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技術 磁気共鳴イメージング装置

出願人 キヤノンメディカルシステムズ株式会社
発明者 アンドリュー・ジェイ.・ウィートンウエイン・アール.・ダネル
出願日 2015年5月8日 (6年0ヶ月経過) 出願番号 2015-096042
公開日 2016年5月30日 (4年11ヶ月経過) 公開番号 2016-097292
状態 特許登録済
技術分野 磁気共鳴イメージング装置
主要キーワード 物理的事象 歪み閾値 信号欠損 コンピュータ制御プログラム クロック式 有効断面 記憶部位 専用処理回路
関連する未来課題
重要な関連分野

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図面 (13)

課題

アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。

解決手段

磁気共鳴イメージング装置は、MRIシーケンス制御部30に含まれる第1シーケンス制御部と第2シーケンス制御部と、MRIデータ処理装置42に含まれる第1画像生成部と第1算出部と第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、第1のデータ及び第2のデータを収集する。第1画像生成部は、第1の画像及び第2の画像を生成する。第1算出部は、スライス位置歪み領域を特定し加速係数を算出する。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間引きながらデータを収集する。第2画像生成部は、画像を生成する。第2算出部は、データよりマスク適用領域を算出する。第3画像生成部は、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。

概要

背景

MRIは、静磁場内に置いた被検体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。

概要

アーチファクトによる歪みを少なくしつつ撮像することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。磁気共鳴イメージング装置は、MRIシーケンス制御部30に含まれる第1シーケンス制御部と第2シーケンス制御部と、MRIデータ処理装置42に含まれる第1画像生成部と第1算出部と第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、第1のデータ及び第2のデータを収集する。第1画像生成部は、第1の画像及び第2の画像を生成する。第1算出部は、スライス位置歪み領域を特定し加速係数を算出する。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間引きながらデータを収集する。第2画像生成部は、画像を生成する。第2算出部は、データよりマスク適用領域を算出する。第3画像生成部は、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。

目的

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

効果

実績

技術文献被引用数
2件
牽制数
0件

この技術が所属する分野

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請求項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、スライス位置歪み領域を特定し、前記歪み領域の大きさを基に加速係数を算出する第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、前記加速係数に基づいてk空間のサンプリング位置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、前記歪み領域を基に、マスク適用領域を算出する第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

請求項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加速係数を算出する第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、前記歪み領域を基に、マスク適用領域を算出する第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。

請求項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、前記加速係数として算出する、請求項1又は2に記載の磁気共鳴イメージング装置。

請求項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。

請求項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。

請求項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。

請求項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。

請求項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。

請求項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。

請求項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。

請求項11

前記第2算出部は、スライス方向について、前記歪み領域を前記マスク適用領域として設定する、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。

請求項12

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1〜11のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。

技術分野

0001

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。

背景技術

0002

MRIは、静磁場内に置いた被検体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。

0003

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。

0004

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。

0005

米国特許第7928729号明細書

先行技術

0006

BragiSveinsson etc., "Hexagonal undersampling for fasterMRInear metallic implants", Magnetic Resonance in Medicine", vol.73, pp662-668, 2015

発明が解決しようとする課題

0007

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。

課題を解決するための手段

0008

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、スライス位置歪み領域を特定し、前記歪み領域の大きさを基に加速係数を算出する。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、前記加速係数に基づいてk空間のサンプリング位置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、前記歪み領域を基に、マスク適用領域を算出する。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。

図面の簡単な説明

0009

図1は、実施形態に係るMRIシステム概略構成図である。
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。

実施例

0010

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。

0011

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。

0012

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。

0013

図1は、実施形態に係るMRIシステムの概略構成図である。

0014

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B0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、手首、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。

0015

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。

0016

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。

0017

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。

0018

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、かかるアレイ物理的部位の物理的状態は、最小値最大値の間でばらつき、現実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。

0019

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。

0020

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。

0021

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)。

0022

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。

0023

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。

0024

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。

0025

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)。

0026

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。

0027

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。

0028

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。

0029

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。

0030

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。

0031

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収集ステップ再収束パルスに関連する勾配が変更されている。

0032

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。

0033

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。

0034

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。

0035

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。

0036

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。

0037

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。

0038

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。

0039

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。

0040

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。

0041

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。

0042

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。

0043

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。

0044

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。

0045

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。

0046

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。

0047

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。

0048

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。

0049

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。

0050

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。

0051

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。

0052

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。

0053

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。

0054

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。

0055

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。

0056

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。

0057

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。

0058

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。

0059

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。

0060

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。

0061

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

0062

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オフレゾナンススピンをすべて記録できる。

0063

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。

0064

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。

0065

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。

0066

また、図1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。

0067

上記実施形態では、医学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。

0068

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。

0069

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。

0070

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。

0071

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。

0072

上記の本実施形態のコン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。

0073

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。

0074

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。

0075

30MRIシーケンス制御部
42MRIデータ処理装置

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