(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）  少なくとも１つのコイルを備え位置的に不均一な感度を有する表面コイル配置と、
ｂ）  位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボリュームコイル配置と、
ｃ）  前記表面コイル配置と前記ボリュームコイル配置とにより受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を得ると共に、前記ＭＲ画像から補助値を得る処理手段と、
ｄ）  測定領域に作用する磁場の時間変化の制御と、前記ＭＲ信号の処理の制御とを行うプログラム可能な制御手段と
を備える、ＭＲ法を実行する装置であって、
前記制御手段は、前記表面コイル配置によるＭＲ主測定と、前記表面コイル配置によるＭＲ補助測定と、前記ボリュームコイル配置によるＭＲ補助測定と、が時間的に別々に実行されるように、かつ、前記処理手段が前記表面コイルＭＲ補助測定及びボリュームコイルＭＲ補助測定中に獲得されたデータから補助値を得るようにプログラムされ、前記補助値は前記ＭＲ主測定中に獲得された画像データ（Ｈi）を補正するために用いられることを特徴とする装置。
【請求項２】
前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置は、前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置がＭＲ信号をピックアップしうる受信モードと前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置がＭＲ信号をピックアップ不可能なデカップリングモードとで動作しえ、前記２つのモードは前記表面コイル配置が前記受信モードで動作している場合には前記ボリュームコイル配置は前記デカップリングモードで動作するように、また、その逆に動作するように前記制御手段により制御されることを特徴とする請求項１記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、検査領域における核磁化分布を決定するためのＭＲ法に係わり、特に、少なくとも１つのコイルを備え、位置的に不均一な感度を有する表面コイル配置によってＭＲ検査中に得られた画像データが、位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディコイル配置により獲得されたデータから得られる補助値に基づいて補正されるＭＲ法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
検査領域における核磁化分布を、少なくとも１つ、実際には通常は数個の表面コイルを備える表面コイル配置により決定することは、全検査領域からスピン共鳴信号を得ることができるコイルを用いた場合よりも信号対雑音比が十分良好であるという利点を有する。後者のコイルは全ボディコイル、あるいは、実際上はボリュームコイルと称されるが、以後、ボディコイル配置と称す。
【０００３】
しかしながら、表面コイル配置によるＭＲ画像の生成は、感度（ＭＲコイルの位置依存性感度はある場所での磁気誘導と、磁気誘導を誘起している電流の比として定義される）は位置的に不均一である、すなわち、検査領域内のＭＲ信号が生ずる場所に依存する、という欠点を有している。従って、表面コイル配置により得られたデータは位置依存性の感度変化の影響が除去されるように補正されなければならない。
【０００４】
かかる目的のため、表面コイル配置に加えてボディコイル配置を用いることが知られている。ボディコイル配置は位置的に均一な感度を有するので、ボディコイルにより得られるＭＲ画像によって、表面コイル配置により受信されるＭＲ信号から生成されるＭＲ画像を補正することができる。
かかる手段を用いる第１の方法として、ＥＰ−Ａ４１２８２４及びＯｋａｍｏｔｏ等の文献（ＳＭＲＭ  １１ｔｈ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ，ｐｐ．４０４２、１９９２）に開示される方法が公知である。上記公知の方法においては、表面コイル配置の位置依存性感度を補正するための補助値は、表面コイル配置と同時にボディコイル配置により獲得されたＭＲ信号から得られる。
