜磁場パルス３０２の印加量によって決まる所定の領域のスピンを励起する。スライス選択傾斜磁場パルスのリフェイズ傾斜磁場パルス３０３を印加した後、ＲＦパルス３０１印加からＴＥ／２経過後に、スライス選択傾斜磁場パルス３０５と同時に反転ＲＦパルス３０４を印加し、ＴＥ経過後にエコー３１１を発生させる。励起ＲＦパルス３０１と反転ＲＦパルス３０４との間及び反転ＲＦパルス３０４印加後に、拡散強調傾斜磁場パルス（ＭＰＧパルス）３０６、３０７を印加する。図示する例では、ＭＰＧパルスは第１の方向Ｇ１に印加する場合を示しているが、それ以外の軸に印加する場合もある。またＭＰＧパルスの形状は静音化のために立ち上がり立下りがなだらかな形状としているが、静音化を考慮しない場合には矩形パルスであってよい。

エコー３１１の計測は二方向Ｇ１、Ｇ２の読み出し傾斜磁場４０１、４０２を印加しながら、設定されたサンプリング時間３１０に行われる。この二軸の読み出し傾斜磁場４０１、４０２の印加波形はｋ空間に配置されるデータの軌跡（データの配置）から算出される。本実施形態のデータの軌跡は、従来法の傾斜磁場３０８，３０９とは異なり、ｋ空間の中心から周辺領域に至る一つの渦巻き状の軌跡を時間方向に複数に分割したものであり、複数のショットで一つの渦巻き状の軌跡のデータ（メインスキャンデータ）を収集する。また各ショットにおいて、サンプリング時間３１０の前半において、ｋ空間の所定領域、ここでは中央領域で、ナビゲーションデータを計測する。ナビゲーションデータはショット間のずれを補正するために用いられる。

本実施形態の撮像シーケンスのｋ空間軌跡の一例を図５及び図６に示す。図５（ａ）〜（ｄ）は、１〜４ショットまでのｋ空間に配置されるデータの軌跡を示しており、図中、中央のデータ６０１はナビゲーションデータであり、その外側の軌跡上のデータ６０２〜６０５は、画像を再構成するためのデータ即ちメインスキャンデータである。中央領域のデータ６０１と各データ６０２〜６０５とをつなぐ線（軌跡接続部）６０６〜６０９は、ナビゲーションデータ６０１の最後のサンプリング時点の読み出し傾斜磁場波形から、各メインスキャンデータ６０２〜６０５の最初のサンプリング時点の読み出し傾斜磁場波形に移行する間の傾斜磁場強度の遷移に対応し、ここでは直線状に遷移する場合を示している。なお複数のショットのうち１つのショット、例えば１番目のショットで得られる中央領域のデータ６０１は、メインスキャンデータとしても用いられる。

パルスシーケンス算出部２０３は、パルスシーケンスが選択され、撮像パラメータが設定されると、入力部を介して入力された撮像条件をもとに、図５に示すようなｋ空間軌跡となるように読出し傾斜磁場４０１、４０２を含む傾斜磁場波形及びサンプリング時間を算出する（図３：Ｓ１２）。傾斜磁場波形の計算の詳細は後述する。

その後、シーケンサ１０４の制御のもとで撮像が開始され、図４に示すパルスシーケンスの励起ＲＦ３０１からエコー３１１計測までを設定されたＴＲで、所定のショット数、繰り返し、画像再構成に必要なデータを収集する（Ｓ１３）。これにより、最終的に図６に示すようなｋ空間データを得ることができる。図６では、ショット毎のメインスキャンデータの軌跡を異なる線種で示している。ＤＷＩ撮像の場合には、ＭＰＧパルス３０６、３０７の強度（ｂ値）や印加軸を変えて、複数の計測を行い、それぞれ、ｋ空間データを取得する。

こうしてｋ空間データを収集した後、メインスキャンデータを用いて画像を作成する（Ｓ１４）。画像再構成部２０２の処理の流れを、図７を参照して説明する。図７は、ショット毎に得られるｋ空間データのうち一つのｋ空間データの処理を示している。

