JP6095669B2

JP6095669B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法

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Publication number: JP6095669B2
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Inventors: 致知濱田; 昇一宮脇
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Description

この発明は、高速スピンエコー法に基づくパルスシーケンスを搭載した磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)において、1回のRF励起後に連続して収集されるエコーについて、エコー毎に含まれる誤差磁場の影響を排除する技術に関する。

MRI装置では、撮像対象や画像種に対応して種々のパルスシーケンスが用いられている。それらパルスシーケンスのうち高速スピンエコー法(FSE法)と呼ばれるパルスシーケンスは、その撮像時間の短さと撮像可能な画像種の多様さのため広く用いられている。

FSE法では、90°RFパルスによる1回のスピンの励起後に、発生するエコーを複数の180°RFパルスを用いて繰り返し反転することで複数のスピンエコーを得る。これらエコーを発生させるためのRFパルスと、エコーをエンコードする傾斜磁場パルスには高度で正確な制御が要求される。FSE法を実現するためのソフトウェアであるパルスシーケンスには、理想的なRFパルスと傾斜磁場パルスの強度及びタイミングが記述されている。しかし実際にハードウェアによって発生される傾斜磁場パルス及びRFパルスには誤差が生じるため、理論通りのパルスシーケンスを静磁場空間内で実現することは難しい。このため各エコーは磁場誤差を含むこととなり、それを用いた画像にはアーチファクトを生じる。

この問題については種々の改善策が提案されている。例えば非特許文献1や特許文献1には、プリスキャンによってリファレンスデータを取得し、その結果を用いてパルスシーケンスを調整することで、生データ自体を可能なかぎり理想に近い状態で収集する方法が提案されている。この方法は、具体的には、第1段階で、位相エンコードを用いない変形されたFSEパルスシーケンスを用いたプリスキャンにより第1エコーと第2エコーを計測し、これらエコーの位相差を求め、その位相差を最小化するように180°RFパルスを調整する。次に第2段階として、同様のプリスキャンで計測した第1エコーと第2エコーの位相プロファイルの傾斜の差を求め、この位相差を最小化するように読出し傾斜磁場を補正するというものである。

米国特許第5378985号明細書

R.Scott Hinks etc.,"Fast Spin Echo Prescan for Artifact Reduction", Soc. Magn. Reson. Abstract,1995;3:634

上述のようなパルスシーケンス自体を調整する技術では、エコートレインの全エコーに一定の誤差が生じていることを前提として一様な調整を行うため、例えば、エコートレイン内のエコー毎に異なる誤差が生じている場合には対応することができない。また精度の良い調整を行うためには、プリスキャンを繰り返す必要があり撮像時間の延長を招くことになる。

またエコーに生じる誤差には、撮像対象が設置されている撮像空間(実空間)の位置に依存して異なる誤差成分が含まれるが、エコー自体は撮像対象の励起部分全体から発せられる一つの信号であるので、位置に依存して異なる誤差成分を分離することはできない。
仮にその誤差成分を計測できたとしても、傾斜磁場やRFの空間分布を局所的に変化させることは困難であり位置に依存して異なる誤差成分に対応することが難しい。

本発明は、エコートレイン内の各エコーが異なる誤差を有している場合にも、エコー間の不連続性がk空間において大きな誤差となることを極力回避し、k空間の不連続性によって再構成画像に生じるアーチファクトを低減することを課題とする。

上記課題を解決するため本発明のMRI装置は、高周波磁場発生部、傾斜磁場発生部及び受信部を制御して撮像を制御する制御部が、1回のRF励起後にスピンの反転を利用して複数のエコーを収集する高速スピンエコー法のパルスシーケンスを実行する際に、1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相特性を用いて、前記複数のエコーが配置されるk空間における配置順序を制御する。配置の制御は、少なくともk空間の中心近傍において、エコー間の位相差が小さいエコー同士が隣接するように行う。

各エコーの位相特性は、前計測によって求めることができる。前計測には、位相エンコードを用いない高速スピンエコー法のパルスシーケンスを用いることができる。前計測の代わりに、高速スピンエコーに特有の位相特性を利用することもできる。

k空間の配置順序をエコートレインのエコー毎に制御することによって、個々のエコーに内在する磁場誤差をk空間内に分散させて配置することができ、磁場誤差に基づくエコー間の位相差(k空間の不連続性)や位相差の累積によって生じる画像のぼけ(Blurring)を解消することができる。

本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示すブロック図本発明のMRI装置で実行されるFSE法の基本的なパルスシーケンスを示す図本発明のMRI装置が対象とする位相誤差を説明する図で、(a)はエコー毎の位相誤差がない状態、(b)は位相誤差が生じている状態を示し、それぞれ、右側の図はk空間データ、左側の図はk空間データを周波数方向にフーリエ変換した後のデータを示す。第一実施形態の制御部の処理手順を示すフロー図。第一実施形態の制御部の機能ブロック図。第一実施形態における前計測のパルスシーケンスの一例を示す図。第一実施形態による配置順序制御の効果を説明する図で、(a)は配置順序制御を行わない場合、(b)は配置順序制御を行った場合である。第一実施形態による配置順序制御の効果を示す図で、(a)は配置順序制御を行わない場合、(b)は配置順序制御を行った場合である。第一実施形態の変更例1の処理手順を示すフロー図マルチショット撮影時のk空間分割の例を示す図。第二実施形態におけるk空間配置順序制御を説明する図で、(a)は一般的なセントリックオーダリングによるk空間配置、(b)は第二実施形態によるk空間配置を示す。第四実施形態によるk空間配置を示す図。第五実施形態の機能ブロック図。第五実施形態による表示部の画面の一例を示す図。

