(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象に静磁場を与える手段と、前記検査対象に複数の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスの発生手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴(NMR)信号を複素信号として計測する検出手段と、前記複素信号の演算を行う演算手段と、演算結果を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算手段は、前記複素信号から得られた画像データから被検体部分を抽出する手段と、前記抽出部分について空間位相分布を算出する手段と、前記空間位相分布において温度変化のない領域上の点を検索する手段と、前記空間位相分布に生じているアークタンジェントエリアシングを、前記検索された点を位相の基準点として補正する手段と、補正された空間位相分布に基づき温度分布を算出する手段と、複数の異なる計測で得られたデータ間の差分から温度変化分布を算出する手段と、前記温度変化分布を画像化する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
検査対象に静磁場を与える手段と、前記検査対象に複数の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスの発生手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴(NMR)信号を複素信号として計測する検出手段と、前記複素信号の演算を行う演算手段と、演算結果を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算手段は、複数の異なる計測で得られた複素信号からそれぞれ複素画像を作成する手段と、各複素画像から被検体部分を抽出する手段と、前記抽出部分を差分する手段と、前記差分された抽出データについて空間位相分布を算出する手段と、前記空間位相分布において温度変化のない領域上の点を検索する手段と、前記空間位相分布に生じているアークタンジェントエリアシングを、前記検索された点を位相の基準点として補正する手段と、補正された空間位相分布に基づき温度変化分布を算出する手段と、前記温度変化分布を画像化する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記空間位相分布を算出する手段は、空間位相分布を次式(1)
【数１】
0003998814.tif 000004
（式中、φは位相、Siは複素信号の虚部、Srは複素信号の実部を表わし、それぞれ空間（x,y,z）の関数であることを表わす。）
により求めることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記空間位相分布を算出する手段は、抽出された被検体部分以外の領域の位相をゼロとすることを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記演算手段は、さらに前記NMR信号から絶対値画像を再構成する手段を備え、前記温度変化分布画像と前記絶対値画像との合成画像を生成し、表示させることを特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
検査対象に静磁場を与える手段と、前記検査対象に複数の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスの発生手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴(NMR)信号を計測する検出手段と、前記NMR信号を用いて被検体の温度情報を生成する演算を行う演算手段と、演算結果を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記演算手段は、異なる時間に実行される複数の計測で得られたNMR信号を用いてそれぞれ画像データを作成する手段と、各計測時刻の画像データから被検体部分を抽出し、当該抽出部分について被検体内の温度分布情報を示すデータを算出する手段と、算出された温度分布データにおいて温度変化のない領域上の点を検索する手段と、前記検索された点を位相の基準点として、前記温度分布データの空間的不連続性を補正する手段と、各計測時刻の補正後の温度分布データを差分することにより前記被検体内の温度変化分布を算出する手段と、算出された温度変化分布を表示可能なデータとして表示手段に供給する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、MRIという）装置に関し、特に生体内温度分布の計測を実現するためのMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、MRI装置をモニタとして使用するIVMR（Interventional MR）が注目されている。IVMRの適用例として、レーザ治療中に体内の温度分布を監視する手法が挙げられる。MRI装置により温度分布を画像化する手法として、温度変化により信号強度や拡散係数が変化することを利用して信号強度或いは拡散係数から温度分布を求める方法、プロトンの位相シフトから求める方法（PPS法：Proton Phase Shift法）等があり、そのうちPPS法が最も測定精度に優れている。
