JP2008093070A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 FIRフィルタを用いたリサンプリング処理を行う場合に、取得データ数やデータタイミングを変えることなく、高画質の画像を取得する。
【解決手段】 核磁気共鳴現象により被検体から放出されるエコー信号をサンプリングして取得されたデジタルデータをリサンプリング処理する信号処理手段を備え、前記信号処理手段は、前記デジタルデータの少なくとも一方の端に0データを補填した後に前記リサンプリング処理を行う。
【選択図】 図２

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特にエコー信号のデジタルリサンプリング方法に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR(エコー)信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

エコー信号の計測に際して、エコー信号のT2減衰によるSN低下を防止するために、エコー時間を短縮して計測が行われる。更に、傾斜磁場強度を抑えてSNを向上させるために、エコー中心に関して前半部を後半部よりもサンプリング数を少なくして非対称にエコー信号の計測が行われることがある。
しかし、サンプリングされたエコー信号データからFIRフィルタを用いたデジタルリサンプリング処理を行う場合に、デジタルリサンプリング処理の特性上、リサンプルフィルタ点数の半分の点数に相当する点数分のデータを作成できない。すなわち
(リサンプルフィルタ点数−１)÷Decimate率÷２＝
(リサンプルフィルタ点数−１)÷リサンプルフィルタ点数×タップ係数÷２
の点数分のデータがリサンプルデータ列の両端において欠損することになる。例えば、タップ係数を12とすると5点分のデータがリサンプルデータ列の両端において欠損することになる。

このようなリサンプルデータ列の両端におけるデータ欠損に対しては、欠損データに0データを補填したり、エコー取得タイミングを前側にシフトしたりすることにより対処することが可能である。
なお、特許文献1には、リサンプリング処理の例が開示されているが、上記リサンプルデータ列の両端における課題と解決手段は開示されていない。
特開2005-348831号公報

上述の様に、リサンプル処理ではリサンプルデータ列の両端のデータを作り出すことができないため、周波数方向のサンプリング点数を小さくかつ非対称計測比率を大きくすると、k空間周波数方向の中心データがなくなってしまう場合がある。この場合、画像のエッジが極度に強調された画像となり、臨床の妨げとなる。或いは、エコー取得時間TEを長くする(エコーピークが後ろ側になる)方法があるが、この場合は高域データが欠けるために、画像のエッジがぼやけてしまう問題が発生する。
以上の様なことから、所望のエコー時間を設定できなくなってしまい、臨床上必要な画質を有する画像を取得することが困難となってしまう場合が生じる。

そこで、本発明の目的は、FIRフィルタを用いたリサンプリング処理を行う場合に、取得データ数やエコー取得タイミングを変えることなく、高画質の画像を取得可能である磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は以下のように構成される。即ち、核磁気共鳴現象により被検体から放出されるエコー信号をサンプリングして取得されたデジタルデータをリサンプリング処理する信号処理手段を備え、前記信号処理手段は、前記デジタルデータの少なくとも一方の端に0データを補填した後に前記リサンプリング処理を行うことを特徴とする。

本発明の MRI装置 によれば、FIRフィルタを用いたリサンプリング処理を行う場合に、取得データ数やエコー取得タイミングを変えることなく、高画質の画像を取得可能である磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。特に、周波数点数が少なく、非対称比率が大きい計測条件においても、高画質の画像を取得可能とすることができる。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。

図1は、MRI装置の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石1と、磁場勾配発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、シーケンサ6とを備えて成る。
上記磁場発生磁石1は、被検体8の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体8の周りのある広がりを持った空間に永久磁石方式または常電動方式あるいは超伝導方式の磁場発生手段が配置されている。

磁場勾配発生系2は、X，Y，Z軸方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とからなり、後述のシーケンサ6からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの三軸方向の傾斜磁場Gx, Gy, Gzを被検体8に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体8に対するスライス面を設定することができる。

送信系3は、後述のシーケンサ６から送り出される高周波磁場パルスにより被検体8の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場パルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と照射コイル14とからなり、上記高周波発振器11から出力された高周波パルスを後述シーケンサ6の命令に従って変調器12で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体8に近接して配置された照射コイル14に供給することにより、電磁波が上記被検体8に照射されるようになっている。

受信系4は、被検体8の組織の原子核の磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するもので、受信側の高周波受信コイル15と受信回路16とA/D変換機17とから成り、上記送信側の照射コイル14から照射された電磁波による被検体8の応答の電磁波は被検体8に近接して配置された高周波受信コイル15で検出され、受信回路16を介してA/D変換機17に入力されることでディジタル量に変換され、その信号が後述する信号処理系5に送られるようになっている。

信号処理系5は、CPU7と信号処理装置18と、メモリ19及び磁気ディスク20及び光ディスク21などの記憶装置と、CRT等のディスプレイ22とから成る。CPU7は、メモリ19からパルスシーケンスの印加パターンを読み出し、後述するシーケンサ6へ計測パルスシーケンスの印加パターンを命令する。メモリ19は、任意の撮像条件によるパルスシーケンスの印加パターン及び前記受信系にて得られた収集データなどの情報を上記CPU7の制御により記憶する。信号処理装置18は、収集データをフーリエ変換し、補正計算及び画像再構成等の処理を行い、処理結果をメモリ19に出力する。メモリ19に出力された処理結果は、ディスプレイ22に断層像として表示するようになっている。磁気ディスク20、及び光ディスク21は信号処理装置18によって前述のような処理を施された信号データ及び信号データを再構成して得られた画像データ及び患者データなどを保存する。

