JP4044658B2 - 核磁気共鳴装置の作動方法 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は核磁気共鳴装置の検査空間内で少なくとも１つの局所アンテナの位置を検出するための方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
診断用核磁気共鳴装置では信号対ノイズ比を改善するために局所アンテナが使用される。この場合、被検身体領域の大きさに適合するアンテナが問題である。よって、例えば脊柱又は女性の胸部を検査するために、患者寝台に固定的に組み込まれた局所アンテナか又は患者寝台の一定の位置に固定された局所アンテナがある。他方では検査空間内を自由に移動する局所アンテナ、例えばフレキシブルアンテナ、ラップアラウンドアンテナ及び四肢アンテナのような局所アンテナもある。
【０００３】
核磁気共鳴装置の検査空間内の局所アンテナの位置決めはこれまでは大抵の場合光照準器を介して行われてきた。この光照準器は検査空間の中心部に対して所定の間隔を有して核磁気共鳴装置に固定されている。適当な光照準器は例えば米国特許第４６２９９８９号明細書から公知である。局所アンテナが患者の検査領域に対して最適な近さに適用された後で、この局所アンテナの中心部が光照準器の光マークと一致するように患者はこの局所アンテナによって位置決めされる。次いで患者は光照準器の位置によって予め設定された所定の距離の分だけ検査空間の中心部に移動される。この公知の核磁気共鳴装置では、局所アンテナの位置検出は、患者寝台の移動経路によって可変する座標に限定されている。検査空間ではその他の局所アンテナ位置検出は行われない。
【０００４】
ドイツ特許公開第４４３８５８４号には核磁気共鳴画像表示装置と共に指示装置が記述されている。この指示装置によって、画像が得られる平面の位置及び配向が提示される。この指示装置は可動式であり、複数の送信コイルを有する高周波送信器を含む。追従ユニットは複数の受信コイルを有し、これら複数の受信コイルは送信コイルから伝送された信号を受信する。これからこの追従ユニットは送信コイルの位置を算出する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、核磁気共鳴装置の検査空間内での局所アンテナの位置を検出できる方法を提供することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記課題は、検査空間に配置された身体から放射される磁気共鳴信号を少なくとも１つの座標方向において位置エンコーディングして均一な感度分布を有するアンテナによって受信し、制御コンピュータにより、受信した磁気共鳴信号から、前記少なくとも１つの座標方向において局所分解された画像情報を第１の強度値として生成し、前記身体から放射される磁気共鳴信号を前記座標方向において位置エンコーディングして前記少なくとも１つの局所アンテナによって受信し、制御コンピュータにより、受信した磁気共鳴信号から、前記少なくとも１つの座標方向において局所分解された画像情報を第２の強度値として生成し、制御コンピュータにより、同じ座標値に属する前記第１の強度値に前記第２の強度値をそれぞれ関連付けることによって、前記第２の強度値から正規化された強度値を形成し、正規化された強度値の最大値を制御コンピュータにより探索し、制御コンピュータにより、最大正規化強度値に属する座標値を求め、前記座標方向における前記少なくとも１つの局所アンテナの位置を示すことを特徴とする、核磁気共鳴装置の作動方法により解決される。
【０００７】
第２の強度値の正規化によって、身体に関する画像情報が除去される。残るのはただ局所アンテナの感度分布に関する情報だけである。この情報は次に位置検出のために評価される。
【０００８】
【発明の実施の形態】