【０００５】
この方法が効果的に作用するためには表面コイル配置の各コイルとボディコイル配置との間に誘導結合が存在しないことが必要である。実際には、この条件は特別な場合にしか満足されない。
ＥＰ２７１１２３に開示されるもう一つの方法においては、ＭＲ検査は１つのコイルを備える表面コイル配置により時間的に別々に実行され、ＭＲ補助測定（ＭＲ検査に関するものではあるが、以後ＭＲ補助測定と称す）はボディコイル配置によって実行される。ＭＲ補助測定は、表面コイル配置によるＭＲ検査よりも低い空間解像度で行なってもよいが、これら２つのＭＲ法は同一のコントラスト特性を示さなければならない。従って、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定の時間は獲得方法に依存して比較的長くなる。さらに、２つのコイル配置によりカバーされる領域において、高速に次々に連続して生ずる小さな体積変化（例えばＭＲ血管造影で生ずるような）はＭＲ法の失敗の原因となる。なぜならば、２つの画像の間のわずかな空間的ずれによっても誤りが生ずるからである
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、上述の如き公知の方法を改良することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば上記の目的は、ＭＲ検査に加えて各ＭＲ補助検査をボディコイル配置と共に表面コイル配置によって実行し、２つのＭＲ補助測定を互いに、及び、ＭＲ検査とは時間的に別々に実行し、２回のＭＲ補助検査の実行中は、検査領域に作用する磁場は同一の時間変化を示し、補助値を２回のＭＲ補助測定の実行中に獲得されるデータから得ることにより達成される。
【０００８】
従って、本発明によれば、表面コイル配置によるＭＲ検査に加えて、表面コイル配置による（第１の）ＭＲ補助測定と、ボディコイル配置による（第２の）ＭＲ補助測定とが実行される。この場合、検査領域に作用する磁場が２回のＭＲ補助測定中に同一の時間変化を示すこと、すなわち、検査領域に同一のシーケンスが作用することが重要である。１回のＭＲ検査と１回のＭＲ補助測定とのみが必要とされるＥＰ−Ｂ２７１１２３と比較すると、一見、より長時間要するように思われる。しかし、２回のＭＲ補助測定がＭＲ測定と同一のコントラスト特性を示す必要はないので、上記の目的のために非常に高速のＭＲ法を用いることができる。さらに、ＭＲ補助測定においては低い空間解像度しか必要とされず、従って、２回のＭＲ測定の測定時間はさらに短くなる。その上、人間の血管系をＭＲ検査によって観察する場合にも、２つのＭＲ補助測定によって血管が位置する領域以外の血管系の像を生成する必要がないため、問題は生じない。このため、２つのＭＲ補助測定の間に血管系に位置的な変化が生じても、データの補正にいかなる影響も及ぼさない。
【０００９】
本発明の更に別の実施例においては、重畳画像は、一方では表面コイル配置によるＭＲ補助測定中に獲得されるＭＲ画像データから計算され、他方ではＭＲ検査中に獲得されるＭＲ画像データから計算され、かかる重畳画像は表面コイル配置の位置依存性感度に同様に依存し、また、ＭＲ補助測定から獲得される重畳画像と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定により獲得されるＭＲ画像との関係から補助値が得られ、かかる補助値はＭＲ検査から得られる重畳画像を補正するのに用いられる、というようにＭＲ検査中に得られる画像データが補正される。
【００１０】
最適な信号対雑音比を有する好ましい実施例においては、表面コイル配置の個々のコイルにより決定されるＭＲ画像の重み付け和によって、ＭＲ重畳画像が形成される。和をとられる各ＭＲ画像のＭＲ画像データに適用される重み係数は、２回のＭＲ補助測定中に同一の画素に対して決定される各ＭＲ画像データ間の関係から得られる。
【００１１】
本発明に係わる方法を実行する装置は
