JPH01256944A - Ｍｒｉ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、ＭＲＩ装置、特に計測ＮＭＲ信号中の直流成
分を除去するＭＨＩ装置に関する。

［従来の技術］ ＭＨＩ装置における計測ＮＭＲ信号の直流成分除去をは
かる従来例には、特開昭６１−１９８０４２号がある。

この従来例は、ＮＭＲ計測を行わない非計測期間中に、
計測系を通じてオフセット値である直流成分を求めてこ
れをディジタル値とし、ＮＭＲ計測時にはＮＭＲ信号か
らこのディジタル値を差し引き、オフセット除去を行う
。

［発明が解決しようとする課題］ 特開昭６１−１９８０４２号は、直流オフセット値を計
測ＮＭＲ信号から差し引くやり方をとるため、簡便なオ
フセット除去方法である。

しかし、非計測時点で求めた直流成分が計測時の真のＮ
ＭＲ信号に対するオフセット値とは限らない、また、デ
ィジタル化しているために、データの有効精度以下の直
流成分の除去は不可能であり、その精度は結局ＡＤ変換
器の変換精度によって決まる。

この結果、フーリエ変換後にあっては、零周波数の位置
に、累積された直流成分が現われてしまう。特に、位相
エンコード方向には毎回同じ分だけ零周波数の位置に直
流成分がでるために、このあと位相エンコード方向にフ
ーリエ変換を行うと、位相エンコード方向に等しく存在
する直流成分は一点集中し、強い輝点となって画像上に
現われてしまう（アーチファクトの発生）。

本発明の目的は、ＮＭＲ信号データにおけるデータの有
効精度以下の直流成分をも除去可能としたＭＲＩ装置を
提供するものである。

［課題を解決するための手段］ 本発明は５周波数空間上では直流成分は零周波数に累積
するとの性質を利用し、ＮＭＲ信号データのフーリエ変
換後の周波数スペクトル中から、オフセット相当値であ
る零周波数のスペクトルを除去せしめることとした。

［作用コ 本発明によれば、フーリエ変換後の周波数スペクトルの
中から、オフセット相当値である零周波数のスペクトル
を除去する。これにより、計測データの有効精度以下の
直流成分が除去できる。

［実施例］ 第２図は本発明に係る核磁気共鳴イメージング装置の全
体構成例を示すブロック図である。この核磁気共鳴イメ
ージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して
被検体６の断層画像を得るもので、静磁場発生磁石１０
と、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１１と、シー
ケンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、
受信系１５と信号処理系１６とからなる。上記静磁場発
生磁石１０は、被検体６の周りにその体軸方向または体
軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発生させるもの
で、上記被検体６の周りのある広がりをもった空間に永
久磁石方式又は常電導方式あるいは超電導方式の磁場発
生手段が配置されている。上記シーケンサ１２は、ＣＰ
　Ｕｌｌの制御で動作し、被検体６の断層画像のデータ
収集に必要な種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生
系１４並びに受信系１５に送るものである。上記送信系
１３は、高周波発振器１７と変調器１８と高周波増幅器
１９と送信側の高周波コイル２０ａとからなり、上記高
周波発振器１７から出力された高周波パルスをシーケン
サ１２の命令に従って変調器１８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１９で増幅し
た後に被検体６に近接して配置された高周波コイル２０
ａに供給することにより、電磁波が上記被検体６に照射
されるようになっている。上記磁場勾配発生系１４は、
Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と
、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源２２とから
なり、上記シーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれ
のコイルの傾斜磁場電源２２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６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６に対するスライス面を設定すること
ができる。

上記受信系１５は、受信側の高周波コイル２０ｂと増幅
器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから
なり、上記送信側の高周波コイル２０ａから照射された
電磁波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は
被検体６に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検
出され、増幅器２３及び直交位相検波器２４を介してＡ
／Ｄ変換器２５に入力してディジタル量に変換され、さ
らにシーケンサ１２からの命令によるタイミングで直交
位相検波器２４によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系１６に送られるよ
うになっている。この信号処理系１６は、ＣＰＵＩＩと
、磁気ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と
、ＣＲＴ等のデイスプレィ２８とからなり、上ｇｃＰＵ
１１でフーリエ変換を行い、任意断面の信号強度分布あ
るいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を
画像化してデイスプレィ２８に表示するようになってい
る。なお、第２図において、送信側及び受信側の高周波
コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁場コイル２１は、被検体
１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０の磁場
空間内に配置されている。

