JPH0213435A - 渦電流起因位相歪修正システム - 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〕 本発明は磁気共鳴画像（ＭＲＩ）に関するもので、更に
詳細にはこうした画像における渦電流起因生成物の減少
に関するものである。

〔従来技術〕

磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムで使用される勾配は渦
電流を発生ずる。渦電流は公知でない様式にて各画素の
位相を変える。従って、一部の流れシーケンス等におい
て位相差が測定される場合はどれセ゛け多くの位相差が
流っ（ｔに起因するか又。

どれだけ多くの量が渦も流に起因するかを確認する方法
がない。

例エバ、流れを数量化するためシーケンスノー部分と゛
して対向極性の勾配が続く第１極性の勾配を多くのた査
シーケンスで使用している。勾配は各々必ずしも一致し
ていない従って減算方法により消去されない渦電流を発
生ずる。従って、こうした走査シーケンスにおいては、
渦電流に起因する位相差により誤った流れ測定が生じる
。

〔発明が解決しようとする課題〕

従って、当技術の熟知者は渦電流起因位相角減少を修正
するシステム及び／又は方法を開発することを行ない、
現在でも尚試みている。

〔課題を解決するだめの手段〕

従って９本発明の目的は渦電流起因位相角減少を修正す
る手段と装置を提供することにある。

本発明の広い範囲によれば、磁気共鳴画像（ＭＲｌ）デ
ータの渦電流発生位相角変化を最小にする方法が提供さ
れ、この方法は。

横断面内に４ｇ　”ｒ”されたスピンにより発生された
低較像データを入手しデータの前記入手が多次元走査シ
ーケンスを使って時間分域内で生ルる段階１画像の画素
に対する振幅値と位相値を得るためその得られた時間分
域低解像データをフーリエ変換し、前記両値が渦電流と
スピンの運動に起因する位相値変化を含む段階。

渦電流に起因する位相変化と共にデータのみを実質上通
過させるよう得られた時間分域データで作動する段階。

位相値が渦電流により発生さ倦たちのである各画素に対
しての位相値と振幅値を得るようデータでの作動をフー
リエ変換ず珍段階。

作動さ１Ｗたデータもフーリエ変換すうことで得られた
各画素の位相角を非作動時間分域データをフーリエ変換
することで得られた各画素のイ坦相角から差し引くこと
により、渦電流起因位相変化無しにスピンの運動により
発生された位相変化に制限された画像を提供する段階か
ら成る。

本発明によれば、別の特徴は渦電流起因位相歪を修正し
流れを決定するため修正された測定済み位相角を使用す
る方法から成り、前記方法は。

流れる流体の非補償低解像画像を得る段階。

前記流れる流体の流れ補償低解像画像を得る段階。

前記流れる流体の正常解像非補償画像を得る段階。

前記流れる流体の正常解像流れ補償画像を得る段階。

前記ＷＪ像が位相角データを含圭こと。

低解像画像の位相角データを正常解像画像の対応する位
相角データから差し引いて位相角修正した補償画像と非
補償画像を得る段階。

前記位相角データみ補償画像を前記位相角修正された非
補償画像から差し引いて最小位相角歪を有する流れ画（
象を得る段階及び。

前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得るため最小
の位相角歪を有する前記流れ画像の位相角を使用する段
階から成っている。

本発明の前掲の特徴と目的及び他の特徴と目的について
は添附図面に関連して行なわれる本発明の広範凹な以下
の説明に照らし合せて考察したｌγ、最も良く理解され
よう。

〔実施例〕

第１図に示された磁気共鳴画像システム１１にはＭＲ研
究用患者を受入れる大型の磁石本体１２が含まれている
。ＨＯとして示された大きい静磁場が磁場発住器１３に
より発生される。周知の如く、大きい静磁場は奇数（国
の陽子及び／又は中性子を有する核、即ちスピン魚運動
量と磁気）＼・・イボーラ・モーメントの両者を有する
核粒子と整合する。