まず計測データ７００−１〜７００−Ｎ（ハイフン以下の数字は何番目のショットであるかを示す数字、Ｎはショット数であり、特に区別しないときには省略する）に対しグリッディングと呼ばれる座標変換を施し、直交座標データ７００’とする（Ｓ２０）。グリッディングは、非直交系のサンプリングを直交座標に変換する処理で、この後の逆フーリエ変換の処理を高速で行うために行う。またサンプリング密度の不均一により、画像コントラストが影響を受けるため、必要に応じて、計測空間におけるサンプリング密度の分布に応じた信号強度の補正を行う。

次いで、位相補正部２０２１においてメインスキャンデータの位相補正を行う。このため、まず、ショット毎の計測データ７００（グリッディング後のｋ空間データ７００’）に、それぞれ、窓関数を乗算し（Ｓ２１）、ショット毎のナビゲーションデータからなるｋ空間データ７２０−１〜７２０−Ｎを生成する。窓関数はガウス関数などを用いる。次いでｋ空間データ７２０−１〜７２０−Ｎを逆フーリエ変換することにより、ナビゲーション画像（複素画像）７２５−１〜７２５−Ｎを再構成する。一方、メインスキャンデータ７１０についても、各ショットのｋ空間データを逆フーリエ変換することにより（Ｓ２３）、メインスキャン画像（複素画像）７１３を再構成する。

ショット毎に、ナビゲーション画像７２５の位相ψとメインスキャン画像７１３の位相Φを用いて、次式（１）の計算を行い、各ショットのメインスキャン画像７１３の位相を補正する（Ｓ２４）。式（１）中、Φ’_ｉは位相補正後のメインスキャン画像７１５の位相である。

次いで画像合成部２０２３が位相補正後の各ショットのメインスキャン画像７１５を合成し、画像（合成画像）８００を生成する（Ｓ２５）。各メインスキャン画像７１５は、位相補正によって、１ショットの計測と次のショットの計測との間の体動による位相変化が補正されているので、得られる合成画像８００は体動に起因する画質の劣化が抑制されている。

ＤＷＩ撮像では、上述した撮像（図３のステップＳ１３）をＭＰＧパルスの印加条件を変えて繰り返し、ｂ値（拡散強調の度合いを表すパラメータ）の異なる複数の画像８００を得る。そして、これらｂ値の異なる複数の画像間の演算により、拡散強調画像や拡散係数等のパラメータを画素値とする画像を作成する（Ｓ１４）。作成した画像は、他の付帯情報（撮像日時、被検体情報、撮像条件）とディスプレイ１１０に表示することができる（図３：Ｓ１５）。

次に本実施形態のパルスシーケンス算出２０３における傾斜磁場パルス算出の詳細を説明する。

図４（ｂ）に示す一般的なマルチショットのスパイラル法の軌跡は、式（２）で表される。

式（２）中、Ｎshotはショット数、θは螺旋の方位角、ｔは時間である。
そしてこのようなｋ空間軌跡とするための傾斜磁場は、次の式（３）で表すことができる。

式（３）において、γは磁気回転比である。

マルチショットでは、傾斜磁場パルスの位相をショット毎に変えることで、図１２（ａ）に示すように、インターリーブ状にｋ空間をスキャンし、密度の高いｋ空間データを取得する。

しかしこの手法では、ショット間に体動に起因して位相差が生じた場合、アーチファクトの原因となる。ＤＷＩのように生体内の微小な動きを画像化する撮像は、体動の影響を受けやすく、平行移動や回転といった巨視的な体動だけでなく、脳脊髄液の脈動のような局所的でノンリニアな体動も大きな誤差を生じる。

この問題に対し非特許文献１では、ｋ空間の中央領域でサンプリング密度を増やし、中央領域のデータをナビゲータ信号として用いる。この場合の、軌跡は式（４）で表される。

ここでＮはマトリクスサイズ、ρはサンプリング密度、φは時間の関数、τは［１，０］となる時間の関数、ωは２πｎ（ｎは計測空間における渦巻きの巻き数）である。

非特許文献１の手法では、サンプリング密度を中央領域と周辺領域とで変化させており、渦巻の軌跡は、外側に向かうに従って渦巻きの密度が低くなる。このときの傾斜磁場の形状は、図１２（ｂ）に示すような形状となり、サンプリング間隔が拡大している。サンプリング間隔Δｋと画像の視野ＦＯＶとの間には、式（５）に示す関係がある。式（５）からわかるように、サンプリング間隔が拡大すると、予め設定した視野が得られなくなる。これにより、撮像対象の大きさよりも視野が小さくなると折り返しアーチファクトが発生する。

