JP4046212B2 - 磁気共鳴装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴技術は被検体の体内の画像を発生させるための１つの公知技術である。そのために磁気共鳴装置においては静止基本磁界に、高速でスイッチングされる傾斜磁界が重畳される。さらに、磁気共鳴信号を発生させるため高周波信号が被検体内に入射され、発生された磁気共鳴信号が検出され、それに基づいて画像データセットおよび磁気共鳴画像が作られる。その際に磁気共鳴信号は高周波システムにより捕捉され、位相に応じて復調され、走査およびアナログ・ディジタル変換により複素数の値に変換され、それらがデータ点としてｋ空間データセットに格納され、それから多次元のフーリエ変換により画像データセット、従って磁気共鳴画像、が再構成可能である。
【０００３】
医学では、生理学的機能または病的過程のような時間的に変化するプロセスを撮像するために、臓器および組織の構造の反復走査を利用するすべての方法が機能的撮像と呼ばれる。より狭い意味で磁気共鳴技術では、感覚的な刺激および（または）運動的、感覚的または知覚的な課題により刺激される神経系のなかの場所、特に患者の脳の場所、を識別しかつ撮像することを可能にする測定方法が機能的撮像として理解される。感覚的な刺激にはたとえば聴覚的および視覚的な刺激を含んでいる。感覚的な課題の１つは最も簡単な場合にはたとえば手または指の定められた運動を含んでいる。
【０００４】
その際に機能的磁気共鳴撮像の基礎はＢＯＬＤ効果（Blood Oxygen Level Dependent）である。ＢＯＬＤ効果は血液中の酸素付与されたヘモグロビンおよび酸素除去されたヘモグロビンの相異なる磁気的な特性に基づいている。その際に脳内の神経活動度が局部的に強められると、酸素付与された血液の供給が高められることになり、このことは傾斜エコーシーケンスにより発生される相応の個所での磁気共鳴画像において相応の強度上昇を生じさせる。ＢＯＬＤ効果はその際に刺激を発生する事象に関して数秒の時間遅れを生ずる。
【０００５】
機能的磁気共鳴撮像の際にはたとえば全部で２ないし４秒の脳の三次元画像データセットがたとえばエコープラナー法により検出される。その際にエコープラナー法は、個々の三次元画像データセットに対して必要とされる画像データセットの検出が１００ｍｓ以内という非常に速い利点を有する。その際に相異なる時点で画像データセットが刺激有りまたは無しで検出される。機能的画像を形成するためには、刺激有りで検出された画像データセットから刺激無しで検出された画像データセットを差し引く必要がある、すなわち能動的な脳範囲を識別するためには、信号差に基づいて互いに比較する必要がある。
【０００６】
磁気共鳴技術では基本磁界の均等性が磁気共鳴画像の質に対する決定的な因子である。その際に磁気共鳴装置の撮像体積内の基本磁界の不均等性は磁気共鳴画像の幾何学的な歪みを生じ、これらの歪みは不均等性に比例している。特に重要なのはたとえばエコープラナー法の際のいわゆる高速パルスシーケンスの際の均等性である。
【０００７】
磁気共鳴装置の引き続く開発においては、被検体、たとえば患者、を受け入れるための検査空間として、手術中の接近のために可能なかぎり全面からアクセス可能であるように、また患者が閉所恐怖を感じないように、可能なかぎり大きくかつ開いた検査空間を有する磁気共鳴装置を目指している。上記の磁気共鳴装置では、その構造上の条件から、特に撮像体積の縁における画像歪みおよび強い基本磁界を持つ装置における画像歪みの問題が増大する。
【０００８】
撮像体積内の基本磁界の均等性を改善するために、いわゆるシムシステムが使用される。その際に受動的なシムシステムと能動的なシムシステムとが区別される。受動的なシムシステムでは複数個の鉄板が装置の検査空間内に適当な配置で取付けられる。そのために撮像体積内の基本磁界が鉄板の取付前に測定される。測定された値から計算プログラムが鉄板の適切な数および配置を算出する。
【０００９】
能動的なシムシステムでは基本磁界を均等化するために、直流電流を流され得るシムコイルが使用される。シムコイルを作動させるためには、非常に一定かつ再現可能に設定可能な直流電流を供給する電源装置が必要である。能動的なシムシステムはなかんずく、たとえば少なくとも部分的に撮像体積内に横たえられている被検体により生じる、特に被検体内の磁界歪みを補正するため非常に高い均等性が重要であるときに、精密補正のために使用される。
【００１０】
たとえばドイツ特許第 195 11 791 C1号明細書から公知のように、撮像体積内の基本磁界は、球関数‐級数展開の係数により記述することができる。さらに前記の特許明細書から、傾斜コイルにオフセット電流を流すことにより基本磁界の直線的な不均等性、すなわち１次の磁界の乱れ、を補正することは公知である。その際にオフセット電流は、傾斜シーケンスを実現する傾斜コイル電流に重畳される一定の電流である。より高い次数の不均等性を補正するためには、補正すべき磁界の乱れに相応して、本質的に係数を補償するそれぞれ１つのシムコイルが設けられている。