両方の特性を備えたこれらの核粒子は本明細書で「スピ
ン」と称する。無線周波数（ＲＦ）磁場が大きい静磁場
を横切るパルスとして与えられる。

ＲＦパルスはエネルギーをスはンに与え、これらのスピ
ンを効果口ぐ）に乱し又はこれらのスピンを例えば横断
面内へｒティッピング（ｔｉｐｐｉｎｇ）　」する。Ｒ
Ｆ磁場パルスによる励起後にスピンは徐々に分散（位相
がずれ）、又、静磁場との整合に戻る。こうしてスピン
は弱いが検出可能な自由誘因崩壊（Ｆ＋ｒｎ侶号の形態
でエネルギーを与える。

これらのＦ　Ｉ　Ｉ）信号は周知の様式で画像を発生ず
るコンピューターｆｌｊｌ制御装置により制御されるシ
ステム１検出され使用される。ＲＦパルスの励起γ 子ｉ、各核種に対する基本的な核物理定数の積で表わさ
れる。

従って、静的に一定の磁場に線状勾配場を重ねることに
、より１選択された面におけるスピンはＲＦ励起周波数
の適確な選択により励起可能である２磁気共鳴技術は分
光測定から画像作成及び最近では血流を図解し数千化す
ることが出来る形式の画像作成にいたっている。

ＭＲ技術を使用する流れの測定については地球物理学研
究誌、第６５Ｓ、第２号、７７６頁（１９６°０年）に
ハン博士が３１１示した。周知の如く。

スピン・エコー・シーケンスを使用すると、最初にスピ
ンは９０°のＲＦパルスにより９０’　にて横断面内に
チップ化され１次に５成る程度位相がずらさ丸た後１８
０°のＲＦパルスにより元に戻される（再位相化）る。

エコーは１８０’　のパルスの適用後に時間τにて発生
ずる。時間τは９０”のパルスと１８０°のパルスの間
と時間と等しい。

従って、エコーは通常スピンに運動がない、即ちｄ　ｓ
　／　ｄ　を及び／又は高い値が０と等しければ９０°
のパルスの適用後に時ＩｆＪ１２τにて通常発止される
。スピンが運動していない場合即ち例えばスピン戸゛そ
れ自封の速度を有している場合は、スピンが回転フレー
ム内で再収□束する方位角がｍ縁Δψ−（ＧＶ）　τ２
分シフｉ・される場合を除いて時間２にてエコーが依然
発生ずる。こごで。

Ｇは線状磁気勾配ベクトル。

■は流れ速度 従って３例えば、運動検出画像と運動非検出画像におけ
る方位角の差へ／は理想的には画像内の各画素ＬＣ，お
ける体の流体の如き画像化された対岐物の速度を演算に
より得ることが出来るようにする。然し乍ら、渦電流に
起因する位相減衰の不定量は演算の正確性を著しく低減
化する。

位相に対ずろ渦電流のマイナスの作用は運動検出画像セ
得るには大きい勾配を使用する必要武あることが判明し
たので運動コード化勾配を使用する運動測定実験で増加
した。比較的大きい事前設定勾配の使用を開示している
特許第４，５１６，０７０号を例として参照さ糺たい。

この特許で開示された磁気勾配場は大きい渦電流を発生
し、従って人きい未決定位相歪を発生ずる。従って１位
相の関数として決定された速度の測定には通常渦電流に
起因する誤差が含まれている。

このｎ４１題を克服するため多くの試みがなされて来て
いる。こうした試みの１つについては第６回ＳＭＲＭで
提出さ心たＭＲ研究報告抜翠抄録（フイｒ）ツブス医療
ンステム刊行物）のｆｆ１１６頁（１９８７年）に発行
された論文に説明がしである。

この論文では渦電流起因位相劣化を修正する空間的に非
線形の位相修正を行なう繰り返し技術と共に複雑な積算
を使用する方法が説明しである。この方法略不当に複雑
である。

運動検出画像も得るため使用された勾配により得られる
位相誤差を克服する他の技法では渦電流の効果を最低に
するため遮閉されたグラジエン１〜・コイルを使用して
いる。例えば、医療における磁気共鳴、第５巻で発行さ
れたＣＬジュモリン等の「マルチ・エコー磁気共鳴血管
造影法」と題する論文の４７−４５７頁（１’９８７年
）を参照。