ナビゲーションデータに体動補正を行う場合、この折り返しアーチファクトの部分は補正できないため、さらに画質劣化の要因となる。

これに対し、本実施形態では、図５及び図６に示したように、一つのショットでメインスキャンデータとナビゲーションデータを計測するとともに、メインスキャンデータの軌跡を式（６）で表される軌跡とする。

この式（６）は、式（２）においてＮshot＝１と置いたものであり、渦巻き状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、及び渦巻きの半径間の距離が式（５）の関係を満たしている。本実施形態では、さらに、この軌跡を時間方向に分割して各ショットに割り当てる。この場合、ｎ番目のショットの軌跡は次のようになる。

式中、Ｔ_０は、ナビゲーション信号のサンプリング時間、Δｔ_ｎはｎ番目のショットのメインスキャン信号のサンプリング時間を表す。各ショットのΔｔ_ｎは，必ずしも等しい必要は無い。また，ｔ_ｎは式（６）で表わされるメインスキャンデータの軌跡を時間方向（半径方向）に分割する際、ｎ番目の軌跡の最も内側の点を与える時刻である。さらに、ｋ空間の最も内側に位置する1番目のショットの場合、ｔ_１は式（８）を満たす。

ただし、Ｋ_Ｎはｔ＝Ｔ_０におけるナビゲーション信号の軌跡である。２番目以降のショットの場合、ｔ_ｎはたとえば次のようになる。

式（７）の上段はナビゲーションデータを配置する中央領域の軌跡を表しており，式（４）で表わされる軌跡の一部を用いている。このナビゲーションデータの軌跡は，式（６）の一部を用いることもできる。その場合、ｎ番目のショットの軌跡は次のようになる。

式（7）または式（１０）において，ナビゲーション信号のサンプリング時間Ｔ_０は、たとえば全サンプリング時間の三分の一以下とする，或いは中央領域の軌跡が全軌跡の最大半径の数％〜１０数％程度となるように定める。

式（７）または式（８）により、図５（ａ）〜（ｄ）に示したように、各ショットの最終的な軌跡が定まる。このような軌跡上にデータを配置するための読み出し傾斜磁場の波形は、式（７）または式（８）で定義されるｋ（ｔ）を式（３）に代入することにより算出できる。パルスシーケンス算出２０３が算出した読み出し傾斜磁場パルスの波形９０１〜９０８を図８に模式的に示す。

図８に示すように、本実施形態では、１つのエコーのサンプリング時間３１１の前半（０＜ｔ≦Ｔ_０）で中央領域に相当する傾斜磁場パルスを高い密度のサンプリング間隔となるように印加し、その後（Ｔ_０以降）、その外側のメインスキャンデータを収集するための傾斜磁場パルスを所定のサンプリング間隔となるように印加する。これにより、図６に示したようなナビゲーションデータとメインスキャンデータとからなるｋ空間データが得られる。これを用いて画像を作成する手順は、図７を参照して前述したとおりである。

以上、説明したように本実施形態によれば、位相折返しを生じない渦巻き軌跡のサンプリング間隔及び半径間距離の条件のもと、軌跡を時間方向に分割するマルチショット計測を行うとともに、各ショットにおいて同一のｋ空間領域（ｋ空間中心を含む領域）のナビゲーションデータを取得する。これにより、サンプリング時間を長引かせることなく、ショット間の体動を補正するためのデータを取得することができ、しかも設定したＦＯＶにおいて位相折返しアーチファクトの発生を防止し、正確な体動補正を行うことができる。結果として、微細な或いはノンリニアな体動の影響を受けやすいＤＷＩにおいて、結果画像やそれから算出される計算画像等の精度を向上することができる。
なお渦巻き状の軌跡は、連続する渦巻き状の軌跡であってもよいし、不連続な渦巻き状の軌跡でもよい。

