JPH01218439A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、
人体腹部撮影時の呼吸性体動により発生するアーチファ
クトを除去するのに好適な磁気共鳴イメージング装置に
関する。

〔従来の技術〕

後で詳細に説明するが、動きのある被検体から得られる
磁気共鳴信号（以下ＮＭＲ信号）Ｓ（ｒ、ｎ）は、次の
式で表わせる。

５（ｔｙｎ）　＝　Ｓ　ｏ（ｔｐｎ）ｅｘｐＦΔθ（、
））　　−（１）ここで、５ｏ（ｔ、１１）は静止時の
被検体からのＮＭＲ信号であり、Δθ（。）は動きによ
って生じるＮＭＲ信号の位相ずれである。被検体が周期
的に振動する場合、このΔθ（、）も周期関数になり、
このことがモーションアーチファクトの原因になってい
る。モーションアーチファクトを除去する技術は、この
Δθ（イ）を処理する技術であり、１９８４年から現在
まで、次に示すように、第１〜第４段階へと改良されて
きている。

第１段階は、エアーバック、バンド、ベローズ等を用い
て呼吸や体動を検出し、それに同期をとって撮影を行う
方式である。この方式は式（１）中のΔθ（ｎ）を常に
同じ値にすることにより、アーチファクトの発生を防止
している。しかし、この方式では、撮影時間が長くかか
る。また、被検体に特殊な装置を装着する必要がある等
の問題がある。

そこで第２段階として、検出した体動に合わせて位相エ
ンコードの量を選択し、信号データを収集し、後から並
びかえる方式が考案された。この場合式（１）中のΔθ
（ｎ）を呼吸周期に基づく周期関数ではなく、都合のい
い形に変換することを意味する。このことにより、第１
段階で問題となった撮影時間は短縮された。しかし、装
置の装着の問題は残る。このことは、被検者に圧迫感を
与える等の理由であまり好ましくなく、検出器を必要と
しない方式への希望は高い。

最近では、呼吸９体動の検出器を必要としない第３段階
の方式が発表されている。第３段階の方式には、次に示
す方式がある。

３−１）位相エンコード印加順序を非単調にして、信号
収集した後、並び替えを行い１体動の周期性をなくし、
アーチファクトを除去する方式。つまりΔθ（、）の周
期性をなくし、ノイズとしてしまう方式。

３−２）パルスシーケンスの繰返し時間を振動周期の１
７４の奇数倍にすることにより、体動による影響を、本
来の画像とは干渉しない位置、つまり視野の両端に結像
させる方式。つまりΔ０（。）が都合のいい形になるよ
う繰返し時間を設定する方式。

３−３）パルスシーケンスを工夫して、被検体の速度、
加速度がＮＭＲ信号の位相成分に影響を与えないように
して、アーチファクトを除去する方式。つまり、パルス
シーケンスを工失し７、っねＪΔＢ、）＝ｏとする方式
。

さらに第４段階のアイディアも提案されている。

これはΔθ（、）のみの信号を別の信号としてサンプル
して１画像用の信号を補正する方式である。

しかし、まだ画像は発表されていない。

公知例は、第１段階のものとして、 特開昭６０−７７７４４　　画像診断装置特開昭６１−
２５５４２　　被検体の呼吸他動検出器付ＮＭＲイメー
ジング装置 特開昭６１−１５４６５５　　磁気共鳴イメージング装
置第２段階のものとして 大橋慎他、モーションアーチファクトを除去する為のセ
ントラル　オーダード　フェイズ・エンコード（ＣＯＤ
Ｅ）技法、ＮＭＲ医学、ＶＯＬ、６．Ｓ。

１、Ｐ１８３　（１９８６） 第３段階の（３−１）の方式のものは、特開昭６１−１
２４８５５　　核磁気共鳴を用いた画像情報導出方法 特開昭６１−１５５７４０　　フーリエ変換像作成法に
おける運動アーチファクトの低減 方法 （３−２）方式のものは 特開昭６１−１２８９５３　　ＮＭＲ像の人為効果を減
少する方法 （３−３）方式のものは、 的崎健、他、ソフトウェア−によるモーションアーチフ
ァクトノ抑制、ＮＭＲ医学、　ＶＯＬ、７．Ｓ、１　。