本明細書で説明された特異な技術では遮閉されたグラジ
エント・コイルは必要Ｙせず、又、繰返し技法といった
棧雑な操作を必要とせず、チェリシエフ多項式の直交多
項式解を入手しない。代わりに、第１図の説明；こおい
て説明される如くウィンドウ処理と併せて比較的直線状
の低解像画像データ入手システムが使用される。

ＦＩＤ信号（又はエコー）の位置は勾配磁場を使用して
決定される。勾配磁場を得やため、Ｘ方向に勾配磁場を
提供する磁場勾配発生器１４．Ｙ方向１″−勾配磁場を
提供する磁場発生器１６及びＺ方向に磁場勾配を発生ず
る磁場勾配発生器１７幌図示しである。

送信モードにおいてはＲＦパルスは最初に主磁石１２内
の図示せざるコイルを通じて送信される。

ＲＦパルスは形成のためＲＦ周波数パルスを変調器１９
へ送るＲＦ発生器１８から得られる。変調された形成信
号は送信器２１により送受切替器２２を介して送信され
る。

受信モードにおいては、受信された信号（ＦＩＤ又はエ
コー）は主磁石１２内に示さ机ていないコイルによりピ
゛ツク・アップされ送受切替器２２を通して受信器２３
にいたる。ビック・アップ・コイルはＲＦパルスを送信
する目的に使用された同じコイルに出来る。受信された
信号は復調器２４に送られる。変調器と復調器の両者に
は変調周波数発生器２０により変調周波数が供給される
。

本願の発明による復調された信号はＡＤ変換器２６、時
間分域データの一場Ｙ分のみを通ずシステム・オペレー
ター２７の両者に送られる。システム・オペレーター２
７の結果は低解像画像である。

一実施態様ＩＺおけるシステム・オ）レータ−２７は「
ウィンドウ」である。第２ａ図において。

この２イントウはステップ関数として表わされている。

本発明の目的上、受信された時間分域信号の中央部分の
みを通ずウィンドウを使用出来る。

こうしわウィンドウは低い空間周波数信号のみを通す。

渦電流により起因される位相勾配信号は比較的低い空間
周波数信号であり、°従って、これらはウィンドウたる
システム・オペレーター２７により通される。スピンの
運動により起因した位相角変化はウィンドウたるシステ
ム・オペレーター２７により通されない比較的高い空間
周波数信号である。

ウィンドウたるシ゛ステム・オペレーター２７を通る信
号とウィンドウたるシステム・オペレーター２７により
作動に提供さ＋’ｌなかった信号の両者は各々フーリエ
変換処理ブロック２９．３１で示される如く２次元フー
リエ変換により処理される。

フーリエ変換処理装置と出力はエリア毎に画像の画素に
対応する各エリアと共にメモリー３２，３３内に入れら
Ｊする振・幅と位相のデータで、ある。

ウィンドウからの低解像データを含むメキリー３３には
実質上渦電流位相勾配情報のみが含まれている。メモリ
ー３２にはウィンドウ作動を受けなかった信号からのデ
ータが含まれ、従って、スピン運動と渦電流勾配の両者
により影響された位相の値が含ま性ている。従って、渦
電流起因位相勾配を最小Ｃず冶にはメモリー３３を減算
増幅器３４内のメモリー３２から差し引く。減算増幅器
３４の出力は表示ユニット３７内で表示するためメモリ
ー３６内に入れられる位相修正画像である。

従って８表示ユニット２７内の表示は実際上渦電流起因
位相角変化Ｅ−起因した人工物の無い状態である。

間し処理が補償受イシ信号と非補償受信信号に対して提
供される。本明細書で使用される補償信号は移動してい
るスピンと静止状態のスピン全てが同じ位相を有するよ
う位相がスピン速度とは無関係であることを意味してい
る。非補償データとは位相がスピンの速度に依存してい
ることを意味している。