＜第一実施形態の変形例＞

以上説明した第一実施形態では、中央領域の軌跡と、時間方向に分割した複数の周辺領域とをそれぞれ直線的な軌跡となるように接続したが、図９に示すように、軌跡接続部６０９をスパイラル曲線のような滑らかな曲線としてもよい。特に中央領域のデータ配置終点と、外周領域のデータ配置開始点との差が大きいショットにおいて、接続部を曲線にすることにより、傾斜磁場強度の急峻な変化を抑制し、例えば、傾斜磁場強度が発生する騒音を低減することができる。

また上記第一実施形態では、ショット毎に、ナビゲーションデータから再構成したナビゲーション画像７２５の位相を用いて、メインスキャン画像７１３の位相を補正した後、位相補正後のメインスキャン画像７１５を合成したが（図７）、図１０に示すように変更することも可能である。即ち、画像空間で各ショットのメインスキャン画像をナビゲーション画像で位相補正することは図７と同じであるが、その後、位相補正後のメインスキャン画像７１５をフーリエ変換しｋ空間データ７１７に戻し（Ｓ２６）、各ショットのｋ空間データを合成する（Ｓ２７）。合成ｋ空間データ７５０に対しを逆フーリエ変換し、像再構成する（Ｓ２８）。

また第一実施形態では位相補正を画像空間で行ったが、ノンリニアではない並進運動や回転運動については、公知の計測空間での位相補正を行ってもよい。例えば、並進運動の場合、ｋ空間における位相のオフセットとなるので、各ショットのｋ空間中心の位相差がゼロになるようにｋ空間全体からの位相オフセットを補正する。また回転運動の場合は、ｋ空間においては位置ずれとなるので、ｋ空間データのピーク値をｋ空間中心に戻す。

＜第二実施形態＞
本実施形態は、心臓を含む胸部の撮像に拡散強調を伴わないマルチショットのスパイラル法を適用した実施形態であり、装置構成及び計測空間上の軌跡は、基本的に第一実施形態と同様である。胸部のＭＲＩ撮像における心臓の動きは、単純な並進運動や回転運動では表わすことのできない、局所的な動きを伴う体動であり、ＤＷＩにおける脈動と同様に画像空間におけるノンリニア位相補正を必要とする。

本実施形態で採用する胸部のマルチショット撮像に適用した場合のパルスシーケンスの一例を図１１に示す。図１１において、図４で示す要素と同じ要素は同じ符号で示し重複する説明は省略する。このパルスシーケンスは、ＭＰＧパルス３０６、３０７が印加されないことを除き、図４に示すパルスシーケンスと同様であり、サンプリング時間３１０の前半でナビゲーションデータを取得し、後半でシングルショットの渦巻き軌跡を時間方向に分割した一部の軌跡についてメインスキャンデータを取得する。ショット毎に後半の傾斜磁場パルス強度を変えて、順次、渦巻き軌跡の外側に配置するデータを取得する。

分割した全ての軌跡の部分のデータを取得した後、グリッディング処理を行って、データを直交座標に変換し、中央領域のナビゲーション信号と、メインスキャンデータとをそれぞれ逆フーリエ変換すること、ナビゲーション画像の位相を用いてメインスキャン画像を位相補正すること、各ショットの位相補正後画像を加算し、ショット間の位相ずれのない画像を得ることは第一実施形態と同様である。

以上説明したように本実施形態によれば、ノンリニアな位相ずれを生じやすい胸部撮像において、サンプリング時間の延長による画像の劣化を防止しながら、セルフナビゲーションのマルチショット計測を行うことができ、位相ずれの解消と折り返しアーチファクト発生防止を共に達成することができる。

なお上述した各実施形態において、ナビゲーションデータを取得する中央領域のサンプリングとその外側のサンプリングの順序を前者が先で後者が後の場合を例示したが、サンプリングの順序はそれに限定されるものではなく、例えば計測空間でのサンプリングの順序を逆向きにして、計測空間の外側から内側に向かう軌跡に沿って信号を発生させても良い。