Ｐ７３　（１９８７） 第４段階のものは、 特開昭６１−１３３８５０　　Ｎ　Ｍ　Ｒ分布決定法及
び装置特開昭６１−２０５４１　　呼吸性体動による核
磁気共鳴像の歪を補正する方法 〔発明が解決しようとする課題〕 第１段階、第２段階の技術は、被検体に特殊な装置を装
着させるため、被検者に圧迫感を与える等の理由から好
ましくない、また第４段階のものは、第３段階のものに
対し、どの程度効果があるのか定量的に評価し得ないの
で、ここでの議論からはずす。

第３段階の技術についての問題点を詳しく説明すると、
（３−１）方式では、見掛は上のアーチファクトの発生
は少なくなるが、Δθ（、）はノイズとして扱われるの
で、その影響は画像全体にノイズとして分散される。

また、（３−２）の手法では、被検体の呼吸周期により
、繰返し時間に制限がある。繰返し時間は撮影の重要な
パラメータの１つであり、これに制限があるのは好まし
くない。

また、（３−３）の手法では、パルスシーケンスが複雑
になるため、達成できる最小エコー時間が長くなる。こ
のエコー時間も、また撮影の重要なパラメータの１つで
あり、これに制限があることも好ましくない。

本発明の目的は、これらの問題点を解決し、つまり画像
のＳ／Ｎを劣下させず、撮影条件に制約を与えずに、被
検体の振動によるアーチファクトがない良好な画像を得
ることのできる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とにある。

〔課題を解決するための手段〕

前記目的は１周期的振動を持つ被検体より得られたＮＭ
Ｒ信号を、画像を再構成する処理の中京たは再構成処理
の後に静止画像成分と周期的振動によるアーチファクト
成分を分離しやすい形に変換処理し、その状態でアーチ
ファクト成分の除去処理を行い、そして残った画像信号
について前記変換処理の逆変換処理を行うことにより達
成される。

なお、そのような処理を、取得したすべての信号につい
て行うのではなく、シきい値を設定し。

実質的にそれ以上の信号強度を持つ部分についてのみ行
うことにより、画像処理時間が短縮できる。

〔作用〕

前記手段により、ＮＭＲ信号に含まれていたアーチファ
クト成分は、像再構成の間または、像再構成後に除去さ
れるので、アーチファクトのない良好な画像が得られる
。

〔実施例〕

第１図にで発明の一実施例の構成図を示す。均一な静磁
場を発生する磁石１０１中に、被検体１０２を置き、被
検体中のＩＨに対して、核磁気共鳴を生じさせるに必要
な高周波を送信システム１０６において発生させ、該高
周波を送信コイル１０４より、前記被検体１０２に対し
て照射する。

一定時間照射後、被検体中のＩＨが発する核磁気共鳴信
号を受信コイル１０５によって検出し、検出された共鳴
信号は、前記送受信システム１０６によって可聴周波数
に変換され、更にＡ／Ｄ変換器１０７によってディジタ
ル信号となる。該信号は計算機１０９によって必要な処
理をなされ、得られた画像を表示装置１１０に表示する
。また。

イメージングに必要な位置情報を信号に附加するための
傾斜磁場は、あらかじめ決められた必要な条件を満足す
るように計算機１０９によって制御された傾斜磁場電源
１０８と該電源に接続された傾斜磁場コイル１０３によ
って印加される。また、前記送受信システム１０６も同
様に計算機によって制御される。

第２図に基本的なパルスシーケンスを示し、これにより
イメージングの原理を説明する。静磁場中におかれた被
検体の磁化は静磁場の方向を向いている。そこに９０＠
パルス２０１を照射すると、被検体の磁化は静磁場と直
角方向に向き、静磁場強度に比例した周波数を持ったＮ
ＭＲ信号が発生する。この信号は、横緩和の影響に加え
て、静磁場の不均一性により急速に減衰するが、τ時間
後に１８０ｍパルス２０２を照射すると、さらにτ時間
後に再び強い信号２０８が発生する。この信号をサンプ
ルする。この計測を一定時間ＴＲごとに繰返す、この信
号に位置情報を与えるため互いに直交した３つの傾斜磁
場を使用する。傾斜磁場印加方式を少しずつ変化させて
計測を繰返す。

まず、平面を切り出すために、９０°、１８０’パルス
２０１，２０２の印加時に毎計測ごと、同じ出力値のス
ライス用傾斜磁場２０３，２０４を印加する。すると９
０″パルス、１８０°パルスの周波数に応じた磁場強度
の磁化のみが励起される。これをスライシングという。