以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。まず本発明が適用されるMRI装置の概要とこのMRI装置で実行される高速スピンエコー法(FSE法)のパルスシーケンスを、図1及び図2を参照して説明する。

図1に示すMRI装置は、主な構成として、静磁場発生磁気回路2と、傾斜磁場発生部3と、送信部5と、受信部6と、信号処理部7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8と、操作部(ユーザーインターフェイス部)9とを備えている。

静磁場発生磁気回路2は、被検体1が置かれる空間に均一な静磁場を発生させるもので、図示していないが永久磁石方式又は常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。静磁場の向きによって、被検体の体軸と平行な水平磁場方式、体軸と直交する垂直磁場方式がある。

傾斜磁場発生部3は、X、Y、Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源32とから成り、シーケンサ4からの命令にしたがってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源32を駆動することにより、任意の三軸方向の傾斜磁場Gs、Gp、Gfを被検体1に印加することができる。この傾斜磁場の加え方により、被検体1に対するスライス面を設定することができ、またエコーをエンコードし位置情報を付与する。

送信部5は、シーケンサ4から送出される高周波磁場パルスにより被検体1の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射するもので、高周波発振器51と、変調器52と、高周波増幅器53と、送信側の高周波コイル54とを備え、高周波発振器51から出力された高周波パルスを高周波増幅器53で増幅した後に被検体1に近接して配置された送信側の高周波コイル54に供給することにより、電磁波(高周波信号)が被検体1に照射されるようになっている。

受信部6は、被検体1の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル61と、増幅器62と、直交位相検波器63と、A/D変換器64とを備え、送信側の高周波コイル54から照射された電磁波による被検体1の応答の電磁波(NMR信号)を被検体1に近接して配置された受信側の高周波コイル61で検出し、増幅器62及び直交位相検波器63を介してA/D変換器64に入力してディジタル量に変換し、さらにシーケンサ4からの命令によるタイミングで直交位相検波器63によりサンプリングされた二系列の収集データとし、信号処理部7に送る。

信号処理部7は、受信部6で検出したエコーを用いて画像再構成演算を行うと共に画像表示をするもので、エコーについてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理及びシーケンサ4の制御を行うCPU8と、メモリ部71(RAM)、72(ROM)と、データ格納部73(磁気ディスク)、74(光ディスク)と、ディスプレイ75とを備えている。メモリ部は、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶するROM(読み出し専用メモリ)72と、前計測で得た計測パラメータや受信部6で検出したエコー、及び関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶するRAM(随時書き込み読み出しメモリ)71などから成る。データ格納部は、CPU8で再構成された画像データを記録するもので、例えば光ディスク74や磁気ディスク73などを備える。ディスプレイ75は、光磁気ディスク73又は磁気ディスク74から読み出した画像データを映像化して断層像として表示する。

信号処理部7は、受信部6で検出したエコーを用いて画像再構成演算を行うと共に画像表示をするもので、エコーについてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理及びシーケンサ4の制御を行うCPU8と、メモリ部71(RAM)、72(ROM)と、データ格納部73(磁気ディスク)、74(光ディスク)と、ディスプレイ75とを備えている。メモリ部は、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶するROM(読み出し専用メモリ)72と、前計測で得た計測パラメータや受信部6で検出したエコー、及び関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶するRAM(随時書き込み読み出しメモリ)71などから成る。データ格納部は、CPU8で再構成された画像データを記録するもので、例えば光ディスク74や磁気ディスク73などを備える。ディスプレイ75は、磁気ディスク73又は光ディスク74から読み出した画像データを映像化して断層像として表示する。

次に、このMRI装置が実行するパルスシーケンスについて説明する。パルスシーケンスには撮像法に応じて多種のパルスシーケンスがあり、プログラムとしてメモリ部に記憶されており、撮像に際し、メモリ部に記憶されたパラメータやユーザーが設定したパラメータとともにシーケンサ4に読みだされて実行される。本発明の各実施形態では、そのようなパルスシーケンスの一つとしてFSE法のパルスシーケンスが実行される。

図2に、FSE法の基本的な2Dパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスでは、図示するように、被検体1内の所定の核スピン、通常プロトンを励起するRFパルス201を被検体1に印加する。RFパルス201のフリップ角は例えば90°であり、以下では励起RFパルス或いは90°RFパルスという。この90°RFパルス201を被検体1に印加した後、エコー時間TEに対しTE/2のタイミングで励起スピンを反転させるRFパルス202を被検体1に印加する。このRFパルス202は反転パルス或いは180°RFパルスと呼ばれる。180°RFパルス印加後、時間TE/2が経過した時点で被検体1からのエコーecho1を収集する。