ここで、Ｚ方向にスライシングされたＸＹ平面内のイメ
ージングについて説明する。第３図は、二次元フーリエ
変換法を用いたスピン・エコー計測におけるパルスシー
ケンスを示している。まず、Ｚ方向に直線の傾斜をもつ
傾斜磁場Ｇｚを印加しながら高周波パルスＲＦを照射し
てスピンの向きを目的のスライス面でのみ変えてスライ
ス面を選択する。その後でＹ方向に位置情報を持たせる
ためにＹ方向に直線の傾斜をもつ傾斜磁場ａｙをかけ、
さらにＸ方向の位置情報を持たせるためにＸ方向に直線
の傾斜をもつ傾斜磁場ＧｘをかけなからＮＭＲ信号を検
出して（例えば５１２点にサンプリングして）信号デー
タをバッファメモリに蓄える。これをＹ方向の傾斜磁場
を段階的に振幅を変化させながら、例えば２５６回計測
を行い縦方向に並べると５１２　Ｘ　２５６の二次元の
データが得られる。

この時、Ｘ方向に位置情報を持たせるために信号読み出
し時に傾斜磁場をかけることを周波数エンコーディング
、Ｙ方向に位置情報を持たせるために段階的に振幅を変
化させて傾斜磁場をかけることを位相エンコーディング
という。

このことを詳述する。二次元フーリエ変換法による画像
再構成法では、計測はＹ方向傾斜磁場を段階的に変化さ
せながら例えば２５６回ＮＭＲ信号の取りこみを行う、
１回の信号取りこみ時には例えば５１２点にサンプリン
グされたデータが得られ、２５６回信号読み出しを行っ
たデータを縦方向に並べると計測した信号データは５１
２　ｘ　２５６の二次元のデータとなる。また、信号読
み出し時にはＸ方向に直線の傾斜を持つ傾斜磁場が印加
されており、これを周波数エンコーディングと呼び、段
階的に２５６回Ｙ方向に傾斜磁場の振幅を変化させなが
ら印加することを位相エンコーディングと呼ぶ。即ち、
像再構成においては周波数方向、位相方向にエンコード
された信号データを二次元フーリエ変換することで画像
が得られる。

第１図は二次元フーリエ変換法で得られた生データの画
像再構成のフローを示している。大きくは周波数エンコ
ード方向の高速フーリエ変換（以下ＦＦＴ）１００と位
相エンコード方向のＦＦＴｌＯ２から成り、周波数エン
コード方向ＦＦＴ１００と位相エンコード方向ＦＦＴの
間に本方式による直流成分除去の処理１０１がはいって
いる。

像再構成においては、まず周波数エンコード方向のＦＦ
Ｔ１００を行う。第４図は周波数エンコード方向のＦＦ
Ｔのデータの流れを示している。

生データ１１０は横方向−列が一回に読みだされる複素
数のＮ点の計測信号データであり、位相エンコード量を
変化させながら計測信号データをＮ本縦方向に並べたも
のである。従って、周波数エンコーダ方向のＦＦＴは横
方向（列方向）データのＦＦＴであり、位相エンコード
方向のＦＦＴは縦方向（行方向）データのＦＦＴである
。