その平面内の磁化について、周波数エンコード用傾斜磁
場２０６，２０７、位相エンコード用傾斜磁場２０５を
印加し平面内の位置情報を与える。

周波数エンコードは信号サンプリングの際に毎計測ごと
同じ出力値の傾斜磁場を印加して、ＮＭＲ信号の周波数
と信号発生位置を対応させる手法である。

また、位相エンコードとは、信号サンプリングの前に毎
計測ごとに変化する傾斜磁場を与えて、計測ごとの位相
の変化と位置を対応させる手法である。

スライシングにより切り出された平面内の１ピクセルに
密度ρの静止した水素原子があり、周波数エンコード用
傾斜磁場にて、周波数ωｋ、位相エンコード用傾斜磁場
にて位相変化θ處にエンコードされた場合のＮＭＲ信号
５ｏ（ｉ、ｎ）はＳ　ｏ（ｔｓｎ）　＝　ｐ　ｅｘｐ（
ｊ　（ＩＩ　ｋｔ　）ｅｘｐ（ｊθａｎ）−（２）で表
わせる。これをまず時間軸方向にフーリエ変換して。

Ｓ　ｏ（＠ｓｎ）　＝　ｐδ（（Ｉｌ−（１）　ｈ）ｅ
ｘｐ（ｊθａｎ）−（３）次に位相軸方向つまり計測回
数軸方向にフーリエ変換して Ｓｔ（＠−１）＝ρδ（ω−ωｋ）δ（θ−θ愈）・・
・（４）となり、ω、θ平面上の（ω□、θ、）の点に
強度ρをもつ画像信号に変換される。

次にアーチファクトの発生原因について説明する。前記
説明のように静止物体からのＮＭＲ信号に位相変化を与
えるのは、位相エンコード用傾斜磁場であり、他の傾斜
磁場は位相変化を与えない。

しかし、動きがある場合には、他の傾斜磁場によってそ
の速度、加速度に応じた位相ずれを生じてしまう。その
場合（２）式で示したＮＭＲ信号は次式のようになる。

Ｓ（ｔ、、）＝ρｅｘｐ（ｊ（ω、＋Δωｋ（ｎ））　
ｔ）ｅｘｐ（ｊ（ｏａｎ＋Δθ（ｎ）））　　−（５）
となる。Δωｋ（ｎ）は位置ずれによる周波数ずれ、θ
（、）は速度、加速度による位相ずれである。

Δωｋ（ｎ）は画像のぼけの原因となり、Δθ（ｎ）が
周期関数である場合、これが画像のアーチファクトの原
因となる。ぼけの影響を無視するとＳ　（ｔｗｈ）＝　
Ｓ　ｏ（ｔｅａ）ｅｘｐ（ｊΔθ（、））　　　　・（
６）これを時間軸、位相軸方向にフーリエ変換すると、
Ｓ　（ｉｌ、＃）＝　５ｏ（ｉ、＃）＊Ｆ　（ａｍｐ（
ｊΔθ（、）））　・（７）ただし、本はたたみ込み、
５ｏ（Ｉｔ、＃）は、（４）式で示した静止画像成分、
Ｆ〔、〕は位相軸方向のフーリエ変換を表わす、Δθ（
、）は周期関数なので、　ｅｘｐ（ｊへ〇（１１））も
また周期関数である。したがってフーリエ級数に展開で
きる。つまり、＋・・・　　　　　　　　　・・・（８
）と展開される。ただしＴは周期である。

したがって Ｆ　（ｅｘｐ（ｊΔθ（ｎ）〕 ・・・（９） となる。すなわちＳ（＠、＃）は静止している場合の画
像信号と位相軸方向のインパルス列のたたみ込２−チフ
ァクト成分となる。

上記のメカニズムにより発生するアーチファクトに対し
て、画像再構成の処理の中、または再構成処理後に静止
画像成分Ｓ　ｏ（ｔ、−）とアーチファクト成分ｅｘｐ
（ｊΔθ（ｎ））を分離しやすい形に変換する処理りと
、その状態でアーチファクト成分を除去する処理りと、
前記処理りの逆変換を行う処理Ｄ−１を組込むことによ
りアーチファクトのない画像が得られる。再構成処理の
中に組込んだ場合の処理フローを第３し示す。周期的に
振動する被検体から得られたＮＭＲ信号Ｓ　（ｔ、ｎ）
を時間軸方向にフーリエ変換すると Ｓ（＠、ｎ）＝ρδ（（１）−ωｈ）ｅｘｐ（ｊ　（θ
、ｎ＋へ〇（、）））；ρδ（（１１−（１１ｍ）ｅｘ
ｐ（ｊθ露ｎ　）ｅｘｐ（ｊΔ０（ｎ））・・・（１０
） これに対して処理りを行う。まず複素対数化して乗算の
結合を、和の結合に変換する。