以下、同一の時間間隔IETで180°RFパルスを被検体1に印加し、180°RFパルス間で被検体1からのエコーecho2、echo3・・・を計測する。なお図2では、代表的に3つの180°RFパルスを示しているが、180°RFパルスの数はスピンの縦緩和時間内で任意に設定することができ、1回の励起RFパルス後に全位相エンコードのエコーを計測(シングルショット)することもできるし、励起を繰り返し、全位相エンコードのエコーを複数回の励起で計測(マルチショット)することも可能である。1回の励起後に収集されるエコー群をエコートレインという。

また図2のパルスシーケンスでは、傾斜磁場として、RFパルス201、202の印加時にスライスを選択する傾斜磁場Gs210が印加され、エコー計測時に周波数エンコード方向の傾斜磁場Gf230が印加される。さらに各エコーを位相エンコードする傾斜磁場Gp220とリフェイズのための傾斜磁場Gp221が印加される。3D撮像の場合には、スライス選択方向の軸にエンコードを行う傾斜磁場印加が追加される。またk空間を放射状にスキャンするラジアルスキャンでは、位相エンコード方向の傾斜磁場と周波数エンコード方向の傾斜磁場とが組み合わせられて、エコーのエンコードと読出しとが行われる。

その他、図2には示していないが、90°RFパルスの前に特定のスピン、例えば脂肪組織のスピンを飽和させるプリパルスや反転させるIRパルスなどを追加することも可能である。

このようなパルスシーケンスの実行によって計測されたエコー(サンプリングデータ)をメモリ空間に並べたものがk空間データとなる。説明を簡単にするために、図2に示す2Dパルスシーケンスで説明すると、k空間は横軸を周波数エンコード方向、縦軸を位相エンコード方向とする二次元平面であり、パルスシーケンスにおいてエコー毎に付与される位相エンコード量、即ち印加される位相エンコード傾斜磁場の強度がk空間における配置順序を決定する。図2に示すパルスシーケンスでは、配置順序はセントリックオーダーであり、RF励起後の1番目のエコーから順に位相エンコード量が所定の増量分ずつ増加する。これによりエコーはk空間の中心から順に高周波領域に向かって配置される。本発明のMRI装置は、このk空間の配置順序、即ちエコートレインの各エコーに印加するエンコード傾斜磁場の印加ステップを調整することを特徴としている。

以上説明したMRI装置の構成とそれが実行するパルスシーケンスを踏まえて、本発明の各実施形態を説明する。

＜第一実施形態＞
本実施形態のMRI装置は、制御部が、1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相特性を用いて、複数のエコーが配置されるk空間における配置順序を制御する。k空間へのエコーの配置順序の制御は、位相エンコード傾斜磁場の印加量の制御を介して行う。複数のエコーの位相特性を計測するための前計測部と、前計測部で取得した複数のエコーの位相と基準位相との差を算出し、基準位相との位相差が小さい順に複数のエコーが並ぶ配置順序を決定する位相計算部を備える。基準位相は、例えば、RF励起後の1番目に収集されるエコーの位相値を用いることができる。或いは、基準位相は、1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相の平均値を用いることができる。

配置順序の制御は、位相計算部が決定した配置順序に従い、FSE法のパルスシーケンスで計測した複数のエコーをk空間に配置することにより行うものである。例えば、RF励起後の1番目に収集されるエコーを前記k空間の中心または最も中心に近い位置に配置し、2番目以降のエコーを位相計算部が決定した配置順序に従い、k空間に配置することができる。

まず本実施形態のMRI装置が対象とするエコーの磁場誤差について説明する。

図2に示したようなパルスシーケンスにおいて、180°RFパルスの反転毎に収集される各エコーは、90°RFパルス印加を起点とした計測タイミングや、180°RFパルスの反転回数が異なることからエコー毎に異なる誤差を含むことになる。この誤差には、計測前までのパルスシーケンスで蓄積された傾斜磁場パルス及びRFパルスの印加量誤差や、渦電流による不要磁場に起因する誤差などを含む。通常、エコーは周波数エンコード傾斜磁場の中心で強度が最大となるように制御され、これらエコーを配置したk空間では、図3(a)の左図に示すように、k空間の周波数エンコード方向の中心にエコーピークが並ぶ。このようなk空間データを周波数エンコード方向にフーリエ変換して位相情報に変換すると、(a)の右図に示すように、位相はk空間全体に亘って均一な位相となる。

しかし、エコーに上述したような誤差があると、周波数エンコード傾斜磁場に対するエコーピークの位置が異なり、k空間データは、図3(b)に示すようにエコーピークが周波数エンコード方向の中心からずれたエコーを含むことになる。このようなk空間データを周波数エンコード方向にフーリエ変換すると、エコーによって位相の傾きが異なり、エコー間に不連続性を生じる。各エコーの位相誤差φは、一般式(1)で表すことができる。

［数１］
φ＝φ₀＋φ₁ｒ＋φ₂ｒ²＋・・・・・・（１）
式中、rは傾斜磁場中心からの距離、φ₀は位置に依存しない位相誤差(0次誤差)、φ₁rは距離に一次依存する位相誤差、φ₂r²は距離に二次依存する位相誤差である。

このうち全てのエコーに生じる0次の誤差即ちオフセット的に乗る誤差については、パルスシーケンスの調整により除去することが比較的容易であるが、2番目以降のエコーに生じ、且つ蓄積していく誤差はパルスシーケンスの調整だけでは容易に解決できない。