第２ａ図はシステム・オペレーター２１の８ウインドウ
」又は７乗算」作動をグラフ的に表わしている。３１に
示された受信信号は最初に低空間周波数信号のみを通ず
ことにより低解像画像を得るようウィンドウにより作動
される。受信された信号は低空間周波数のみを含む信号
４３になるステップ関数４２の如きウィンドウにより、
積算されるか又はこのウィンドウを通る。先に述べた如
く他のウィンドウ形状即ち複素２台ｉ等も本発明め範囲
内で使用可能であろう。その条件は低い空間周波数のみ
を通ずことにある。信号４３は渦電溜により発生される
位相変化を表わす。従って、この信号には流れ実験に人
工物を生ぜしめ且つ当技術の熟知者頑・”比較的長い時
間にわたり除去しようと試みていた位相誤差が含まれる
。信号４３は時間分域内にあり、そのため、ｉｔ！ｉ像
の画素に対応ずるマトリックス４６の領域に対しての位
相データを提供するよう４４で示されたフーリエ変換で
１作動される。

第１図に示される如く、ウィンドウを通過しない受体信
号４１はメモリー４８に対する位相データを提供するよ
う４・７に示された如くフーリエ変換オペレーターによ
り直接作動される。位相データ値には渦電流起因位相歪
と同様、スじ０ン運動に起因する位相変化が含ま札てい
る。渦電流起因位相変化のみを含むメモリーたるマトリ
ックス４６のデータは渦電流により生ずる位相変化のな
い画像を提供すべくメモリー４８のデータから差し引か
れる。これは渦電流起因勾配の無い位相データのメモリ
ーであるメモリー４９内に示される。

渦電流起因位相角変化を最小にするシステムは本発明で
は例えば１１１Ｌ液又は他の体液の流れを測くするのに
役立つ。従って、第２図に示される如く第１図のシステ
ムにより補償画像データと非補償画像データが獲得され
て作動されると、最終的な流れデータは渦電流起因位相
角変化に起因する不正確性を生じない。

第３図のシーケンスは非補償データを得るシーケンスで
あり、第４図のシーケンスは補償流れデータを得るシー
ケンスである。図示され化特定のシーケンスの代わりに
他のシーケンスも使用出来よう。例えば、１．９８８年
１月２９日にイスラエルで出願された出願番号第８５２
５９号で本発明の譲受人に譲渡されている特許出願で開
示さｉｔたシーケンスも第３図及び第４図に示されたシ
ーケンスの場合に使用出来よう。

第３図及び第４図は古典的なスげン・エコー・シーケン
スに基づいている。第３図にそいて、９０°のパルス５
１がスライス・セレクト勾配５２の適用中に適用される
。スライス・セレクト勾配は通常の負の部分５３を有し
ている。９０”　のパルス５１はスピンを横断面内にチ
ップする。チップ処理されたスピンはスライス・セレク
１−勾嘔バルスにより選択される。引続き３位相コード
化パルス５４の位相コード化へ′ルスの１つ（Ｃ，Ｊ川
される。

次に、１８０°のＲＦパルス５６１雰横断面内における
位相解除スピンを再位相化するため適用される。９０°
のＲＦパルスと１８０°のＲＦパルスの間の時間と等し
い１８０°のＲＦパルスの適用後の成る時点にエコーが
生ずる。エコー信号は６７で示しである。これは読み取
り勾配）Ｖシス５８の適用中に生ずる゛。

補償シーケンスは第４図に示す。第３１！ｌと第４図の
シーケンスの間の主たる相違点はバイポーラ勾配パルス
７１．７２である。バイポーラ勾配パルス３１．７２は
移動するスピン内でのみ位相差を生じることにより移動
スピンをコード比する目的に使用される。その理由はこ
れらがバイポーラであり、実際上静止スピンに９１果を
有しないことによる。