【００１１】
被検体に磁界を歪ませる作用があるので、磁気共鳴画像の作成の途中でシム設定過程が実行される。その際に個々のシムコイルに対してシム電流が、また傾斜コイルに対してオフセット電流がたとえば１回、撮像体積内の撮像すべき範囲の位置決めに従って決定される。前記の特許明細書に相応して、そのために相異なるエコー時間を有する被検体の磁気共鳴信号が２つの三次元に位置分解された生データセットを形成するために発生される。これらの生データセットは相応のシム電流およびオフセット電流を決定するためにさらに処理をされる。
【００１２】
シム電流およびオフセット電流の設定の後になかんずく、より高い次数の補償されない不均等性が残り、これらの不均等性がさらに磁気共鳴画像に歪みを生じさせる。古典的なエコープラナー法においては、この歪みは位相コード化方向に優勢である。上記の歪みは特定の度合いまでは、基本磁界の不均等性を記述するフィールドマップを使用して磁気共鳴画像が歪み除去されることによって、磁気共鳴画像から除かれ得る。フィールドマップはたとえば二重エコー‐傾斜エコーシーケンスにより時間的に能動的なシムシステムの設定の後に発生される。フィールドマップを使用した上記の歪み除去はたとえばP.Jezzard ほかの論文“Correction for Geometric Distortion in Echo Planar Image from B₀ Field Variations”、Magnetic Resonance in Medicine 34：1995、第65〜73頁に一層詳細に説明されている。そこでは歪み除去の正しさおよび一義性にはローカルな歪みに直接に関係して制限が課せられている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、なかんずく機能的な情報の良度を考慮することのできる磁気共鳴装置を提供することである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
この課題は、本発明によれば、請求項１の対象により解決される。有利な実施の形態は請求項２以下に記載されている。
【００１５】
請求項１によれば、基本磁界を発生させる基本磁界磁石システムと、傾斜磁界を発生させる傾斜コイルシステムと、シムコイルシステムと、傾斜コイルシステム及びシムコイルシステムを制御する制御システムとを含む磁気共鳴装置において、シム設定を行うステップと、被検体の撮像すべき範囲の予め定められた分解能および品質を有する解剖学的画像を発生させるステップと、撮像すべき範囲の機能的画像を発生させるステップと、機能的画像を解剖学的画像に重畳するステップと、機能的画像を解剖学的画像に重畳するステップにおいて、機能的画像がディフェイジング効果ないし非一義的な歪み除去の結果として確定されない情報を含む撮像すべき範囲の少なくとも１つの領域を指示し、前記領域が、磁気共鳴装置の基本磁界の不均等性が予め定め得るしきい値を超過するフィールドマップに基づいて決定されるステップとを実行する制御システムを備えている。
【００１６】
それにより、診断者に対して疑わしい機能的な情報を有する範囲が強調されるので、機能的な情報のその場所における良度が推定可能であり、それによって誤った解釈や誤った診断を減ずることができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
本発明の他の利点、特徴および詳細は図面により以下に説明される実施例から明らかになる。
【００１８】
図１は磁気共鳴装置の概要図を示す。装置は基本磁界を発生させるために基本磁界磁石システム１１を、また傾斜磁界を発生させるために傾斜コイルシステム１２を含んでいる。基本磁界を均等化するため傾斜コイルシステム１２内にシムコイルシステム１３が組み込まれている。さらに装置は、磁気共鳴信号を発生させるため高周波信号を被検体内に入射し、それにより発生された磁気共鳴信号を検出するアンテナシステム１４を含んでいる。さらに装置は移動可能な寝台装置１５を含んでおり、その上に検査すべき患者１９が載せられる。
【００１９】
シーケンスに基づいてシムコイルシステム１３の電流を制御するため、また傾斜コイルシステム１２の電流を制御するため、シムコイルシステム１３及び傾斜コイルシステム１２は中央の制御システム１６と接続されている。シーケンスに従って放射すべき高周波信号を制御するため、またアンテナシステム１４により検出された磁気共鳴信号のその後の処理および記憶をするため、アンテナシステム１４は同じく中央の制御システム１６と接続されている。移動可能な寝台装置１５の移動を制御するため、たとえば磁気共鳴装置の撮像体積１８内の患者１９の撮像すべき範囲を位置決めするため、寝台装置１５も相応に中央の制御システム１６と接続されている。中央の制御システム１６は表示および操作装置１７と接続されており、この装置を介してオペレータの入力、たとえば所望のシーケンス形式およびシーケンスパラメータ、が中央の制御システム１６に供給される。さらに表示および操作装置１７においてなかんずく発生された磁気共鳴画像が表示される。