本実施形態は、エコー毎に蓄積され、エコーによって異なる誤差や、撮像対象の撮像空間における位置に依存して生じる誤差を対象とし、k空間へのエコー配置順序を制御することによって、誤差をk空間に分散させる或いは平均化して、実質的に誤差を除去した状態と同様の効果を得る。

k空間へのエコー配置順序を制御する制御部(CPU8)の処理手順と機能ブロック図を図4及び図5に示す。

図5に示すように、制御部80は、前計測制御部81、位相計算部82、シーケンス制御部(配置順序制御部)83、及び、ユーザーインターフェイス部(UI部)84を備える。前計測制御部81は、UI部84からの指示に従い、所定の前計測のパルスシーケンスを決定し、シーケンス制御部83を介して、前計測を実行するようにシーケンサ4に指令を送る。位相計算部82は、前計測で取得したエコーを用いて、本撮像で取得するエコーのk空間配置順序を決定する。前計測制御部81及び位相計算部82は、FSE法に基づくパルスシーケンスにおける各エコーの位相特性を取得するための手段(位相特性取得部)である。シーケンス制御部83は、前計測や本撮像のパルスシーケンスを決定し、決定されたパルスシーケンスに従い前計測や本撮像が実行されるようにシーケンサ4に指令を送るものである。

本実施形態では、k空間への配置順序がセントリックオーダーである場合を基本とし、各エコーの位相特性を考慮した配置順序の制御を行う。

まず撮像方法として、FSE法のパルスシーケンスが選択されると、このパルスシーケンスにおいて1回のRF励起後に収集されるエコーの位相特性を計測するための前計測を行う(ステップS401)。

前計測のパルスシーケンスは、被検体1のMR画像を得るための撮像(本撮像)のパルスシーケンスと同じFSE法のパルスシーケンスであるが、位相エンコード傾斜磁場は印加しない。つまり図2に示すような2Dパルスシーケンスであれば、Gpは省略される。前計測のパルスシーケンスの一例を図6に示す。従って、この前計測の各エコーは位相エンコード以外の条件(リードアウト傾斜磁場パルス及びRFパルスやその他の外部磁場の影響)が本撮像のパルスシーケンスと同一の条件で収集される。なお前計測は、1回だけ行ってもよいし、2回以上行った結果を加算してもよい。加算する場合は、前計測を行うことによる撮像時間の延長と結果の精度向上とのトレードオフとなり、いずれかをユーザーが選択するようにしてもよい。

次に前計測により収集された複数のエコーecho1〜echoN(Nは1回の励起後に収集されるエコーの数＝エコートレイン数)の位相特性を求める(ステップS402)。このため、計測したエコーを周波数エンコード方向にフーリエ変換し、周波数方向にのみ実空間化したデータ(x-kyハイブリッドデータ)を得る(ステップS402-1)。このハイブリッドデータは複素データであり、その実部と虚部とを用いて角度即ち位相を計算することができる(ステップS402-2)。

複数のエコーのうち励起後最初に収集されるエコーecho1の位相を基準位相とし、この基準位相に対する2番目以降のecho2〜echoNの位相差を計算する(ステップS402-3)。この位相差が各エコーの位相特性である。

次に複数のエコーを、1番目のエコーから順に位相差(絶対値)が小さい順に並べ替える。この順番に従い、本撮像におけるエコーの配置順序を決定する(ステップS403)。

例えば、1番目のエコーとの位相差が最も小さいエコーが5番目のエコーだとすれば、本撮像において5番目に収集するエコーがk空間において1番目のエコーの隣に配置されるように、5番目のエコーの位相エンコード傾斜磁場を設定する。同様に、1番目のエコーとの位相差が5番目のエコーの次に小さいエコー(n番目のエコーとする)は、k空間において5番目のエコーの隣に配置されるように位相エンコード傾斜磁場を設定する。これにより、隣接するエコー間の位相差を最小にするようなk空間配置となる。

次にFSE法の本撮像を実行する(ステップS404)。本撮像では、エコートレインの1番目からN番目までのエコーが、ステップS403で決定された配置順序でk空間に配置されるような位相エンコードの増量(印加ステップ)でパルスシーケンスを繰り返し、k空間データを収集する。最後にこのk空間データを2Dフーリエ変換し、画像を再構成する(ステップS405)。

上記処理によって得られるk空間データを、図7(b)に模式的に示す。エコー毎に位相誤差が存在するエコーを、k空間配置順序を制御することなく基本のセントリックオーダーで収集した場合には、図7(a)に示したように、エコーピーク位置がずれており、このようなデータを周波数エンコード方向にフーリエ変換した後のデータは、位相の傾きがエコー毎に異なりエコー毎に不連続を生じるのに対し、配置順序を制御した場合には、隣接するエコー間で位相の差が最小になっているので、画像に与える不連続性の影響を最小限にとどめることができる。これにより、k空間データをフーリエ変換することにより得られる画像では、エコー間の位相段差に起因する画像のぼけが解消される。

図8(a)、(b)に、本実施形態により得られた画像((b)の左図)とプロファイル((b)の右図)及び本実施形態を適用しない場合の画像((a)の左図)とプロファイル((a)の右図)を示す。図8(a)、(b)において、右図のプロファイルは、左図の点線で示す位置のプロファイルである。図8(a)に示す画像では、プロファイルにおいて実像の信号の他に小さい凹凸が生じており余分な信号となっているが、配置順序を制御した図8(b)の画像では、ほぼ消失し、画質が向上している。