【０００３】
PPS法は、水プロトンからのエコー信号を計測した場合、その位相が次式(2)に示すような温度の関数であることを利用したもので、その手順を図８に示す。
【０００４】
【数２】
0003998814.tif 000002
（式中、φ[度]は位相、TE[s]はスピンの励起からエコー信号発生までの間隔、f[Hz]はプロトンの共鳴周波数、0.01[ppm/℃]は水の温度係数を表わす。以下、同じ。）
まず、例えば図１に示すグラディエントエコー法による撮影シーケンスを実行し、MR画像再構成に必要なエコー信号を計測する（800,810）。
【０００５】
このエコー信号をフーリエ変換することにより複素画像Ｓ(x,y,z)を得て、この実部と虚部のアークタンジェントから、位相分布φ(x,y,z)を式(1)により求める（801,811）。
【０００６】
【数３】
φ(x,y,z)=tan-1{Si(x,y,z)/Sr(x,y,z)}       (1)
（式中、φは位相、Siは複素信号の虚部、Srは複素信号の実部を表わし、それぞれ空間（x,y,z）の関数である。）
このように求められた位相を前記式(2)へ適用すれば温度分布が取得でき（802,812）、更に異なる時刻t1、t2で取得した信号からそれぞれ計算した温度分布の差分をとることにより、ある時間における検査対象の温度変化の分布を取得することができる(820)。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上記温度分布の差分をとった際に、本来、背景部分（検査対象以外の部分）は信号値がゼロであるのでその差分もゼロとなるはずであるが、実際には背景ノイズがあるのために差分でもその影響を除去することができず、小さな領域の温度変化が観測しにくいことがある。特に温度変化を階調表示しようとするとダイナミックレンジが広がり、小さな領域の温度変化は背景ノイズに埋れてしまう可能性がある。
【０００８】
また、PPS法では式(1)に示すようにアークタンジェントによって位相情報を求めるため、原理的にアークタンジェントエリアシングを生じる可能性があり、特に静磁場不均一が大きい場合は位相回転量も多くなり、このエリアシングにより正確な温度分布を得ることが困難となる。さらに、上記温度分布の差分をとる際にエリアシングが生じている部分が強調され、温度変化していないにも関わらず温度変化しているように見えることがある。
【０００９】
本発明はこれらの問題を解決し、被検体内の温度変化分布を高精度に計測が可能で、かつその温度変化分布を認識し易くできるMRI装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、検査対象に静磁場を与える手段と、前記検査対象に複数の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記検査対象を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パルスの発生手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴(NMR)信号を複素信号として計測する検出手段と、前記複素信号の演算を行う演算手段と、演算結果を表示する表示手段とを備え、前記演算手段が、複数の異なる計測で得られた複素信号からそれぞれ複素画像を作成する手段と、各複素画像から被検体部分を抽出する手段と、前記抽出部分を差分する手段と、前記差分された抽出データについて空間位相分布を算出する手段と、前記空間位相分布において温度変化のない領域上の点を検索する手段と、前記空間位相分布に生じているアークタンジェントエリアシングを、前記検査された点を位相の基準点として補正する手段と、補正された空間位相分布に基づき温度変化分布を算出する手段と、前記温度変化分布を画像化する手段とを備えたものである。
或いは、前記演算手段が、複数の異なる計測で得られた複素信号からそれぞれ複素画像を作成する手段と、各複素画像から被検体部分を抽出する手段と、前記抽出部分を差分する手段と、前記差分された抽出データについて空間位相分布を算出する手段と、前記空間位相分布において温度変化のない領域上の点を検索する手段と、前記空間位相分布に生じているアークタンジェントエリアシングを、前記検査された点を位相の基準点として補正する手段と、補正された空間位相分布に基づき温度変化分布を算出する手段と、前記温度変化分布を画像化する手段とを備えたものである。
【００１１】