【００２０】
図２は磁気共鳴装置を作動させるための方法に対する流れ図を示す。その際例として、図１に示されている磁気共鳴装置が参照される。最初に、寝台装置１５の上に載せられた患者１９の撮像すべき範囲、たとえばその頭部、が寝台装置１５の移動により磁気共鳴装置の撮像体積１８内で位置決めされる。
【００２１】
位置決めの後に、図２の流れ図のステップ２１においてシム設定過程が実行される。その際にシムコイルシステム１３に対してはシム電流が、また傾斜コイルシステム１２に対してはオフセット電流が、たとえば前記のドイツ特許第 195 11 791 C1号明細書の方法により決定される。そのために相異なるエコー時間を有する頭部の磁気共鳴信号が２つの三次元に位置分解された生データセットを形成するために発生され、これらの生データセットが相応のシム電流およびオフセット電流を決定するためにさらに処理される。その際には一般に撮像のためよりも明らかに低い位置分解能で十分である。たとえば一般に各空間方向に対して３２ボクセルで、すなわち３２×３２×３２ボクセルの大きさの生データセットで十分である。
【００２２】
流れ図の次のステップ２２で、頭部から高い分解能および高品質の解剖学的画像が発生される。そのためにたとえばスピンエコーに基づく多層技術が使用され、それにより解剖学的画像の層がたとえば２５６×２５６ボクセルの分解能により発生される。
【００２３】
流れ図の次のステップ２３において、シム設定過程の際と類似して二重エコー‐傾斜エコーシーケンスにより少なくとも撮像すべき範囲に対する基本磁界の不均等性に関するフィールドマップが発生される。その際にフィールドマップに対しては解剖学的な磁気共鳴画像に対する分解能と類似の高い分解能を達成すべく努力される。
【００２４】
流れ図の次のステップ２４において、機能的な磁気共鳴撮像の枠内で頭部、特に脳、の機能的画像が撮像される。そのためにエコープラナー法を用いて患者１９の刺激前及び刺激後、または患者１９が実行すべき課題の前および後に頭部の三次元画像データセットが検出され、それらが前記の機能的画像を形成するために互いに差し引かれる。その際にエコープラナー法は確かに比較的大きい三次元画像データセットの非常に速い検出を可能にするが、その代わりに比較的悪い画像質および一般により低い分解能、たとえば１２８×１２８×１２８ボクセルの分解能、を有する。
【００２５】
流れ図の次のステップ２５において、機能的画像が歪み除去される。歪み除去はたとえば前記のP.Jezzard ほかの論文に記載されている方法に従って実行される。その際に、撮像すべき範囲のすべての部分範囲に対して一義的な歪み除去は可能でない。たとえば歪みが局部的に非常に強く、検出されたボクセルが２０個のボクセルに関連して歪み除去すべきであったとしても、これはすべての２０個のボクセルに対して一義的な値で歪み除去を実行することはできない。その原因は、検出されたボクセルの情報量単独では、それから２０個のボクセルに対して実際上与えられる情報に相応する値を再構成し得るためには十分でないからである。
【００２６】
次のステップ２６においては、歪み除去された機能的画像が解剖学的画像に重畳される。重畳画像において、そこからは確実にされた機能的な情報が取得可能でない脳の領域および（または）そこに対して一義的な歪み除去が実行可能でない脳の領域がバリア面により示される。その際に、そこからは確実にされた機能的な情報が取得可能でない領域は、基本磁界の不均等性が予め定め得る値を超過するフィールドマップの領域に相応するので、ディフェイジング効果に基づいてエコープラナー法により上記の領域から磁気共鳴信号を得ることはできない。さらに、一義的な歪み除去が実行可能でない領域は同じくフィールドマップを用いて決定可能である。その際に、基本磁界の不均等性が予め定め得る範囲内に位置しているフィールドマップの領域は、正確に歪み除去可能でない領域を示す。
【００２７】
他の実施例では、ステップ２２および２３が一括されて、たとえば二重エコー‐傾斜エコーシーケンスにより同時に解剖学的画像およびフィールドマップが発生される。再び他の実施例では、ステップ２１のシム設定過程が、ステップ２３の省略のもとにフィールドマップが同時に導き出され得るように高い分解能により実行される。
【００２８】
図３は頭部の冠状の層の例について、二重エコー‐傾斜エコーシーケンスにより発生されるフィールドマップを示す。その際に、二重エコー‐傾斜エコーシーケンスの相異なるエコー時間を有する両エコーに対して、複素数の値を含んでいる各画像データセットが取り出される。フィールドマップを形成するため両画像データセットの相応するデータ点に対して、所属の複素数の値の位相値が互いに差し引かれる。前述のP.Jezzard ほかの論文に相応して二重エコー‐傾斜エコーシーケンスは、フィールドマップのなかで化学的シフトの結果として、たとえば脂肪共鳴による、アーチファクトが抑制されるように構成されている。