特別な利点は、核磁気共鳴装置において複数の局所アンテナを同時に、例えばアンテナアレイの形で利用して位置検出することから得られる。この場合、各局所アンテナの位置が検出され、この核磁気共鳴装置に報告される。局所アンテナの位置は、例えば局所アンテナのうちの１つを選択するために使用され、この局所アンテナのうちの１つが所定の身体領域に対してできるだけ大きな信号対ノイズ比及び最高の分解能を供給する。このアンテナ選択は自動的に実施することもできる。
【０００９】
有利な実施形態によれば、画像情報として身体の空間プロジェクションを評価する。この場合この空間プロジェクションを生成するためには、相応の座標方向におけるグラジエント磁場による位置エンコーディングで十分である。この座標方向における局所アンテナの位置は迅速にそして十分な精度をもって算出される。
【００１０】
他の特に有利な実施形態は次の点で際立っている。すなわち、複数の局所アンテナが存在し、これら複数の局所アンテナが同時に磁気共鳴信号を受信し、各局所アンテナが受信した磁気共鳴信号から、それぞれ座標方向において局所分解された画像情報をこれら局所アンテナに対応した第２の強度値の形で生成する点で際立っている。しかし、複数の局所アンテナの位置検出の時間を節減するこの方法では、次のことが前提とされる。すなわち、核磁気共鳴装置は個々の局所アンテナに接続される複数の信号処理チャネルを有することが前提とされる。
【００１１】
最大強度値の探索は、さらに他の有利な実施形態によれば強度値を空間的に平滑化又はフィルタリングすると簡素化される。強度値の空間的な経過はしばしばノイズによって重畳されている。このノイズ成分を除去した後で、強度値分布の最大値をかなり確実に検出できる。この場合、このフィルタリングは、平均値形成を有する複数回測定に比べてただ１回の測定を実施するだけでよいという利点を有する。これによって位置検出の際の大幅な時間節減が得られる。
【００１２】
さらに他の有利な実施形態は、正規化された強度値を生成する前に第１及び第２の強度値が同じノイズ出力に正規化されることを特徴とする。個々の局所アンテナの同じノイズ出力に正規化された強度値を比較することによって、どの局所アンテナが所定の検査領域に対して最高の信号対ノイズ比を有するのかが評価される。このようなことにとっては、局所アンテナの中心部の位置だけでなくアンテナ自体の信号対ノイズ比も重要である。
【００１３】
【実施例】
本発明を次に６つの図に基づいて説明する。
【００１４】
図１は、診断用の核磁気共鳴装置の概略図を示す。この核磁気共鳴装置によって人間の身体の解剖学的断面画像及び脈管撮影画像を作成するか又は機能性検査かのいずれかが実施できる。この核磁気共鳴装置はコイル１〜４を含み、これらコイル１〜４は検査容積のその内部空間において軸方向にほぼ均一な高い磁場強度の基本磁場を生成する。医療診断のために使用される際にはこの検査容積の中に患者８の被検部位が存在する。この検査容積には、グラジエントコイルシステムが、主磁場の方向に独立した複数の付加磁場を生成するために配属されている。これらの複数の付加磁場は、グラジエント磁場として直交座標系１０に従ってｘ，ｙ，ｚ方向に相互に垂直な磁場グラジエントを有する。図１にはわかりやすくするためにグラジエントコイル１２及び１４のみが図示されている。これらグラジエントコイル１２及び１４は一対の対向配置された同型のグラジエントコイルと共にｘ方向にグラジエントを生成するために使用される。ここには図示されていないが、ｙ方向にグラジエント磁場を生成するための同型のグラジエントコイルが、 患者８に対して平行にかつこの患者８の上方と下方とに配置されている。ｚ方向のグラジエント磁場を生成するためのグラジエントコイルは患者８の長手方向軸に対して横断方向に頭部と脚部とに配置されている。
【００１５】