ａ）少なくとも１つのコイルを備える表面コイル配置と、
ｂ）位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディコイル配置と、
ｃ）ＭＲ画像から補助値を得ると共に表面コイル配置及びボディコイル配置により得られるＭＲ信号からＭＲ画像を生成する処理手段と、
ｄ）検査領域に作用する磁場の時間的変化とＭＲ信号処理とを制御するプログラム可能な制御手段と、
を備え、制御手段は、ＭＲ検査と、表面コイル配置によるＭＲ補助測定と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定と、が時間的に別々に実行され、かつ、ＭＲ補助測定中に得られたデータから補助値を得るようにプログラムされ、補助データはＭＲ検査中に獲得されれる画像データを補正するのに用いられるように構成されている。
【００１２】
さらに別の実施例においては、表面コイル配置とボディコイル配置とは、ＭＲ信号をピックアップできる受信モードと、ＭＲ信号をピックアップできないデカップリングモードとで動作することが可能であり、これらのモードは、表面コイル配置が受信モードで動作する場合には、ボディコイル配置がデカップリングモードで動作するように、あるいはこの逆の状態になるように、制御手段によって制御される。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照しながら、本発明を詳細に説明する。
図１に示すブロックダイアグラムの参照番号１は、患者が収容される検査領域に定常均一磁場を発生する、好ましくは超伝導の磁石を示す。磁石１に必要とされる電流は構成部２により供給される。参照番号３は、勾配磁場を生成することができる勾配コイル配置を示す。勾配コイル配置３が発生する磁場は定常磁場の方向に広がり、その勾配は同一の方向もしくはその方向に対して垂直で、かつ、互いに垂直な２つの方向に広がっている。勾配コイル配置３に必要な電流は駆動回路４により供給され、電流の時間変化は制御部５により制御される。制御部５は適切にプログラムされたプロセッサにより実現できる。
【００１４】
スピン系のラーモア周波数のパルス発振を発生できるＲＦジェネレータ６も備えられている。送信・受信切替部７は、ボディコイル配置９を受信部８もしくはＲＦジェネレータ６に選択的に接続する。通常の円筒形ボディコイル配置はＭＲ検査中、患者を所定の長さにわたって取り囲み、十分均一なＲＦ磁場を患者の体内に形成する。また、多数の表面コイルを有する表面コイル配置も備えられている。
【００１５】
構成部６〜１０は制御部５によって制御される。送信モードでは送信・受信切替部７は図中に示す位置にあり、ＲＦジェネレータ６により生成される発振波は、検査領域にＲＦ磁場を発生するボディコイル配置９に付与される。表面コイル配置は送信モードでは作動せず、例えば表面コイル配置の各コイルは送信モードでは非同調とされている。
【００１６】
送信・受信切替部７が制御部５により他方に切り替えられると、ＭＲコイル配置９は、検査領域に発生するＭＲ信号を受信することができる。送受信コイルとして機能するボディコイル配置の代わりに、送信モード用及び受信モード用に、それぞれ別のコイルを設けてもよい。この場合、受信モード用に設けられるボディコイル配置もまた空間的に少なくともほぼ一定の感度を有することが重要である。
【００１７】
受信部８は、表面コイル配置の各コイル及びボディコイル配置の個々のコイルに対応するチャネルを備えている。このチャネルでは、対応するコイルによって受信されたＭＲ信号が増幅され、低周波領域に周波数変換され、ディジタル化され、更に、ディジタル化されたＭＲ信号から各ＭＲ画像が再構築され得る。受信・処理部８において生成されたＭＲ画像はモニタ１１に表示することができる。
【００１８】
コイル配置９及び１０のいずれか一方のみが作動する。ＭＲ信号がボディコイル配置９によって受信される場合には、表面コイル配置１０は制御部５によって非同調とされ、表面コイル配置１０によって受信される場合には、ボディコイル配置９が非同調とされる。これらのコイル配置はこのように互いに誘導的に非結合とされている。
【００１９】