複数の異なる計測で得られたデータの差分を取るのに先立って、画像データから被検体部分のみを抽出しておくことにより、背景ノイズの影響を完全に除くことができ、温度変化の少ない部分の情報も確実に画像化することができる。尚、温度変化分布を算出する手段は、２つの計測で得られた画像データからそれぞれ空間位相分布、温度分布を求めた後、差分を取り温度変化分布を求めてもよいし、まず２つの計測で得られた画像データ間の差分を取り、その後空間位相差分布、温度変化分布を求めてもよい。
【００１２】
本発明のMRI装置の好適な形態において、前記空間位相分布を算出する手段は、空間位相分布を次式(1)
【００１３】
【数４】
φ（x,y,z）＝tan-1｛Si（x,y,z）／Sr（x,y,z）｝      (1)
（式中、φは位相、Siは複素信号の虚部、Srは複素信号の実部を表わし、それぞれ空間（x,y,z）の関数である。以下、同じ。）
により求め、前記空間位相分布に生じているアークタンジェントエリアシングを補正する手段を含んでいる。
【００１４】
空間位相分布を計測する際に、アークタンジェントエリアシング補正を行うことにより信号のアークタンジェント計算による誤差を確実に除去することができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のMRI装置について図面を参照して詳細に説明する。
【００１６】
図２は本発明が適用されるMRI装置の概略構成図であり、このMRI装置は主として静磁場発生磁気回路202と、傾斜磁場発生系203と、送信系204と、検出系205と、信号処理系206と、シーケンサ207と、コンピュータ208とから構成され、静磁場発生磁気回路202は、超電導式または常電導式の電磁石、または永久磁石から構成され、被検体201内部に一様な静磁場H0を発生させる。また磁石のボア内には、静磁場の不均一性を補正するための複数のチャンネルを有するシムコイル218が配置され、シムコイル218は電源219に接続されている。
【００１７】
傾斜磁場発生系203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209と、その電源210とからなり、被検体201から生じる核磁気共鳴（NMR）信号に位置情報を付与する。
【００１８】
送信系204は、高周波磁場を発生する送信コイル214aを備え、シンセサイザ211により発生させた高周波を変調器212で変調し電力増幅器213で増幅し、コイル214aに供給することにより被検体201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、13C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。
【００１９】
検出系205は、被検体201から放出されるNMR信号を検出するための検出コイル214bを備え、コイル214bが受信したNMR信号は増幅器215を通った後、検波器216で二系列のデータとして直交位相検波され、A/D変換器217を経てコンピュータ208へ入力される。
【００２０】
傾斜磁場コイル209、送信コイル214aおよび検出コイル214bは磁石のボア内に配置されている。尚、送信コイル214aおよび検出コイル214bは送受信両用でもよく、図示のように別々でもよい。
【００２１】
信号処理系206には、コンピュータ208と、計算途中のデータや計算結果である最終データを記憶するROM224、RAM225、磁気ディスク226、光磁気ディスク227等の記憶装置と、コンピュータ208での演算結果を表示するためのCRTディスプレイ228とが含まれ、さらにコンピュータ208への入力を行うためのキーボード222、マウス223等の操作部221が備えられている。
【００２２】
シーケンサ207は、コンピュータ208からの指令に基づき傾斜磁場発生系203、送信系204および検出系205を所定のパルスシーケンスに従って動作させる。
【００２３】
コンピュータ208は、上記シーケンサ207の制御のほか、検出系205からの二系列データにフーリエ変換等の演算を行い、核スピンの密度分布、緩和時間分布、スペクトル分布等に対応する画像を再構成するとともに、温度計測のための計算を行う。具体的には、１）画像データから被検体部分の抽出、２）抽出後データについての空間位相分布計算、３）異なる空間位相分布間の差分計算、４）空間位相分布からの温度変化計算、５）温度変化の画像化等を行う。
【００２４】
ディスプレイ228はコンピュータ208で再構成されたMR画像や温度変化像を別個に或いは合成して表示する。
【００２５】
次にこのような構成のMRI装置において、温度計測を行う撮影手順を図３を参照して説明する。
【００２６】