本実施形態によれば、FSE法のパルスシーケンスに伴うエコー間の位相差を取り除くのではなく、平均化してk空間に分散させることにより、位相差を補正するための演算やパルスシーケンスの調整等を不要とし、容易にアーチファクトを解消することができる。

＜変更例1＞
FSE法のパルスシーケンスにおいて、短TE撮像を行う場合にはRF励起後の1番目に取得されるエコーをk空間の中心に配置するセントリックオーダーを採用する。また、前述の位相差は、1番目に取得されるエコーと、2番目に取得されるエコーの間の差が全エコー中最も大きくなることが多い。このため第一実施形態では、セントリックオーダーを基本として配置順序を制御する場合を説明した。しかし、本実施形態は、セントリックオーダーに限らず、それ以外の配置順序の場合にも適用することができる。その場合には、1番目のエコーの位相を基準とするのではなく、k空間の中心に配置される任意のエコーを基準とすることができる。また複数のエコーの位相の平均値を基準としてもよい。複数のエコーの位相の平均値を基準位相とする場合の手順を図9に示す。図9中、図4に示すステップと同じ処理内容のステップは同じ符号で示している。

ここでも本撮像と同様の、但し位相エンコードを用いないパルスシーケンスを用いて前計測を行い、複数のエコーを得ること及びこれらエコーをフーリエ変換し位相を計算することは、図4のステップS401、S402-1、S402-2と同様である。次に、各エコーの平均値を計算し、この平均値を基準位相とする(ステップS411)。各エコーの位相と基準位相の差を計算する(ステップS412)。そして、各エコーを基準位相との位相差が小さい順に並べ替える(ステップS413)。この順序がk空間の配置順序となる。例えば、前計測において基準位相との位相差が最も小さいエコーが、2番目のエコーであれば、本撮像のパルスシーケンスでRF励起後2番目に収集されるエコーをk空間の中心に配置するように位相エンコードを設定する。次に位相差が小さいエコーが、k空間上でその2番目のエコーの隣となるように、位相エンコードを設定する。以下、同様にステップS413の並べ替えたエコーの順序に従い、k空間に配置されるように位相エンコードを設定していく。

こうして決定された配置順序に従い、本撮像を行い、画像再構成すること(S404、S405)は第一実施形態と同じである。

この変更例では、1番目に計測されるエコーがk空間の中心に配置されるとは限らないが、位相誤差を平均化し画像ぼけを抑制する効果は同様に得られる。なおこの変更例において、k空間の配置順序制御において1番目のエコーをk空間の中心に配置するという条件を付加しておくことも可能である。

＜変更例2＞
第一実施形態では、図2のパルスシーケンスがシングルショットかマルチショットかの区別をせずに説明をしたが、この変更例2では、k空間全体を埋める複数のエコーを、1回の励起後に全て収集するのではなく、複数回の励起で収集するマルチショットの場合を説明する。マルチショットの場合には、ショット毎に位相エンコードを設定する必要があるが、前計測は1回行えばよく、この前計測によって得られたエコーの位相特性からエコーの配置順序を決定することは第一実施形態と同じである。

マルチショットでは、セントリックオーダーの場合、ショット毎にk空間における計測開始位置をずらしながら、各ショットでk空間の中心側から高周波側に計測することが一般的である。

例えば、図10に示すように、1回目のショットで、位相エンコード1、6、11、・・・のエコーを計測し、2回目のショットでは位相エンコード2、7、12・・・のエコーを計測し、3回目のショットでは位相エンコード3、8、13・・・のエコーを計測する。図中、同一のショットで収集されるエコーは同一の線種で示している。このような場合には、一つのショット内で計測された複数のエコーは、k空間において互いに隣接することなく、複数のエコー置きに配置されることになる(前掲の例では5エコー置きになる)が、配置の順序はステップS403(或いはステップ413)で各エコーの位相特性から決定された配置順序に従って、エコーが配置されるように制御すればよい。

つまり1回目のショットで取得する位相エンコード1、6、11のエコーは、例えば1番目のエコーを位相エンコード1とし、この1番目のエコーとの位相差が最も小さいエコー(例えばk番目のエコー)の位相エンコードを6とし、その次に位相差が小さいエコー(例えばm番目のエコー)の位相エンコードを11とする。2回目のショットにおいても同様であり、1番目、k番目、m番目、・・・のエコーの位相エンコードをそれぞれ2，7、12・・・とし、3回目のショットでも1番目、k番目、m番目、・・・のエコーの位相エンコードをそれぞれ3、8、13・・・とする。

なおショット毎にk空間における計測領域を分けて計測を行う場合には、ショット毎に位相エンコードのオフセット量を変化させるだけで、シングルショットの場合と同様に、ステップS403(或いはステップ413)で決定された配置順序に従って位相エンコードを制御すればよい。例えば、1回目のショットで位相エンコード1〜10までの10個のエコーを計測し、2回目のショットで位相エンコード11〜20までの10個のエコーを計測する場合、各回のショット共に、1番目から10番目のエコーについて並べ替えた順序(1番目を先頭とする順序)で、位相エンコードを順次インクリメントする。