この核磁気共鳴装置はさらに磁気共鳴信号を発生及び受信するために使用される高周波アンテナ１６を含む。この高周波アンテナ１６は受信の場合には全身アンテナとして検査容積内に均一な感度を有する。付加的に局所アンテナ１７Ａ及び１７Ｂが存在する。これら局所アンテナ１７Ａ及び１７Ｂはここでは脊柱検査のためのアンテナアレイの部分として形成されている。
【００１６】
一点鎖線１８によって境界づけられている、コイル１〜４、グラジエントコイルシステム及び高周波アンテナは、本来の検査装置である。この検査装置は妨害信号の影響を受けてはならないので、高周波遮蔽部によって囲まれている。一点鎖線１８はこの高周波遮蔽部をシンボリックに表している。
【００１７】
この核磁気共鳴装置の他のコンポーネントは高周波遮蔽部１８の外側に配置されている。磁気コイル１〜４を作動するために直流電流電源２０が設けられている。グラジエント電流供給部２２はグラジエントコイルシステムにグラジエント磁場の生成及び消滅のために必要な電流を供給する。グラジエント電流供給部２２及びグラジエントコイルシステムは共にこの核磁気共鳴装置のグラジエントシステムを形成している。高周波アンテナ１６は送受信切り換え装置２４（ここではスイッチとして図示）を介して信号発生及び受信のための高周波装置２６に接続されている。この高周波装置２６は、受信増幅器２８及び高周波送信器３０を含む。局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂは直接的に高周波装置２６の別個の受信チャネルに接続されている。この核磁気共鳴装置の動作は制御コンピュータ３２によって制御される。この制御コンピュータ３２には場合によってはここには図示されていない画像コンピュータを介してモニタ３４が接続されている。この制御コンピュータ３２はとりわけグラジエント磁場の目標値を生成する。これらの目標値はＧ_ｘ，Ｇ_ｙ，Ｇ_ｚによって示されている。制御コンピュータ３２では次に詳しく説明する位置検出方法が実行される。
【００１８】
この位置検出方法は図２に全体的に図示された方法ステップから構成される。被検患者８が核磁気共鳴装置の外部で患者寝台に横臥させられた後で、患者を載せてこの患者寝台は核磁気共鳴装置の検査空間に移動される。まず最初に磁気共鳴の事前の励起と全身アンテナ１６及び局所アンテナ１７Ａ及び１７Ｂによるグラジエント磁場とが無い状態でノイズが測定される。個々の測定チャネルの出力側で取り出されるノイズ信号は、患者から放射されアンテナ１６、１７Ａ及び１７Ｂによって受信されるノイズ成分及び受信チャネルで、とりわけ前置増幅器で発生されるノイズ成分から構成されている。これらのノイズ信号検出は図２においては全身アンテナ１６では参照符号４０で、局所アンテナ１７Ａ及び１７Ｂでは参照符号４２及び４４で記されている。測定されたノイズ信号４０、４２及び４４から平均ノイズ出力が算出され、これから全身アンテナチャネルに対するノイズ正規化係数ｋ_０、第１の局所アンテナチャネルに対するノイズ正規化係数ｋ_１、第２の局所アンテナチャネルに対するノイズ正規化係数ｋ_２が決定される（方法ステップ４６）。さらに以下で説明するように、ノイズ正規化係数ｋ_０、ｋ_１、ｋ_２によってアンテナ１６、１７Ａ及び１７Ｂの後ほど処理される測定値が同じノイズ出力に正規化される。
【００１９】
本来の位置検出方法は、全身アンテナにより相応の高周波パルスを送信することによって検査容積内に横たえられた身体８を励起することから開始する。励起の後でこの身体から放射される信号をグラジエントコイルにより生成されたグラジエント磁場によって座標方向に位置エンコーディングして受信する。全身アンテナによるこの受信は図２では参照符号４８で、第１の局所アンテナ１７Ａの受信は参照符号５０で、第２の局所アンテナ１７Ｂの受信は参照符号５０で記されている。この受信は全ての高周波アンテナ１６、１７Ａ及び１７Ｂで同時に行われる。例として、図２にはｘ方向の位置エンコーディングが記載されている。しかし、この位置エンコーディングは任意の座標方向において、いやそれ以上に任意の空間方向において相応のグラジエント磁場によって行われる。