シーケンサ6は、上記被検体8の組織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磁場パルスを或る所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、CPU7の制御で動作し、被検体8の断層像のデータの収集に必要な種々の命令を、送信系3及び磁場勾配発生系2ならびに受信系4に送るようになっている。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、本発明のリサンプリング処理の一実施例を図2に基づいて説明する。図2は、信号処理装置内の処理フローチャートを示す。
ステップ101で、A/D変換機17により量子化されたデータを取得する。
ステップ102で、メモリ空間上の先頭領域に0データを補填する。つまり、
リサンプリングフィルタがデータをリサンプルするのに用いるデータ点数÷２
だけの0データをメモリ空間上の先頭に補填する。なお、ステップ101と102の順番は逆でも良く、量子化された信号を受け取る前にあらかじめ0データを補填しておき、その直後のメモリ空間上に量子化信号を受け取るようにしても良い。

ステップ103で、ステップ102で補填された0データの後にステップ101で受け取った量子化データを配置する。
ステップ104で、メモリ空間上の量子化データの後に0データを補填する。つまり、
リサンプリングフィルタがデータをリサンプルするのに用いるデータ点数÷２
だけの0データを量子化データの最終データからメモリ空間上に補填する。なお、ステップ104は、ステップ101又はステップ102の順番より前でも良く、あらかじめ、0データを量子化データの最終点以降に補填していた上でA/D変換機17より量子化された信号を、前後に補填した0データの間に直接受け取っても良い。

ステップ105で、0データを補填した量子化データが信号処理装置18のメモリ空間上に配置されたのち、
画像バンド幅×Ａ／Ｄ点数÷Ａ／Ｄサンプリングレート
で計算される周波数点数分、FIRフィルタを用いデジタルリサンプリング処理を行う。デジタルリサンプリングの詳細は後述する。
ステップ105で、画像再構成演算処理を行う。

図3は、本発明による信号処理装置内のFIRフィルタを使用したデジタルリサンプリング処理の概略図を示す。
デジタルリサンプリングとは、実際の画像バンド幅よりも高いバンド幅でデータの取り込みを行い、リサンプリング処理をおこない、所望の点数分のバンド幅のデータを作成する処理のことで、FIRフィルタを用いてリサンプリング処理をした方が、きめ細かい実際の信号に近いデータが得られることが一般に知られている。

しかし、従来のFIRフィルタを使用したデジタルリサンプリング処理では、両端のデータが足りずにリサンプリングできないため、周波数方向の両端データを0データとしている。
これに対して、本発明のデジタルリサンプル処理によれば、ステップ102とステップ104により0データを量子化データに対し補填し、端データに対してもFIRフィルタを用いてリサンプル可能とすることにより、ステップ105のデジタルリサンプリング処理を可能とする。

105は周波数点端データを作成するときのFIRフィルタが使用する点の例を、106は105より一点シフトしたデータを作成するときのFIRフィルタが使用する点の例を示す。105の0データ充填数は106の0データ充填数よりも大きくなり、端に行けば行くほど多くの0データが充填されたデータとなる。これは、トランケーションアーチファクトを低減させる効果を得ることができる。図4は、本発明のデジタルリサンプル処理を行った場合の、トランケーションアーチファクト低減効果を示す。比較の為、従来方法の場合も示す。上段グラフは従来方法の場合を示し、下段グラフは本発明の方法の場合を示す。左側グラフがリサンプリングされたデータの左端近傍の様子を示し、右側グラフがそのフーリエ変換後の左端近傍の様子を示す。フーリエ変換後の急峻に変換している点の前後の信号変動の様子から、本発明のリサンプリング方法が従来技術の方法よりも、信号変動が少ないことが理解される。つまり、本発明のリサンプリング方法が従来技術の方法よりも、トランケーションアーチファクトが少ないことが理解される。

以上は、左端データのリサンプリング処理に関する説明であるが、右端データのリサンプリング処理に関しても全く同様であり、かつ、左端データ処理と同様の効果がある。
なお、0データの補填をサンプルデータの両端とする例を説明したが、サンプルデータの少なくとも一方の端に0データを補填することにより、上記リサンプリング処理を行うことができ、上述の効果を得ることが可能である。

本発明において使用するMRI装置の全体構成を示すブロック図。 本発明におけるFIRフィルタを用いたデジタルリサンプリング処理フローを示す図。 本発明において量子化データから作成された周波数方向データの性質を示す図。 本発明おけるトランケーションアーチファクト低減を示す図。

符号の説明

１ 静磁場発生磁石、２ 静磁場勾配発生系、３ 送信系、４ 受信系、５ 信号処理系、６ シーケンサ、７ 中央処理装置、８ 披検体、９ 傾斜磁場コイル、１０ 傾斜磁場電源、１１ 高周波発信器、１２ 変調器、１３ 高周波増幅器、１４ 照射コイル、１５ 高周波受信コイル、１６ 受信回路、１７ A/D変換器、１８ 信号処理装置、１９ メモリ、２０ 磁気ディスク、２１ 光ディスク、２２ ディスプレイ、２３ 画像再構成処理装、２４ 画像再構成制御装置

Claims (1)

1. 核磁気共鳴現象により被検体から放出されるエコー信号をサンプリングして取得されたデジタルデータをリサンプリング処理する信号処理手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記信号処理手段は、前記デジタルデータの少なくとも一方の端に０データを補填した後に前記リサンプリング処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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