なお図10ではk空間の中心から位相エンコード方向負側の領域のデータを省略しているが、この領域についてもエコー配置順序の制御は上記と同様である。

＜第二実施形態＞
本実施形態では、各エコーの位相特性を前計測で得るのではなく、予め知られている位相特性或いはFSE法のパルスシーケンスに特有の位相特性を用いてk空間配置順序の制御を行う。k空間へのエコーの配置順序の制御は、位相エンコード傾斜磁場の印加量の制御を介して行う。即ち、制御部は、複数のエコーの位相特性として、RF励起後奇数番目に収集されるエコーと偶数番目に収集されるエコーの位相特性を用いて、k空間配置順序を制御する。例えば、奇数番目に収集されるエコー及び偶数番目に収集されるエコーのうち、一方をk空間の中心を含む、もしくは中心に隣接する第1の領域に配置し、他方を第1の領域の高周波側に位置する第2の領域に配置する。

制御部の構成は、図5の機能ブロック図と同様であるが、前計測制御部81と位相計算部82とを含む位相特性取得部を不要にすることが可能である。

FSE法のパルスシーケンスにおいては、RF励起から奇数番目のエコー(以下、単に奇数エコーという)と偶数番目のエコー(以下、単に偶数エコーという)とでは、even echo rephasingという性質の差があることが知られている。この性質の差はRFパルスやリードアウト傾斜磁場の磁場誤差などが、偶数エコー収束時には打ち消されることで、奇数エコーと偶数エコーとの間に差が生じるものである。特に1番目のエコーと2番目のエコーとの間で大きな差となって現れる。本実施形態では、このFSE法のパルスシーケンスに特有の位相特性を考慮して、エコーのk空間配置順序の制御を行う。制御部における制御の様子を図11に示す。図11中、(a)は一般的なセントリックオーダリングによりk空間配置を行った場合、(b)は本実施形態による配置順序の制御を行った場合を示す。

図11(a)に示すように、例えば、1回の励起で計測される6個のエコーを、1番目のエコーecho1から順にk空間の中心から高周波側に配置した場合、位相特性の異なる奇数エコーと偶数エコーとの間で、図中点線で示すように位相差を生じ、この位相差はエコー毎に発生する。

本実施形態では、奇数エコー同士が隣り合い、偶数エコー同士が隣り合うように配置順序を制御する。具体的には、1番目、3番目、5番目、・・・のエコーをk空間の中心から順に配置し、その高周波側に2番目、4番目、6番目、・・・のエコーを配置する。説明を省略するが、k空間の中心から位相エンコード方向負側についても同様の配置順序とする。この場合、5番目のエコーと2番目のエコーとの間には、奇数エコー間の位相差よりも大きな位相差が発生する可能性が高いが、大きな位相差が発生する場所は(a)の場合に比べ、高周波側に移動している。そして、k空間の中心を挟む低周波領域では、位相差が少ない奇数エコーで埋められている。このようなk空間データを画像化した場合には、(a)のk空間データに比べ画像ぼけを大幅に解消することができる。

本実施形態によれば、画像アーチファクトを低減できるとともに、前計測が不要となることから、前計測による撮像時間の延長を回避できる。なお上記説明では、k空間配置順序を制御するための位相特性として、FSE法のパルスシーケンスに特有の位相特性を用いる場合を説明したが、FSE法を基本とするパルスシーケンスであればいずれのパルスシーケンスにも適用することができる。

なお本実施形態においても、第一実施形態の変更例2で説明したように、FSE法のパルスシーケンスはマルチショット及びシングルショットのいずれにも適用することができる。

＜第三実施形態＞
本実施形態は、第一実施形態と同様の、前計測によって得たエコーの位相特性に基づく配置順序と、第二実施形態と同様の、奇数エコー及び偶数エコーの位相特性に基づく配置順序の両方を考慮した制御を行うことが特徴である。

本実施形態でも、図6に示すような、位相エンコードを含まない以外は本撮像のパルスシーケンスと同様の前計測のパルスシーケンスを実行し、複数のエコーを取得する。次に、これらエコーを奇数エコーと偶数エコーに分けて、それぞれについて、その位相と基準となる基準位相との差を求める。基準位相は、エコー番号が最も小さい番号(奇数エコーでは第1番目のエコー、偶数エコーでは第2番目のエコー)の位相を用いてもよいし、複数の奇数エコーの平均値及び複数の偶数エコーの平均値を用いてもよい。次に、位相差に従いエコーを並び替えて配置順序を決定する。例えばエコー番号が小さい番号を基準にした場合は、そのエコー番号のエコーをk空間の中心又は最も中心に近い位置に配置するものとし、位相差の小さい順に外側に配置するものとする。

その際、第二実施形態と同様に、奇数エコーと偶数エコーとでk空間の領域を分ける。
例えば奇数エコーをk空間の中心を含む領域に配置するものとし、偶数エコーをその領域の外側(高周波側)に配置するものとする。この領域内における各奇数エコー及び偶数エコーの配置順序は、上述のとおり位相差の小さい順に中心から高周波側に並ぶようにする。