【００２０】
位置エンコーディングをここで考察されるケースの磁気共鳴信号においては周波数スペクトルで表すので、受信された磁気共鳴信号はフーリエ変換５４、５６、５８される。強度値は、予め位置エンコーディングされた座標方向の相応の座標値に依存して個々の周波数に所属する振幅値の絶対値形成の後で検出される。全身アンテナ１６により受信された磁気共鳴信号は結局は第１の強度値Ｉ_１(ｘ)(参照符号６０)になる。第１の局所アンテナ１７Ａで受信された磁気共鳴信号は結局は第２の強度値Ｉ_２１(ｘ)(参照符号６２)になる。第２の局所アンテナ１７Ｂで受信された磁気共鳴信号は結局は第２の強度値Ｉ_２２(ｘ)(参照符号６４)になる。強度値Ｉ_１(ｘ) 、Ｉ_２１(ｘ) 、Ｉ_２２(ｘ)は、座標方向に対して垂直に配向されている身体８の層からの空間プロジェクションを表す。これらの空間プロジェクションはそれぞれ平滑化又はローパスフィルタリング６１、６３、６５される。そして先に算出しておいたノイズ正規化係数によって同じノイズ出力に正規化され、ノイズ正規化された強度値を形成する。ノイズ正規化された強度値は付加的なインデックスＲによって記されている。よって、全身アンテナ１６ではノイズ正規化された強度値Ｉ_１Ｒ(ｘ)（参照符号６６）が、第１の局所アンテナ１７Ａではノイズ正規化された第２の強度値Ｉ_２１Ｒ(ｘ) （参照符号６８）が、第２の局所アンテナ１７Ｂではノイズ正規化された第２の強度値Ｉ_２２Ｒ(ｘ)（参照符号７０）が得られる。
【００２１】
局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂによって検出される強度値Ｉ_２１Ｒ(ｘ) 及びＩ_２２Ｒ(ｘ)からこの座標方向におけるこれら強度値Ｉ_２１Ｒ(ｘ) 及びＩ_２２Ｒ(ｘ)の身体８に起因する変動成分（variation）を排除するために、各座標値ｘに対するノイズ正規化された第２の強度値を相応のノイズ正規化された第１の強度値Ｉ_１Ｒ(ｘ)に関連づける。この結果、第１の局所アンテナ１７Ａにより受信された磁気共鳴信号に対しては正規化された強度値Ｉ_ｎ１(ｘ)(方法ステップ７２)が得られ、第２の局所アンテナ１７Ｂにより受信された磁気共鳴信号に対しては正規化された強度値Ｉ_ｎ２(ｘ)(方法ステップ７４)が得られる。これらの正規化強度値Ｉ_ｎ１(ｘ)及びＩ_ｎ２(ｘ)のそれぞれの最大値が探索される。これは、第１の局所アンテナ１７Ａに所属する正規化強度値Ｉ_ｎ１(ｘ)に対しては方法ステップ８０で、第２の局所アンテナ１７Ｂに所属する正規化強度値Ｉ_ｎ２(ｘ)に対しては方法ステップ８２で行われる。最大強度値に所属する座標値ｘ１、ｘ２が相応する座標方向における局所アンテナ１７Ａ及び１７Ｂの位置を表す。図２ではこれは第１の局所アンテナ１７Ａに対しては参照符号８４で、第２の局所アンテナ１７Ｂに対しては参照符号８６で記されている。
【００２２】
さらに別の座標方向、例えばｙ方向又はｚ方向における局所アンテナの位置を検出する場合には、相応して所望の座標方向において位置エンコーディングされた磁気共鳴信号を受信し評価する。これは受信中に相応の座標方向にグラジエント磁場を印加することによって行われる。
【００２３】
空間プロジェクションの評価の他に、強度最大値を求めて複数の断面画像を探索することも同様に可能である。局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂが例えばｘｙ平面に配置されている場合、各局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂによってこの平面に対して平行な複数の断面画像が測定される。ここでも身体８に起因する画像情報を排除するために、局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂにより測定されたこれらの断面画像を全身アンテナにより測定される相応の断面画像で正規化する。正規化された画像の強度最大値に所属する座標値、例えばｘ_１，ｙ_１及びｘ_２，ｙ_２がこの場合相応する画像平面における局所アンテナ１７Ａ、１７Ｂの位置を表す。