移動するスピンの位相は以下の式から速度を得る目的に
使用される。

本出願の譲受人に譲渡されている１９８８年１月２９日
にイスラエルで出願された特許出願第８５２５９号参照
）。

ここで、ＺはＬ＝、ｆｌ’（ＬＯ）におけるスピン位置
こ′ｊｈ　’Ｊ　、■は（一定とみなした場合の）Ｃス
ピン速度ｔ′為み。

然し乍ら、先に注記した如く１位相角Δ方は渦電流起因
位相勾配に起因して正確に決定されない、第２図に図解
され仁如く第１図とシステムを利用すると、′渦電流に
起因する位相勾配は位相が速度の真の線形関数を表わす
よう除去出来る。

〔発明の効果〕

従って２作動にあたり５第１図に示されたシスネムは２
個の画像の差し引きから真の流れ速度画像を提供瓜来る
。２つの画像は１）渦電流に起因する画素内〃位相変化
を含む流れの画像、２）渦電流により起因する実質上全
ての位相角変化が除去された画像である。従って、第１
画像の位相から第２画像の位相を差し引くことにより結
果的に生しる画像は渦電−丸に起因する勾配の伴なわな
いスピンでの速度に起因する位相角画像である。特定り
実施態様を参照して本発明につき説明して来たが、これ
らｎ実施態様は例示的なもののみであリ３本発明の範囲
に対し限定的なものとして解釈すべきでないことを理解
すべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のシステムのブロック図。 第２ａ図は渦電流起因位相角画像を分離させるのに使用
された第１図のシステムの「ウィンドウ」又は「乗算」
作動を示す線図。 第２ｂ図は全体の位相角画像を得るため通常の解像画像
に対す凌受信信号を、処理することを示を第２ｃ図は渦
電流起因位相角中を伴なわずに速度に比例する位相角画
像を得るため第２ａ図の位相角画像を第２ｂ図の位相角
画像から減算するこを示す。 第３図は非補償データを得る操作シーケンスを示す。 第４図は補償データを得る操作シーケンスを示す。 図中 １１・・・磁気共鳴画像システム　３６．４８．４９・
・・メモリー１２・・・磁石本体　　　　　　　３７・
・・表示ユニツ１−１３、１６・・・Ｉｌ場光発生器　
　　４１・・・受信信号１４．１７・・・磁場勾配発生
器　　４２・・・ステップ関数１８・・・Ｒ［発生器　
　　　　　４３信号１９・・・変調器　　　　　　　　
４４・・・フーリエ変換２０・・・変調周波数発生器　
　　４６・・・７１〜リツクス２１・・・送信器　　　
４７・・・フーリエ変換オペレーター２２・・・送受切
替器　　　　　　５１・・・９０°のパルス２３・・・
受信器　　　　５２・・・スライス・レーク１〜勾配２
４・・・復調器　　　　　　　　５３・・・通常の負の
部分２Ｇ・・・ＡＤ変換器　　　　５４・・・位相コー
ド化パルス２７・・・システム・オペレーター ２９、３１・・・フーリエ変換処理ブロック３２．３３
・・・メモリー　　　５６・・・１８０６のＲＦパルス
３４・・・減算増幅器　　　　　　５７・・・エコー信
号５８・・・読取り勾配パルス