本実施形態においても、最も位相差が大きくなる奇数エコーと偶数エコーとの境界をk空間中心から高周波側に移動することができ、且つk空間の中心領域では最もエコー間の位相差が小さくなるような配置順序でエコーが配置されるので、画像ぼけを防ぐ効果をさらに高めることができる。

＜第四実施形態＞
第一及び第二実施形態の説明に用いた図面(図2、図6)ではFSE法のパルスシーケンスとして、2D-パルスシーケンスを示したが、本実施形態では、ラジアルスキャンの場合を説明する。

ラジアルスキャン(或いは、ハイブリッドラディアルスキャン)のパルスシーケンスでもFSE法の場合には、1回のRF励起後に180°パルスを用いたスピンの反転により複数のエコーを計測することは通常(矩形)のパルスシーケンスと同様であるが、図12に示すように、k空間を放射状にスキャンするために、位相エンコード方向の傾斜磁場と周波数エンコード方向の傾斜磁場を、エコー毎にそれぞれ変化させながら複数のエコーを計測する。ここでブレードと呼ばれる小領域は、k空間の軸に対する角度が同一の複数のエコーからなり、位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場の比を一定にして、各オフセット値をエコー毎に変化させて計測することにより、一つのブレードを構成する複数のエコーを収集することができる。このようなブレードを含むラジアルスキャンをFSE法で実行する場合、1回の励起で一つのブレードを構成する複数のエコーを計測する。つまりエコートレイン数はブレードのエコー数と同一である。

本実施形態では、一つのブレードを構成するエコーの配列順序を互いの位相差が最小となるように制御する。この場合にも、前計測により各エコーの位相特性を取得する方法(第一実施形態)及びFSE法特有の位相特性を利用する方法(第二実施形態)のいずれを採用してもよい。前計測により位相特性を取得する場合には、一つのブレード角度(例えば角度0)で前計測を行い、その結果から決定したエコーの配置順序を、本撮像における全てのブレードに適用してもよいし、前計測を各角度のブレードについて行い、角度毎にエコーの並べ替え(配置順序の制御)を行ってもよい。いずれを採用するかは計測時間短縮と画質向上とのトレードオフである。

前計測結果からエコーの配置順序を決定する手法は第一実施形態及びその変更例1で説明した手法と同様である。前計測で得られたエコーの位相の平均値を求めて基準位相とするか、第1番目のエコーの位相を基準位相とし、基準位相に対する各エコーの位相の差を求める。位相差が小さい順に1番目のエコーからN番目のエコーの並ぶ順序を決定し、エコーがブレードの一端から他端に向かって配置される順序とする。

本撮像に際しては、決定された配置順序に従い、1ショット毎にエコー毎に与えられる傾斜磁場ステップ(増量分)を制御し、1番目からN番目のエコーがブレードの領域内に配置されるようにする。

本実施形態においてもブレード内の各エコーの位相差が最小になるように制御されているので、位相差に起因する画像のぼけを防止することができる。

＜ユーザーインターフェース＞
次に、前述の本発明の各実施形態に適用できるグラフィカルユーザーインターフェイス(GUI)の一例を説明する。

本GUIを実現するためのMRI装置は、制御部がユーザーからの指令を受け付けるユーザーインターフェイス部を備え、ユーザーインターフェイス部は、制御部によるk空間配置順序の制御を選択可能にする制御・非制御選択部を備える。またユーザーインターフェイス部は、複数のエコーの位相特性として、前計測により取得した位相特性を使用するか規定値を使用するかを選択する位相特性選択部を備えることができる。

本実施形態のMRI装置の制御部の機能ブロック図を図13に示す。図示するように、制御部は、図5に示す制御部と同様に、前計測制御部81、位相計算部82、シーケンス制御部(配置順序制御部)83、及び、ユーザーインターフェイス部(UI部)84を備え、さらにUI部84に、制御・非制御選択部841、位相特性選択部842を備えている。前計測制御部81、位相計算部82、シーケンス制御部83の機能は、第一実施形態と同様である。制御・非制御選択部841は、UI上で、配置順序の制御を行うか否かを選択可能にするツール(押しボタン、チェックボックス、その他)であり、位相特性選択部842は、配置順序の制御を行う場合、位相特性を前計測によって取得するか予め設定した規定値を使用するかを選択可能にするツール(押しボタン、チェックボックス、その他)である。

図14にFSE法によるパルスシーケンスが選択された後の表示部の画面の例を示す。
図示するようにパルスシーケンスが設定されると、ユーザーが設定可能なパラメータの入力画面が表示される。パラメータとしては実効的なエコータイム(TE)やショット数、画質改善パラメータが含まれる。画質改善パラメータの一つとして、実効的TE優先かオーダリング制御のいずれかを選択可能にする。オーダリング(k空間配置順序)制御を行った場合には、画像に表れる実効的TEが変化する可能性があり、そのため画像のコントラスト種によっては好ましくないコントラスト変化を生じる場合がある。ユーザーは、実効的TEを優先させるかオーダリング制御による画質改善を優先させるかを決定しGUIを介して選択する。

オーダリング制御を選択した場合には、さらに前計測の要否を選択するようにしてもよい。既に説明したように前計測を行うか否かは撮像時間延長回避と画質向上とのトレードオフであり、ユーザーはそれを考慮して選択する。或いはいずれかをデフォルトで設定しておき、ユーザーが変更可能にすることも可能である。