図２は例えば鳥籠型とすることができるコイル配置９のスペース内の位置を、数個（本実施例では４個）の独立した表面コイル１０１〜１０４からなる表面コイル配置と共に示す。４つの表面コイル１０１〜１０４は、患者の周囲に巻かれる柔軟支持材（図示されていない）上に配設されてもよい。コイルは支持材上に所定の領域が重なり合うように配設されており、これにより表面コイル間の適切なデカップリングが実現されている。しかしながら、一方の表面コイル配置１０、すなわちコイル１０１〜１０４と、他方のボディコイル配置９との間のデカップリングを実現することはできない。
【００２０】
上述の如く、表面コイル１０１〜１０４は位置的に不均一な感度を有している。すなわち、検査対象１２の中心部に生ずるＭＲ信号が生成するコイル電流は、検査対象１２の表面に生ずる同じ強度のＭＲ信号が生成するコイル電流とは異なる。このような感度変化を補償するため、ＭＲ検査に加えて、ボディコイル配置９により第１のＭＲ補助測定が実行され、また、表面コイル配置１０により第２のＭＲ補助測定が実行される。以後詳細に述べる如く、ＭＲ検査中に獲得されたＭＲデータは、これらの２回の補助測定から得られる補助値によって補正される。
【００２１】
図３はＭＲ検査を実行することができるＥＰＩ型のシーケンスを示す。図３の最初の線図はこのシーケンスにおけるＲＦパルスの時間変化を示す。この線図において、９０°ＲＦパルスに続いてリフォーカシング１８０°パルスが現れている。これらのＲＦパルスはいずれもスライス選択パルスである。すなわち、これらは図３の２番目の線図に示す勾配磁場Ｇs を伴っている。この勾配磁場は１つのスライスのみでの核磁化に影響を及ぼす。
【００２２】
検査領域に生ずるＭＲ信号は、図３の３番目の線図に示す時間的変動を有する交流読み込み勾配Ｇr に同期して読み込まれる。読み出し勾配は短時間では正の一定値を有し、そして、この値と等しい大きさの負の一定値までランプ状に変化し、その後、正の値に戻るなどの変化をする。フェーズ・エンコーディング勾配Ｇp （図３の４番目の線図）は、勾配読み出し値が正から負あるいは負から正に変化する毎に現れる。
【００２３】
Ｇr 及びＧp のかかる時間変化によって、読み込み勾配Ｇr の方向に伸びる、ｋ空間の互いに平行な多数のオフセット線が走査されることになる。１本の線が走査される毎に（すなわち、読み込み勾配が一定値になる毎に）、エコーの形で生ずるＭＲ信号が読み出されて、図３の５番目の線図に示されるように処理される。
【００２４】
図３に示すＥＰＩシーケンスの代わりに、他の任意の、おそらくはより長いシーケンスによってＭＲ検査を行うこともできる。
ＭＲ検査中に表面コイル配置により検出されるＭＲ信号は受信・処理部８により処理され、装置１０の一部である各表面コイルに対するＭＲ画像が生成される。これら高解像度のＭＲ画像の各画素に対して決定される位置依存性画像値を、以後、Ｈi と表す。ただし、添字ｉはＭＲ画像が表面コイル１０１〜１０４のいずれによって検出されたかを示す。検査対象１２が完全に等方的な特性を有しているとしても、コイル感度の位置依存性のため、このように生成された値は対応する画素の位置に依存する。
【００２５】
このため、表面コイル配置の感度の位置依存性を決定するために、事前もしくは事後に２回のＭＲ補助測定を行う。感度は位置に対して比較的緩やかに変化するだけなので、低い空間分解能（例えば、３２ｘ３２）で十分である。
この方法ではＭＲエコーの数はわずかしか必要とされない。従って、シングル・シーケンス（シングル・ショット・ＥＰＩ）を用いることで十分である。シングル・シーケンスは原則的には、図３を参照して説明した典型的なシーケンスに対して、シーケンスを繰り返す必要がないという点のみが相違している。シーケンスの継続時間は例えば４５ｍｓである。このシーケンスは、ＭＲ検査中と同じスライス、あるいは、それに隣接したスライスでの核磁化を励起する。
【００２６】
このようなＭＲ補助測定は一方では表面コイル配置１０により実行され、他方ではボディコイル配置９により実行される。受信・処理部８は、表面コイル配置１０により生成されるＭＲ信号からＭＲ画像を生成する。この低解像度のＭＲ画像の画素の画像値をＬi と表す。ただし、ｉは各表面コイルを示す。ボディコイル配置により生成された（やはり低解像度の）ＭＲ画像の画像値をＢと表す。