まず、所定の撮影シーケンスを実行することにより、１枚の画像を再構成する複素信号のセットを計測する（ステップ301、310）。撮影シーケンスは特に限定されず、例えばグラディエントエコー法、オフセットスピンエコー法、エコープラナーイメージング法等のシーケンスを採用できる。本実施例では図１に示すグラディエントエコー法のパルスシーケンスに従ってエコー信号を計測する。まず、スライス選択のための傾斜磁場Gs102の印加と共に、90°高周波パルス101（以下、90°パルスと呼ぶ）で検査対象のスピンを励起し、スピンの位相を変化させるために傾斜磁場Gp103、読み出し傾斜磁場Gr104を順次印加し、グラディエントエコー105を発生させる。図１のパルスシーケンスを位相エンコード傾斜磁場Gp103の強度を変化させながら繰り返し、１枚の画像を再構成するのに必要なデータを計測する。
【００２７】
この複素信号の計測を異なる時刻t1、t2において行い（ステップ300、310）、異なる時刻に計測されたデータにそれぞれ以下のような処理を行う。まず、取得した複素信号を２次元フーリエ変換して複素画像Ｓ(x,y)データを作成し、この画像データから被検体部分を抽出する（ステップ301、311）。被検体部分の抽出は、輪郭決定や領域抽出のための公知の手法を採用することができ、ここでは複素画像Ｓ(x,y)の絶対値Ｓa(x,y)が所定の閾値以上である画素を、被検体が存在するものとして抽出する。閾値は例えばＳa(x,y)の最大値の20％を使用する。
【００２８】
次に複素画像Ｓ(x,y)から位相分布φ(x,y)を式（１）により求める（ステップ302、312）。
【００２９】
【数５】
φ（x,y）＝tan-1｛Si（x,y）／Sr（x,y）｝      (1)
この場合、ステップ301、311で抽出した被検体部分以外の領域の位相をゼロにする（ステップ303、313）。
【００３０】
このようにして得られた空間位相分布は、アークタンジェント処理をしているため図４に示すように主値周りを生じている場合がある。この主値周りを除く補正、即ちアークタンジェントエリアシングの補正処理を行なう（ステップ304、314）。この位相補正の手法は種々提案されているが、例えば、被検体内のある１画素を基準点（スタート点）として隣り合う画素の位相差を順次比較していき、位相の変化が所定の閾値を越える点を検出し、その点を超える範囲をアークタンジェントエリアシングとして、その範囲の位相に２πを加算あるいは減算する方法を採用することができる。この場合、位相の基準点には温度変化していない領域内の１画素を選択することが好ましい。
【００３１】
以下、位相補正の手順について図５及び図６を参照して説明する。
【００３２】
まず温度変化していない領域を見つけその領域内に基準点を設定するために、図５に示すように撮影領域を複数のブロックに分割する。即ち、ｘ方向の画素数が(x_mtrx)個、ｙ方向の画素数が(y_mtrx)個である撮影領域を、ｘ方向に(x_div)個、ｙ方向に(y_div)個に分割し、(x_div)*(y_div)個のブロックに分割する（ステップ601）。図５に示す例では(x_div)=(y_div)=3で、ブロック数は９個である。
【００３３】
次に時刻t1、t2で取得した複素画像の絶対値データＳa1、Ｓa2から、各ブロック毎に絶対値データの総和sum1i(iは１〜ブロック数（９）のいずれかの整数、以下同じ。)、sum2iを求める（ステップ602、603）。これら絶対値の総和の差（sum1i−sum2i）が大きいほど温度変化が大きいと見做すことができるので、総和の差が最大であるブロックmaxbを探す（ステップ604）。図示する例では、ブロック６に温度変化の大きい領域が存在する。温度変化の大きいブロックから基準点を選択しないようにするために、このブロックmaxb以外のブロックであって且つ絶対値の総和が最大であるブロックbasebを探す（ステップ605）。これにより背景部分を含まず、温度変化していない領域を選択することができる。図示する例では、ブロック５が選択されている。このブロックbasebの中心点basep（x_basep,y_basep）を基準点として選択する（ステップ606）。
【００３４】
次にbasepを基準点として、隣接する点の位相差を調べ、主値周りを生じている範囲を求める。このため、まずｙ＝y_basepにおいて、ｘが(x_basep)から１までの範囲及び(x_basep)から(x_mtrx)までの範囲で、順次位相差を求めていく。そして位相差の絶対値が、
｜φ(x,y_basep)−φ(x-1,y_basep)｜＞π
となる点を見出す（ステップ607）。次に、ｘの全域（１〜x_mtrx）で、ｙが(y_basep)から１までの範囲及び(y_basep)から(y_mtrx)までの範囲で、順次位相差を求めていく。そして位相差の絶対値が
｜φ(x,y)−φ(x,y-1)｜＞π
となる点を見出す（ステップ608）。これにより主値周りが生じているところを２次元平面における線として求めることができ、それより先の範囲（領域）をアークタンジェントエリアシングとして、その範囲の位相に２πを加算あるいは減算する（ステップ609、図４のグラフ）。加算か減算かはエリアシングを生じている領域の位相により決まり、その位相が基準点の位相より大きければ減算、小さければ加算となる。