【００２４】
類似の方法によって、強度最大値を求めて例えば３Ｄデータセットの形で作成された容積の強度値を探索し、局所アンテナの中心部を検出することもできる。
【００２５】
図３はモデル身体を有する測定装置を図示している。このモデル身体の助けによって可動式局所アンテナの位置が検出される。この場合に位置に依存して検出される強度値を図４〜６は示している。患者寝台９０の載置面の中心には直交座標系９２の中心が存在する。この載置面の上には例えば塩溶液で充填されたプレキシガラス容器（測定用人体模型）核磁気共鳴技術で検出できる材料から成る３つの異なるモデル身体９４、９６、９８が配置されている。第１のモデル身体９４はシリンダ状に形成され、このモデル身体９４の長手方向軸は患者寝台９０の長手方向軸と一致している。第２のモデル身体９６は縦長に形成され、長円形の断面としだいに先細りになる両端部とを有する。第２の身体９６の長手方向軸は患者寝台９０の長手方向軸に対して垂直である。第２の身体９６の次には第３のモデル身体９８がある。この第３のモデル身体９８は第１のモデル身体９４と同様にシリンダ状に形成されているが、全体的により大きな外形寸法を有する。可動式の、つまり自由に適用可能な局所アンテナ１７Ｃの位置を検出する。この局所アンテナ１７Ｃは環状のアンテナ導体ループを有し、この環状のアンテナ導体ループの中心点は座標値ｘ_１,ｙ_１,ｚ_１の位置にある。局所アンテナ１７Ｃのこのアンテナ導体ループは第２の身体９６の一方の端部を囲んでおり、アンテナ軸は第２の身体９６の長手方向軸に一致している。
【００２６】
図４は、位置座標ｘに依存して、第１の強度値１００、 ｘ座標方向に沿ったモデル身体９４、９６、９８の空間プロジェクションを示している。これは全身アンテナ１６の受信信号から生成されたものである。同様に位置エンコーディングされた磁気共鳴信号は局所アンテナ１７Ｃによって受信され第２の強度値１０２に変換される。第２の強度値１０２は第１の強度値１００で正規化されて、次いで空間的に平滑化される。空間的に平滑化された正規化強度値の結果は一点鎖線１０４として図４に示されている。最大強度値に所属する座標値ｘ_１がｘ座標方向における局所アンテナ１７Ｃの強度最大値の位置を表す。
【００２７】
図５は図４と同様にｙ方向に沿った空間プロジェクションを示す。参照符号１０６は、全身アンテナ１６により受信された磁気共鳴信号から生成された第１の強度値を示す。局所アンテナ１７Ｃによってｙ方向において位置エンコーディングされた磁気共鳴信号は第２の強度値１０８に処理される。ここでもこの第２の強度値１０８は第１の強度値１０６で正規化される。この正規化の結果は一点鎖線曲線１１０によって示されている。最大正規化強度値に所属する座標値ｙ_１が局所アンテナ１７Ｃのｙ座標方向における最大感度を表す。
【００２８】
相応に図６にはｚ座標方向に依存して全身アンテナの第１の強度値１１２及び局所アンテナ１７Ｃの第２の強度値１１４及び正規化された強度値１１６を示している。
【００２９】
局所アンテナ１７Ｃの中心の位置検出の相対的な精度は、アンテナ導体ループの直径の１０分の１から２０分の１の値である。例えば、２０ｃｍの直径を有する局所アンテナ１７Ｃの場合、位置検出の精度は１〜２ｃｍである。図４〜図６までを見てわかることは、全身アンテナ１６によって生成される強度値１００及び１０６及び１１２で正規化せずに第２の強度値１０２、１０８、１１４から直接に最大値を求めてしまうと、はるかに不正確な位置検出結果が得られることである。
【図面の簡単な説明】
【図１】診断用核磁気共鳴装置の主要コンポーネントの概略図である。