まず１列方向の一列ａ１□からａユＮまでをＦＦＴメモ
リ１１１に転送する。この時フーリエ変換の性質上、時
間ｔが零のデータをＦＦＴメモリ１１１の先頭にもって
くる必要がある。しかし、生データ１１０での時間原点
はエコー信号の中心であり、Ｍ＝Ｎ／２とすれば列方向
データの（Ｍ＋１）番目の点ａ　＋Ｍ＋＋　（ｉ　＝＝
　１〜Ｎ）である。また、ＦＦＴでは周期関数を想定し
ており、結局、中央よりａ０□からａｔＮまでのデータ
をクロスして転送を行えばよい。つまり生データ１１０
のａｔｔからａｌＭまでをＦＦＴメモリ１１１の広範に
、ａ　Ｍ＋１からａＮまでを前半に転送すればよい。そ
れから、ＦＦＴ処理１１２を行って　／１□からａ’ｔ
ＮまでのＦＦＴ後の複素データ１１３が得られる。そし
て、そのＦＦＴ後の複素データを一次元ＦＦＴ後のメモ
リ１１４に転送する。この時も先程と同様に零周波数（
直流成分）が中央の（Ｍ＋１）番目となるように中央よ
りデータとクロスして一次元ＦＦＴ後のメモリ１１４に
転送する。すなわち、ＦＦＴ後のデータの後半を一次元
ＦＦＴ後のメモリ１１４の前半ａ′１１から８′□８ま
でに、ＦＦＴ後のデータの前半を一次元ＦＦＴ後のメモ
リ１１４の後半ａ′１Ｍから　／、Ｎまでに転送する。

次にａｔｚからａｔＮまでのデータで同様にＦＦＴを行
ってａ′１．からａ’ｔＮのデータを得、ａＮｘからａ
ＮＮのＦＦＴまで結局Ｎ回この操作をくり返して（ＮＸ
Ｎ）の−次元ＦＦＴ後のａ’＋ｊ　（ｉ＝１〜Ｎ、ｊ＝
１〜Ｎ）を得る。

ところで、生データ上に直流オフセット成分が含まれる
場合を考える。第５図は周波数エンコード方向ＦＦＴ後
の実部データ１２０のプロファイルを示したものである
。生データ上の直流オフセット成分はＦＦＴ後にはその
列での零周波数、すなわち（Ｍ＋１）番目のデータに集
められ本来の零周波数成分に加算されて現れる。プロフ
ァイル１２１．プロファイル１２２．プロファイル１２
３はこの様子を示している。プロファイル上では中央の
零周波数のデータは大きなピークとなって現れ、零周波
数でのオフセット成分は生データ上で位相エンコード方
向に直流オフセット成分の変動がなければ、ＦＦＴ後の
データ１２０においても位相エンコード方向に一定なオ
フセット成分をもつ。また、虚部データにおいても実部
データと同様に生データ上の直流オフセット成分はＦＦ
Ｔ後では５本来の零周波数成分に加算されて現れる。

この直流オフセット成分を含んだ周波数エンコード方向
ＦＦＴ後のデータをこのまま縦方向（位相エンコード方
向）にＦＦＴを行うと、再構成画像１２４が得られる。

そこで、位相エンコード方向にＦＦＴを行う前に本処理
による直流オフセット成分の除去を行う。

本処理は周波数空間上で直流オフセット成分の除去を行
うことが目的である。プロファイルの上ではプロファイ
ル１２１．プロワアシル１２２．プロフアイル１２３は
それぞれプロファイル１２５．プロファイル１２６．プ
ロファイル１２７となればよい。

ここでは、直流オフセット成分は位相エンコード方向に
は一定値で変動しないことを仮定し、直流オフセット成
分除去の一例を示す。

直流オフセット成分の除去は、直流オフセット成分の値
が計算できればその値をデータより差し引いてやればよ
い。従ってまず直流オフセット量を求めることが必要と
なってくる。ここでは、直流オフセット量を求める一例
として位相エンコード量の大きな上下両端のデータにお
いて零周波数におけるデータの平均を求めそれをオフセ
ット値とする方法を説明する。

第６図に周波数エンコード方向ＦＦＴ後のプロファイル
データを示した。このプロファイルの示す通り信号成分
は位相エンコード量の小さな中央附近のエンコード時に
集まっており１位相エンコード量の大きな値となる上下
両端附近ではほとんど信号成分がないことがわかる。従
って零周波数の点においても上下両端のデータはほとん
ど直流オフセット成分のみであり、Ａ、Ｂ点附近の何点
かの平均をとることにより精度よく直流オフセット成分
を求めることができる。

第７図には、直流オフセット成分除去処理のフローを示
した。まず１周波数エンコード方向ＦＦＴ後の実部デー
タにおいて零周波数における上下両端の数点よりデータ
の総和を求める（処理１４０）。