１ｏｇ（Ｓ（ｍ、ｎ））＝Ｑｏｇ（ρδ（ω−ωｋ）・
ｅｘＰ（ｊθ、ｎ）〕＋　　Ｑ　ｏｇ（ｅｘｐ（Δ　θ
　（、）））　　　　−（１１）・・・（１２） これをテーラ−展開するとやはり周期関数になる。

・・・（１３） したがって式（１１）を位相軸方向にフーリエ変換した
ものは ＋・・・　　　　　　　・・・（１４）となる。ただし
、Ｓｏ（＠、ｎ）は（１１）式前半部つまり静止画像成
分に対し処理りを適用したものである。

′工゛ にピークとして現われる。また、一方、Ｓｏ（ｍｅｎ）
は横軸の零点付近に現われる。その理由は、複素対数変
換は上記説明の機能以外に関数を圧縮する機能を有する
０例えば、対数変換をすればＱｏｇ（ｅ”）＝　Ｑｏｇ
（７，３８９）＝　２Ｑｏｇ（ｅ”）＝　Ｑａｇ（２２
０２６）＝　１０のように大きい値を小さく圧縮する。

したがって。

周期的でない静止画像成分は、対数変換前は変化が激し
いものでも、対数変換後は変化がゆるやかになる。それ
に対して周期的なアーチファクト成分は対数変換しても
、同じ周期関数に変換される。

したがってフーリエ変換により、静止画像成分とアーチ
ファクト成分を分離できる。

ここに処理りを適用する。処理りは、アーチファクト成
分のみを取除く線形フィルタリングである。

そして、残った静止画像成分に処理Ｄ″″ｌを適用。

すなわち、位相軸方向にフーリエ逆変換して、その後、
複素指数変換する。すると通常の画像再構成処理の途中
段階の状態になる。これについて、位相軸方向にフーリ
エ変換を行い、画像を得る。

このようにして、静止画像を得る。

また、すでに像再構成されたアーチファクトを含む実数
値画像に対しても、同様な処理を施し、アーチファクト
を除去することができる。その処理フローを第４図に示
す。第３図に対して、時間軸方向のフーリエ変換を、位
相軸方向の逆フーリエ変換に変換するだけで処理できる
。

次に、処理時間の短縮について説明する。例えば、第５
図（ａ）で示す物体を撮影した場合、第３図、第４図で
示す処理において、処理りを行う前の状態は、第５図（
ｂ）のような信号になっている。この状態で、あるしき
い値を設定し、第５図（ｂ）の■、■、■のような信号
強度水の部分、■、■のような信号強度大の部分を区別
する。そして■、■のような信号強度大の部分に対して
。

Ｄ、Ｌ、Ｄ″″ｌの処理を行う。このことにより、処理
時間を短縮できる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、画像のＳ／Ｎの劣下がなく、撮影条件
に制約を与えずに、被検体の振動によるアーチファクト
のない良好な画像を得ることのできる磁気共鳴イメージ
ング装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のブロック図、第２図はパル
スシーケンス図、第３図は本発明による一つの処理フロ
ー図、第４図は本発明による別の方式の処理フロー図、
第５図は処理領域の選定の説明図である。 １０１・・・磁石、１０２・・・被検者、１０３・・・
傾斜磁場コイル、１０４・・・送信コイル、１０５・・
・受信コイル、１０６・・・送受信システム、１０７・
・・Ａ／Ｄ変換器、１０８・・・傾斜磁場電源、１０９
・・・計算機、第　１の や＄囚（幻 易′Ｒｔ軸 （ｂ） 釦穫級―

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、静磁場中におかれた被検体に高周波磁場を印加し、
   被検体より発する核磁気共鳴信号に画像再構成処理を施
   し、画像を得るようにした磁気共鳴イメージング装置に
   おいて、 （ａ）周期的に振動する被検体より得られた核磁気共鳴
   信号を、画像を再構成する処理の中または、再構成処理
   の後に静止画像成分と周期的振動によるアーチファクト
   成分を分離しやすい形に変換処理し、 （ｂ）その状態でアーチファクト成分の除去処理を行い
   、 （ｃ）そして残つた画像信号について前記変換処理の逆
   変換処理を行うように構成したことを特徴とした磁気共
   鳴イメージング装置。 ２、前記（ａ）〜（ｃ）の処理をしきい値を設定し、実
   質的にそれ以上の信号強度を持つ部分についてのみ行う
   ことを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載された磁
   気共鳴イメージング装置。