【００３５】
尚、上記実施例ではアークタンジェントエリアシングを検出するための閾値をπとしたが、閾値はπに限定されない。
【００３６】
このようなアークタンジェントエリアシング補正は、同一の被検体について異なる時刻tl、t2で撮影した２つの複素画像から得られた空間位相分布についてそれぞれ行なう（図３：ステップ304、315）。補正後の空間位相分布φ1(x,y)、φ2(x,y)に基づき式(2)により温度分布Ｔ1(x,y)、Ｔ2(x,y)を計算する(ステップ305、315)。
【００３７】
【数６】
0003998814.tif 000003
次に、Ｔ1(x,y)とＴ2(x,y)の差分をとり、時刻t1からt2の間の時間の温度変化分布ΔＴ(x,y)を求める(ステップ320)。この温度変化分布を画像データに変換し、温度変化分布像として表示する（ステップ321）。これにより背景ノイズやアークタンジェントエリアシングによる偽像を除去した高精度の温度変化分布画像が得られる。
【００３８】
温度変化分布を画像化する手法は特に限定されないが、例えば１）温度変化量を閾値により二値化表示する（例えば温度変化領域を白、変化のない領域を黒とする）、２）温度変化量が閾値以上の画素を着色（赤色）する或いは閾値以上の領域を輪郭で表示する、３）温度変化量に応じて階調表示する、などを採用することができる。温度変化の画像データは、ステップ300或いは310で取得されたエコー信号から再構成された画像（絶対値画像）と合成して表示することが好ましい。これにより温度変化領域を組織画像上で確認することができる。この場合、温度変化画像を優先して表示することが好ましい。これにより温度変化領域が組織画像内に埋没することなく、確認できる。
【００３９】
尚、図３に示す実施例では２つの複素画像の被検体部分の抽出データについて、それぞれ空間位相分布計算、アークタンジェント補正および温度分布計算を行い、その後、差分を取り温度変化分布を計算する場合を説明したが、図７に示すように複素画像からの抽出データ間で差分を行ってもよい（703）。その場合には、差分後のデータについて空間位相差分布の計算（704）、被検体部分以外の領域の位相を０とする処理（705）、アークタンジェントエリアシング補正処理（706）、温度分布変化計算（707）、表示（708）を行う。
【００４０】
図７の実施例によれば、演算手段（コンピュータ）の演算量を少なくすることができ、装置の負担を軽減するとともに温度分布像表示の時間分解能を上げることができる。
【００４１】
また以上の実施例では、異なる時間で撮影した２画像間で演算したが、温度変化によって位相が変化するスピンと変化しないスピンとが混在した組織（例えば肝臓）などの撮影の場合には、温度変化を反映しない画像（例えば脂肪像）と温度変化を反映した画像（例えば水の像）の間で差分処理を行なってもよい。この場合、特定のスピンの強調画像を得る手法は、一方のスピンからの信号を抑制する公知の手法を採用することができる。
【００４２】
更に以上の実施例では、アークタンジェントエリアシング補正は２次元画像内のみのエリアシング処理を示したが、マルチスライス撮影では、スライス方向についてもエリアシング処理を行なうことが望ましい。
【００４３】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のMRI装置によれば、背景ノイズの影響を排除し、比較的小さな温度変化も正確に画像表示することが可能となり、また、高精度の温度変化が得られ、観察者にとって被検体内の温度変化分布が認識し易くなる。
【図面の簡単な説明】
【図１】位相分布を計測する一般的なシーケンスを示す図。
【図２】本発明が適用されるMRI装置の全体の構成を示す図。
【図３】本発明のMRI装置による温度変化分布計測の手順の一実施例を示すフロー図。
【図４】アークタンジェントエリアシングとその補正処理を説明する図。
【図５】アークタンジェントエリアシング補正処理の手順を示すフロー図。
【図６】アークタンジェントエリアシング補正のための１手順を説明する図。
【図７】本発明のMRI装置による温度変化分布計測の手順の他の実施例を示すフロー図。
【図８】従来の温度変化分布取得手順を説明するフロー図。
【符合の説明】
201・・・・・・被検体
202・・・・・・静磁場発生磁気回路
203・・・・・・傾斜磁場発生系
204・・・・・・送信系
205・・・・・・検出系
206・・・・・・信号処理系
208・・・・・・コンピュータ（演算手段）
228・・・・・・ディスプレイ（表示手段）
【図１】
0003998814.tif 000005
【図２】
0003998814.tif 000006
【図３】
0003998814.tif 000007
【図４】
0003998814.tif 000008
【図５】
0003998814.tif 000009
【図６】
0003998814.tif 000010
【図７】
0003998814.tif 000011
【図８】
0003998814.tif 000012