【図２】２つの局所アンテナの位置検出のための個々のステップを示すフローチャートである。
【図３】位置検出方法の精度を検査するための測定装置の概略図である。
【図４】図３の測定装置によって検出される、第１の座標方向に局所分解された強度値を示す線図である。
【図５】図３の測定装置によって検出される、第２の座標方向に局所分解された強度値を示す線図である。
【図６】図３の測定装置によって検出される、第３の座標方向に局所分解された強度値を示す線図である。
【符号の説明】
１〜４ コイル
８ 患者
１０ 座標系
１２、１４ グラジエントシステム
１６ 高周波アンテナ（全身アンテナ）
１７Ａ、１７Ｂ、１７Ｃ 局所アンテナ
１８ 一点鎖線（高周波遮蔽部）
２０ 直流電流電源
２２ グラジエント電流供給部
２４ 送受信切り換え装置
２６ 高周波装置
２８ 受信増幅器
３０ 高周波送信器
３２ 制御コンピュータ
３４ モニタ
９０ 患者寝台
９２ 座標系
９４ 第１のモデル身体
９６ 第２のモデル身体
９８ 第３のモデル身体
１００ 第１の強度値
１０２ 第２の強度値
１０４ 平滑化され正規化された強度値
１０６ 第１の強度値
１０８ 第２の強度値
１１０ 平滑化され正規化された強度値
１１２ 第１の強度値
１１４ 第２の強度値
１１６ 平滑化され正規化された強度値

Claims (6)

1. 核磁気共鳴装置の作動方法において、
   検査空間に配置された身体（８、９４、９６、９８）から放射される磁気共鳴信号を少なくとも１つの座標方向において位置エンコーディングして均一な感度分布を有するアンテナ（１６）によって受信し（４８）、
   制御コンピュータ（３２）により、受信した磁気共鳴信号から、前記少なくとも１つの座標方向において局所分解された画像情報を第１の強度値として生成し（６０；１００、１０６、１１２）、
   前記身体（８）から放射される磁気共鳴信号を前記座標方向において位置エンコーディングして前記少なくとも１つの局所アンテナ（１７Ａ、１７Ｂ、１７Ｃ）によって受信し（５０、５２）、
   制御コンピュータ（３２）により、受信した磁気共鳴信号から、前記少なくとも１つの座標方向において局所分解された画像情報を第２の強度値として生成し（６２、６４；１０２、１０８、１１４）、
   制御コンピュータ（３２）により、同じ座標値に属する前記第１の強度値に前記第２の強度値をそれぞれ関連付けることによって、前記第２の強度値から正規化された強度値を形成し（７２、７４）、
   正規化された強度値の最大値を制御コンピュータ（３２）により探索し（８０、８２）、
   制御コンピュータ（３２）により、最大正規化強度値に属する座標値を求め、前記座標方向における前記少なくとも１つの局所アンテナの位置を示す（８４、８６）ことを特徴とする、核磁気共鳴装置の作動方法。
2. 画像情報は身体の空間プロジェクションであることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 画像情報は断面画像情報であることを特徴とする請求項１記載の方法。
4. 複数の局所アンテナ（１７Ａ、１７Ｃ ）が存在し、これら複数の局所アンテナによって同時に磁気共鳴信号を受信し、各局所アンテナが受信した磁気共鳴信号から、制御コンピュータ（３２）によって、それぞれ座標方向において局所分解された画像情報をこれら局所アンテナに対応した第２の強度値として生成することを特徴とする請求項１〜３までのうちの１項記載の方法。
5. 強度値を空間的に平滑化又はフィルタリングすることを特徴とする請求項１〜４までのうちの１項記載の方法。
6. 強度値を生成する前に第１及び第２の強度値を同じノイズ出力に正規化すること（６６、６８、７０）を特徴とする請求項１〜５までのうちの１項記載の方法。

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