【００２７】
ＭＲ検査により獲得されたＭＲ画像データを補正する第１の方法によれば、表面コイル配置によってＭＲ補助測定中に獲得されたＭＲ画像の各画素に対して、ＭＲ重畳画像の画素値Ｌ’が次式によって計算される。
【００２８】
【数１】
0003676853.tif 000002
【００２９】
すなわちＬ’は、表面コイル配置の各コイルにより各画素に付与される画像値Ｌi の二乗和の平方根である。画像値Ｌ’から構成される低い解像度を有するＭＲ重畳画像は、その原画像であるＭＲ画像と同様に位置依存性を有している。
同様に、各コイルからの高解像度ＭＲ画像に対応するＭＲ画像値Ｈi から、高解像度ＭＲ重畳画像の画像値Ｈ’が次式によって計算される。
【００３０】
【数２】
0003676853.tif 000003
【００３１】
画像値Ｌ’及びＨ’は表面コイル配置の位置依存性感度に関する補正がなされていないにも関わらず、小さな画像値の影響（すなわち、画像値は雑音の影響を比較的強く受け易い）は、表面コイル配置の各コイルにより与えられる画像値Ｌi 及びＨi の二乗和をとることにより低減されている。
画像の補正は、式（１）によって計算される値Ｌ’と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定により生成されるＭＲ画像の画像値Ｂとから、次式によって計算される係数Ｃによって行われる。
【００３２】
【数３】
0003676853.tif 000004
【００３３】
分母の項ｒ1 は、微弱なＭＲ信号しか生じないか、あるいはＭＲ信号が全く生じない検査領域内の領域に対応する画素への、雑音の影響を低減する調整パラメータである。
これらの補助値と式（２）によって計算される画像値Ｈ’とを用いて、表面コイル配置の位置依存性感度に関して補正された高解像度ＭＲ重畳画像の画像値Ｈは、次式によって計算される。
【００３４】
【数４】
0003676853.tif 000005
【００３５】
画像値Ｈから構成されるＭＲ画像においては、表面コイルの位置的不均一性の影響はほぼ除去されているが、信号対雑音比の点においてはまだ最適ではない。
かかる観点から改良された方法は、Ｒｏｍｅｒ等（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６，１９２，１９９２）により与えられた公式の単純化に基づくものである。
【００３６】
【数５】
0003676853.tif 000006
【００３７】
式（５）において、ｉmax は表面コイルの数を、Ｃは全体輝度補償を行う輝度関数すなわち位置依存性補正係数を、ａi * は表面コイルｉの（複素）感度分布ａi の共役複素数を、それぞれ表している。位置依存係数Ｃ及びａi はＭＲ補助測定から計算される。ａi については次式が成り立つ。
【００３８】
【数６】
0003676853.tif 000007
【００３９】
Ｌi はｉ番目の表面コイルの画像の画素に対する画像値を示し、Ｂはボディコイル配置により生成された同じ画素に対する画像値を示す。Ｂ* はＢの共役複素数であり、ｒ2 は２つ目の調整パラメータである。
もし、表面コイル配置が１つのコイルのみから構成され、かつ、ｒ2 がゼロに等しいとするならば、式（６）によって計算されるこのコイルの感度ａ1 （コイルが１つの場合にはｉ＝１である）はａ1 ＝Ｌ／Ｂとなる。
【００４０】
各画素に対応する患者の体内の領域に空気以外に水素原子は存在しないなどの理由により、Ｂのすべての値が雑音の影響を大きく受けるとしても、雑音の影響は調整パラメータｒ2 によって相殺される。従って、パラメータｒ2 は、体内の核磁化分布すなわちプロトン密度によりわずかなＭＲ信号しか生じないか、あるいは、全く生じない画素においてのみ、ａi への影響が現れるように選ばれるべきである。
【００４１】
このように２回のＭＲ検査により得られたＭＲ画像から、表面コイル配置の各コイル及び各画素に対するａi の値が式（６）に従って決定された後、対応する高解像度ＭＲ画像の画像値Ｈi は、各画素に対応するａi の値が掛けられて複素的に和がとられる。こうしてＭＲ重畳画像Ｈ’は次式により得られる。