本実施形態によれば、本発明のk空間配置制御とその内容をユーザーによって選択可能なGUIを備えることにより、ユーザーは撮像対象や撮像の目的を考慮してk空間配置制御を選択することができる。

以上、本発明のMRI装置の主な実施形態を説明したが、本発明のMRI装置の主な特徴は以下のとおりである。

FSE法のパルスシーケンスを実行する制御部は、1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相特性を用いて、複数のエコーが配置されるk空間における配置順序を制御する。複数のエコーの位相特性は、前計測部により計測してもよいし、複数のエコーのうち奇数エコーと偶数エコーに特有の位相特性を用いてもよい。

前計測により位相特性を用いたk空間配置順序制御は、例えば、前計測で取得した複数のエコーの位相と基準位相との差を算出し、基準位相との位相差が小さい順に複数のエコーを並び替え、その順序を配置順序として決定する。基準位相は、RF励起後1番目に収集されるエコーの位相を用いてもよいし、1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相の平均値を用いてもよい。

本発明のMRI装置において、好適には、制御部はRF励起後1番目に収集されるエコーをk空間の中心に配置する。この配置制御はセントリックオーダーが修正されたk空間配置である。

奇数エコーと偶数エコーの位相特性を利用した配置制御では、k空間を複数の領域に分けて、奇数エコーと偶数エコーのいずれか一方を、k空間の中心を含む第1の領域に配置し、他方を第1の領域の高周波側に位置する第2の領域に配置する。

本発明のMRI装置が実行するFSE法のパルスシーケンスは、2Dパルスシーケンス、3Dパルスシーケンス、ラジアルパルスシーケンス、またそれらに公知のプレパルスを追加したパルスシーケンスを含む。

本発明のMRI装置は、さらに、制御部はユーザーからの指令を受け付けるユーザーインターフェイス部を備え、ユーザーインターフェイス部は、制御部によるk空間配置順序の制御を選択可能にする制御・非制御選択部を備える。さらにk空間配置順序の制御が選択された場合に、それに必要な複数のエコーの位相特性を、前計測により取得するか規定値を使用するかを選択する位相特性選択部を備える。

本発明によれば、FSE法によるパルスシーケンスにおける画質の向上を図ることができる。特に通常のパルスシーケンスの調整では対応できないエコー毎の磁場誤差が画質に与える影響(ぼけ)を解消することができる。

1 被検体、2 静磁場発生磁気回路、3 傾斜磁場発生部、4 シーケンサ、5 送信部、6 受信部、7 信号処理部、8 中央処理装置(CPU)、9 操作部(ユーザーインターフェイス部)

Claims

静磁場空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、
前記静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
前記静磁場空間に置かれた検査対象から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、
前記高周波磁場発生部、傾斜磁場発生部及び受信部を制御し、1回のRF励起後にスピンの反転を利用して複数のエコーを収集する高速スピンエコー法のパルスシーケンスを実行する制御部と、を備え、
前記制御部は、前記1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相特性を用いて、前記複数のエコーが配置されるk空間における配置順序を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記複数のエコーの位相特性を計測する前計測部を備える
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記前計測部で取得した複数のエコーの位相と基準位相との差を算出し、基準位相との位相差が小さい順に複数のエコーが並ぶ配置順序を決定する位相計算部を備え、
前記制御部は、前記位相計算部が決定した配置順序に従い、前記高速スピンエコー法のパルスシーケンスで計測した複数のエコーを前記k空間に配置する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御部は、前記RF励起後の1番目に収集されるエコーを前記k空間の中心または中心に近い位置に配置し、2番目以降のエコーを前記位相計算部が決定した配置順序に従い、前記k空間に配置する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記基準位相は、前記RF励起後の1番目に収集されるエコーの位相値である
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記基準位相は、前記1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相の平均値である
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御部は、前記複数のエコーの位相特性として、RF励起後奇数番目に収集されるエコーと偶数番目に収集されるエコーの位相特性を用いて、k空間配置順序を制御する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御部は、前記奇数番目に収集されるエコー及び偶数番目に収集されるエコーのうち、一方をk空間の中心を含む第1の領域に配置し、他方を前記第1の領域の高周波側に位置する第2の領域に配置する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1乃至7のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記高速スピンエコー法のパルスシーケンスは、2Dパルスシーケンス、3Dパルスシーケンス、ラジアルパルスシーケンスの内の少なくとも一つを含む
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御部は、ユーザーからの指令を受け付けるユーザーインターフェイス部を備え、前記ユーザーインターフェイス部は、前記制御部によるk空間配置順序の制御を選択可能にする制御・非制御選択部を備える
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記ユーザーインターフェイス部は、前記複数のエコーの位相特性として、前計測により取得した位相特性を使用するか、規定値を使用するか、を選択する位相特性選択部を備える
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御部は、位相エンコード傾斜磁場の印加量を制御して、前記k空間へのエコーの配置順序を制御する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
1回のRF励起後にスピンの反転を利用して複数のエコーを収集する高速スピンエコー法のパルスシーケンスを用いて撮像する磁気共鳴イメージング装置における磁気共鳴イメージング方法であって、
前記1回のRF励起後に収集される複数のエコーの位相特性を用いて、前記複数のエコーが配置されるk空間における配置順序を制御する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。