また各実施形態において、１ショットで１エコーを計測するパルスシーケンスを採用する場合を説明したが、１ショットで複数エコーを計測するマルチエコー計測に適用することも可能である。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：静磁場磁石、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：ＲＦ発生部、１０７：高周波コイル、１０８：受信器、１０９：計算機（制御部、信号処理部）、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、２０１：データ収集部、２０２：画像再構成部、２０３：パルスシーケンス算出部、２０２１・・・位相補正部、２０２３・・・合成画像算出部。

Claims (12)

1. 静磁場を発生する静磁場磁石と、前記静磁場磁石が発生する静磁場内に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、高周波磁場を発生するとともに核磁気共鳴信号を検出する高周波コイルと、所定のパルスシーケンスに従って、前記傾斜磁場コイルおよび高周波コイルを駆動する制御部と、前記高周波コイルが検出した核磁気共鳴信号の信号処理を行う信号処理部と、を備え、
   前記パルスシーケンスは、核磁気共鳴信号のサンプリングデータを一つの渦巻き状の軌跡に沿って計測空間上に配置するパルスシーケンスであり、
   前記制御部は、前記渦巻き状の軌跡を半径方向に分割し、前記一つの渦巻き状の軌跡に配置するメインスキャンデータを複数のショットに分けて取得し、ショット毎に、前記計測空間の所定領域を含む渦巻き状の軌跡に配置するナビゲーションデータを取得する制御を行う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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ナビゲーションデータを配置する所定領域は、前記計測空間の中心を含む領域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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、前記メインスキャンデータの前記渦巻状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、および前記メインスキャンデータの前記渦巻状の軌跡の半径間の距離が、予め与えられた視野の逆数よりも小さくなるように、前記メインスキャンデータのサンプリング点を設定す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１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、前記ナビゲーションデータの前記渦巻状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、および前記ナビゲーションデータの前記渦巻状の軌跡の半径間の距離が、予め与えられた視野の逆数よりも小さくなるように前記ナビゲーションデータのサンプリング点を設定す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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記複数のショットの少なくとも１のショットで取得したナビゲーションデータは、前記メインスキャンデータを兼ね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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、前記計測空間の軌跡を用いて前記傾斜磁場パルスの波形を算出するパルスシーケンス算出部を有し、
   前記制御部は、前記パルスシーケンス算出部が算出した傾斜磁場パルス波形を含むパルスシーケンスに従い、前記傾斜磁場コイルを駆動す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６に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記パルスシーケンス算出部は、前記メインスキャンデータが配置される渦巻き状の軌跡の端部と、前記ナビゲーションデータが配置される渦巻き状の軌跡の端部とを接続する接続部について、接続部の形状をもとに傾斜磁場パルス波形を算出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７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記接続部の形状は、直線又は曲線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１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、同一ショットで取得したナビゲーションデータを用いて、メインスキャンデータの位相を補正する位相補正部を備え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９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記位相補正部は、ショット毎に、前記メインスキャンデータを再構成したメインスキャン画像の位相から、前記ナビゲーションデータを再構成したナビゲーション画像の位相を差分することにより前記メインスキャン画像を位相補正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１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記信号処理部は、ショット毎に前記位相補正部で補正した後のメインスキャン画像を加算し、合成メインスキャン画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 複数ショットに分けて計測空間に配置するデータを収集する磁気共鳴イメージング装置の制御方法であって、
    複数ショットの核磁気共鳴信号のそれぞれから、渦巻き状の軌跡に沿って前記計測空間の中心を通る領域に配置されるナビゲーションデータを収集し、さらに、計測空間領域を渦巻き状の軌跡に沿って半径方向に分割するように配置されるメインスキャンデータを収集するデータ収集ステップと、
    前記データ収集ステップで収集した前記ナビゲーションデータに基づき、前記メインスキャンデータから体動による位相誤差を除去する位相補正ステップと、
    前記位相誤差を除去したメインスキャンデータに基づき、画像再構成を行う画像再構成ステップと、を備え、
    前記メインスキャンデータ及び前記ナビゲーションデータのサンプリング点は、前記渦巻状の軌跡に沿ったサンプリングピッチ、および前記渦巻状の軌跡の半径間の距離が、予め与えられた視野の逆数よりも小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。

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