【００２９】
図４は、ポリノム表面と合わせられている図３のフィールドマップの、ほぼ頭部の脳６０に該当する部分を示す。その際に、合わせることは同じく前記のP.Jezzard ほかの論文に記載されている。図４に対して図３のフィールドマップから、ほぼ機能的な磁気共鳴撮像のために関心のある脳６０に該当する点を識別するためには、たとえば、それらの複素数の値の絶対値が予め定め得る限界値を超過する画像データセットのデータ点のみがさらに処理される。図４の合わせられているフィールドマップにおいては、基本磁界の比較的高い不均等性を有する範囲は暗く、比較的良い均等性を有する範囲は明るく表されている。
【００３０】
図５は図３の冠状の層に対して、たとえば両画像データセットの１つから得られる解剖学的画像を示す。白い矢印により聴覚チャネルの範囲内の領域がマークされている。聴覚チャネルの組織‐空気‐境界面に基づいて、この領域のなかに磁気共鳴信号のディフェイジング及び従って磁気共鳴画像内の信号消失が生ずる。その際に前述の領域は図４中で不均等性の高い領域と合同であることが証明されている。
【００３１】
最後に図６は図５に相応して、脳６０の前述の冠状の層の機能的画像を重畳するための基礎として脳６０の解剖学的画像を示す。機能的な情報として例として刺激された脳表面６２が示されている。図４に相応して識別された不均等性の高い領域はバリア面６４により固く覆われている。その際バリア面６４は、そこからはディフェイジング効果および（または）機能的画像の非一義的な歪み除去の結果として確定された機能的な情報を得ることができない１つの領域を示す。
【図面の簡単な説明】
【図１】 磁気共鳴装置の概要図である。
【図２】 磁気共鳴装置を作動させるための方法に対する流れ図である。
【図３】 頭部の冠状の層のフィールドマップである。
【図４】 頭部の脳のポリノム表面と合わされたフィールドマップである。
【図５】 冠状の層の解剖学的画像である。
【図６】 本発明装置により得られた機能的な情報およびバリア面を有する脳の解剖学的画像である。
【符号の説明】
１１ 基本磁界磁石システム
１２ 傾斜コイルシステム
１３ シムコイルシステム
１４ アンテナシステム
１５ 寝台装置
１６ 中央の制御システム
１７ 表示および操作装置
１８ 撮像体積
１９ 患者
６０ 脳
６２ 刺激された脳表面
６４ バリア面

Claims (8)

1. 基本磁界を発生させる基本磁界磁石システムと、傾斜磁界を発生させる傾斜コイルシステムと、シムコイルシステムと、傾斜コイルシステム及びシムコイルシステムを制御する制御システムとを含む磁気共鳴装置において、シム設定を行うステップと、被検体の撮像すべき範囲の予め定められた分解能および品質を有する解剖学的画像を発生させるステップと、撮像すべき範囲の機能的画像を発生させるステップと、機能的画像を解剖学的画像に重畳するステップと、機能的画像を解剖学的画像に重畳するステップにおいて、機能的画像がディフェイジング効果ないし非一義的な歪み除去の結果として確定されない情報を含む撮像すべき範囲の少なくとも１つの領域を指示し、前記領域が、磁気共鳴装置の基本磁界の不均等性が予め定め得るしきい値を超過するフィールドマップに基づいて決定されるステップとを実行する制御システムを備えたことを特徴とする磁気共鳴装置。
2. 機能的画像が重畳に対し時間的に先行して歪み補正されることを特徴とする請求項１記載の装置。
3. フィールドマップが二重エコー‐傾斜エコーシーケンスにより発生されることを特徴とする請求項２記載の装置。
4. フィールドマップが磁気共鳴装置における撮像すべき範囲の位置決めおよび磁気共鳴装置の能動的なシムシステムの設定に時間的に後続して発生されることを特徴とする請求項２または３記載の装置。
5. 前記領域がバリア面として示されることを特徴とする請求項１ないし４のいずれか１つに記載の装置。
6. バリア面が色、ハッチングの少なくともいずれかにより示されることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１つに記載の装置。
7. 機能的画像が解剖学的画像にくらべて低い分解能、品質の少なくともいずれかにより撮像されることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１つに記載の装置。
8. 機能的画像がエコープラナー法により撮像されることを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１つに記載の装置。

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