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）磁気共鳴画像内の渦電流起因位相歪の修正方法であ
   つて： 通常の解像時間分域磁気共鳴画像（ＭＲＩ）データを入
   手する段階、 低い解像時間分域磁気共鳴画像（ＭＲＩ）データを入手
   する段階、 正常な解像時間分域（ＭＲＩ）データをフーリエ変換す
   る段階、 低い解像ＭＲＩデータをフーリエ変換する段階フーリエ
   変換の段階後に周波数分域内に位相画像を得る段階及び
   、 渦電流起因位相歪に対し修正された位相画像を提供すべ
   く正常な解像データの位相画像から低い解像データの位
   相画像を差し引く段階から成る方法。 ２）正常解像時間分域ＭＲＩデータを入手する段階が元
   の時間分域ＭＲＩデータを得る通常のデータ入手シーケ
   ンスを使用することを含み、低解像ＭＲＩデータを入手
   する段階が低い空間周波数のみのデータを得るよう前記
   正常解像ＭＲＩデータ上で動作する段階を含む請求項１
   記載の渦電流起因位相歪を修正する方法。 ３）前記正常解像ＭＲＩデータで作動する前記段階が前
   記元の時間分域ＭＲＩデータの空間周波数フィルター処
   理を含む請求項２記載の方法。 ４）前記正常解像ＭＲＩデータで作動する前記段階が低
   い空間周波数のみのデータを得る機能により前記元のＭ
   ＲＩデータをウィンドウ処理するこをを含む請求項２記
   載の方法。５）渦電流起因位相歪を修正し流れを決定す
   るためその修正測定された位相角を使用する方法であつ
   て： 流れる流体の非補償低解像画像を入手する段階、前記流
   れる流体の流れ補償低解像画像を入手する段階、 前記流れる流体の正常解像非補償画像を入手する段階、 前記流れる流体の正常解像流れ補償画像を得る位相角デ
   ータを含む前記画像を得る段階、位相角修正補償された
   画像と補償されない画像を得るため低解像画像の位相角
   データを正常解像画像の対応する位相角データから差し
   引く段階、最小の位相角歪にて流れ画像を得るよう前記
   位相角修正補償画像と非補償画像を差し引く段階、及び 前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得るため最小
   位相角歪を有する前記流れ画像と位相角を使用する段階
   から成る方法。 ６）速度が以下の式 ▲数式、化学式、表等があります▼ ここで、Ｚ＿０は時間ｔ＝■（ｔ＿０）におけるスピン
   位置であり、Ｖはスピン速度、 におけるＶに対する得られた解答で決定される請求項５
   記載の方法。 ７）磁気共鳴画像における渦電流起因位相歪を修正する
   システムであつて： 正常解像時間分域磁気共鳴画像（ＭＲＩ）データを入手
   する手段、 低解像時間分域磁気共鳴画像（ＭＲＩ）データを入手す
   る手段、 正常解像時間分域ＭＲＩデータをフーリエ変換する手段
   、 低解像ＭＲＩデータをフーリエ変換する手段、フーリエ
   変換段階後に周波数分域内の位相画像を得る手段、 渦電流起因位相歪に対し修正された位相画像を提供する
   よう正常解像データの位相画像から低い解像データの位
   相画像を差し引く手段から成るシステム。 ８）正常解像時間分域ＭＲＩデータを入手する手段が元
   の時間分域ＭＲＩデータを得るため正常データ入手シー
   ケンスを使用する手段を含み低い解像度ＭＲＩデータを
   入手する手段が低い空間周波数のみのデータを得るよう
   前記元のＭＲＩデータを基に作動する手段を含む請求項
   ７記載の渦電流起因位相歪を修正するシステム。 ９）前記元のＭＲＩデータで作動する前記手段が前記元
   の時間分域ＭＲＩデータの空間周波数フィルター処理を
   行なうフィルター手段を含む請求項８記載のシステム。 １０）前記元のＭＲＩデータで作動する前記手段が低い
   空間周熱数のみのデータを得る機能を備えた前記元のＭ
   ＲＩデータのウィンドウ処理を行なうウインドウ処理手
   段を含む請求項８記載のシステム。 １１）渦電流起因位相歪を修正し流れを決定するため修
   正された測定済み位相角を使用するシステムであつて： 流れる流体の非補償低解像画像を入手する手段、前記流
   れる流体の流れ補償低解像画像を入手する手段、 前記流れる流体の正常解像の非補償画像を入手する手段
   、 前記流れる流体の正常解像流れ補償画像、位相角データ
   を含む前記画像を入手する手段、位相角を修正され補償
   された画像と非補償画像を入手するため正常解像画像の
   対応する位相角データから低解像画像の位相角データを
   差し引く手段、 最小の位相角歪を有する流れ画像を得るため前記位相角
   修正された補償画像と非補償画像を差し引く手段及び 前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得る最小の位
   相角歪を有する前記流れ画像の位相角を使用する手段か
   ら成るシステム。 １２）速度が以下の式 ▲数式、化学式、表等があります▼ ここで、Ｚ＿０は時間ｔ＝０（ｔ＿０）におけるスピン
   位置、Ｖはスピン速度、 におけるＶに対する解答を得る手段により決定される請
   求項１１記載のシステム。