【００４２】
【数７】
0003676853.tif 000008
【００４３】
値Ｈ’から生成されるＭＲ画像の信号対雑音比は改善されているが、全体的に一様な輝度分布はまだ達成されていない。一様な輝度分布を得るために、式（７）と同様にして値Ｌ’が表面コイル配置によるＭＲ補助測定により獲得されたＭＲデータＬi から次式に従って計算される。
【００４４】
【数８】
0003676853.tif 000009
【００４５】
Ｈ’と同様に表面コイルの感度の位置的不均一性の影響を受けるＬ’から、輝度関数に対応する補正係数Ｃが次式に従って計算される。
【００４６】
【数９】
0003676853.tif 000010
【００４７】
ここで、Ｌ'*はＬ’の複素共役数であり、ｒ3 は適切に選択された規律パラメータである。この結果、次式によって補正された重畳画像が得られる。
【００４８】
【数１０】
0003676853.tif 000011
【００４９】
図４はＭＲ検査及び２回のＭＲ補助測定の実行のタイミングを示す。ＭＲ検査は、多数のシーケンスＳu からなり、その時間変化が図３に示されている。すでに述べたように、ＭＲ検査の実行時間Ｔu は、各シーケンスＳu の時間によるよりも、シーケンスの数及び連続するシーケンス間の時間間隔によって決定される。ＭＲ補助測定は表面コイル配置により行われる一方、他方ではボディコイル配置により行われ、各補助測定中にはそれぞれ只一つのシーケンスＳが検査領域に作用するのみである。この結果、測定には短い時間Ｔm しか必要とされず、ＭＲ測定の延長時間は、基本的にはこれら２つのシーケンスの時間間隔（およそ１秒から２秒）に一致する。ＭＲ画像を生成するために全ＭＲ信号が計３回獲得されるにもかかわらず、信号の獲得に必要な時間は、ＭＲ測定のみに必要とされる時間Ｔu に比して極くわずかに延長されるに過ぎない。患者に対するＲＦ負荷も極くわずかに増加するに過ぎない。なぜならば、ただ２つのシーケンス、すなわちＭＲ検査中に比して十分少ないシーケンスのみが、２回のＭＲ補助測定中に検査領域に作用するからである。
【００５０】
シーケンスＳu 及びＳの順序は原則的には任意である。しかしながら、実用上の理由により、２回のＭＲ補助測定に対して、それぞれのシーケンスは時間をおかずに実行されるべきである。
高解像度ＭＲ画像が、検査領域内の近接した多くの平行なスライスから生成されるべき場合には、これらの各スライスについて２回のＭＲ補助測定を行うことは必要ではない。補助値ａ及びａi は位置に対して徐々に変化するだけなので、コイル感度の変化が過大にならない領域内では同じ値を用いることができる。このために、補助値は、好ましいことに比較的厚いスライスについて行われたＭＲ補助測定から得られるべきである。高解像度３次元ＭＲ補助測定が行われる場合にも同様のことがいえる。
【００５１】
検査領域からＭＲ画像の時間的シーケンスが獲得される場合にも、同様にＭＲ補助測定を繰り返す必要はない。基礎となるコイルの幾何学的配置が変わらない限り、一度決定された補助値Ｃ及びａi を使い続けることができるからである。このことは、異なるＭＲシーケンスが高解像度ＭＲ画像を生成するのに用いられる場合にもあてはまる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が実行されるＭＲ検査装置のブロックダイアグラムである。
【図２】ボディコイル配置と表面コイル配置とを示す図である。
【図３】ＭＲ検査中の各種信号のタイムチャートである。
【図４】ＭＲ検査とＭＲ補助測定の実行タイミングを示す図である。
【符号の説明】
１  磁石
３  勾配コイル配置
５  制御部
６  ＲＦジェネレータ
８  受信・処理部
９  ボディコイル配置
１０  表面コイル配置
１０１〜１０４  表面コイル
【図１】
0003676853.tif 000012
【図２】
0003676853.tif 000013
【図３】
0003676853.tif 000014
【図４】
0003676853.tif 000015