次にその総和を加算したデータの数で割って平均値を求
め、これを直流オフセット成分とする（処理１４１）。

さらに位相エンコード方向のすべての零周波数のデータ
から求めた直流オフセット値を差し引いてもとの場所へ
格納する（処理１４２）。さらに周波数エンコード方向
ＦＦＴ後の虚部データについても同様に処理１４０から
処理１４２までを行う。

こうして、直流オフセット成分のないデータが得られる
。

このあと、第１図のフローに示した通り位相エンコード
方向のＦＦＴを行う。第８図には位相エンコード方向Ｆ
ＦＴでのデータの流れを示した。

今度は縦方向の一行でＦＦＴを行う。まず、ａ′１１か
らａ’ＮｚまでのデータをＦＦＴメモリ１５１へ転送す
る。この時も中央よりデータをクロスしてａ′０、から
ａ’ＨｘはＦＦＴメモリ１５１の後半にａ　’Ｍ＋目が
ら　／Ｎ□は前半に転送する。それからＦＦＴ処理１５
２を行ってａ′、１からａ　ＮＮ工までのＦＦＴ後のデ
ータ１５３が得られ、この時も同様にａ′０、からａ’
Ｎｘまでのデータを中央よりクロスして縦方向（行方向
）に転送する１次に２行目のａ′□、からａ’Ｎｔまで
のデータで同様にＦＦＴを行い、Ｎ行目のａ’ｘＮから
ａ’　ＮＮまでのデータまで、結局Ｎ回この操作をくり
返して（Ｎ　Ｘ　Ｎ）の二次元ＦＦＴ後のデータａ′、
」（ｉ＝１〜Ｎ、ｊ＝１〜Ｎ）が得られる。

さらに、二次元ＦＦＴ後のデータａ　’＋ｊより絶対値
をとり第４図の再構成画像１２８が得られる。第５図に
示した通り周波数エンコード方向ＦＦＴ後に直流オフセ
ット成分除去を行うことで画像１２４で現れていたアー
チファクトは画像１２８では現れていない。

また、生データ上ではとりきれない生データの有効精度
以下の小さな直流オフセット成分もフーリエ変換後には
比較的大きな値となり除去することが可能である。

以上の様に、本発明によれば計測信号データには現れな
いデータの有効精度以下の小さな直流オフセット成分も
除去することができ、画像上では輝点となるアーチファ
クトを除去できるという効果がある。

尚、本発明は計測信号データの直流オフセット成分が位
相エンコード方向に変化する場合についても、その量を
多項式で近似することにより除去することができ、直流
オフセット成分の求め方及び除去方法は本実施例に限ら
ない。

［発明の効果］ 本発明によれば、信号データには現れないデータの有効
精度以下の小さな直流成分をも除去することができ、画
面上のアーチファクトの除去が可能となった。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の直流オフセット成分除去の処理フロー
図、第２図は本発明のＭＲＩ装置の全体構成図、第３図
は本発明のスピンエコー法によるパルスシーケンス図、
第４図は本発明の周波数エンコード方向でのＦＦＴを示
す図、第５図は直流オフセット値混入例でのＦＦＴを示
す図、第６図は直流オフセット値算出説明図、第７図は
その直流オフセット値算出のためのフローチャート、第
８図は位相エンコード方向でのＦＦＴを示す図である。 １３・・・送信系、１０・・・静磁場発生装置、１５・
・・受信系、１６・・・信号処理系。 特許出願人　　株式会社日立メディコ 代理人　弁理士　　秋　本　正　実（外１名）第１図 第３図 第４図 第６図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段と、被検
   体に核磁気共鳴用の高周波を印加する手段と、該核磁気
   共鳴信号を検出する共鳴検出手段と、該検出核磁気共鳴
   信号データをフーリエ変換して画像再構成を行う再構成
   手段とを備えると共に、 上記再構成手段は、核磁気共鳴信号データをフーリエ変
   換する手段と、該フーリエ変換後の零周波数成分中から
   直流オフセット値を差し引く手段と、より成るＭＲＩ装
   置。