JPH037141A

JPH037141A - 磁気共鳴イメージング法

Info

Publication number: JPH037141A
Application number: JP1139247A
Authority: JP
Inventors: Masao Kuroda; 正夫黒田; Shigenobu Yanaka; 矢仲　重信
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1989-06-02
Filing date: 1989-06-02
Publication date: 1991-01-14

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（以下、ＭＲｌという
）法に係り、特にその受信信号の監視により、被検体の
動きや、装置の異常などを早期に知ることのできるＭＲ
ｌ法に関するものである。

（従来の技術〕ＭＲＩにおいては、被検体が静磁場中のガントリ内に入
り計測を受ける。ここで、ＭＲＩは一最に計測時間が長
く、数分から数十分を要する。このため、ときには被検
者が計測中に動いてしまい、画像がぼけてしまうことが
ある。

これを防止するため従来は、ＭＲ［装置の操作者が、モ
ニタＴＶなどで視覚により被検体の動き（体動）を常に
監視していた。また、別の従来技術として、特願昭６２
−５８８２４号に記載されているように、監視装置の出
力信号の変化を検出し、被検者の動きを監視するものが
あった。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術は、被検体の監視のために、モニタＴＶな
ど、特別な監視装置を必要とし、かつ、長い計測時間の
間中、継続して監視しなければならない問題があった。

また、特願昭６２−５８８２４号に記載の方法では、モ
ニタＴＶなどの監視装置に加え、監視装置の出力信号か
ら動きを検知するための特別なハードウェア、例えば、
ＴＶ信号をデジタル化し、デジタル信号上で被検体の時
間的変化を見る装置を必要とし、構成が複雑になるとい
う問題点かあ、った。

また従来技術では、被検体の動きは検出できても、磁気
共鳴信号それ自体の異常には配慮しておらず、装置の異
常、例えばノイズ発生など、体動ではなく、ハードウェ
ア上の不調、故障による異常信号発生などを検出するこ
とができないという問題点があった。

本発明の目的は、特別なハードウェアを必要とせず、受
信した信号から簡単な処理により、被検体の動きや、Ｍ
ＲＩ装置の異常を早期に検知でき、また、この検知の際
、計測が例えば半分以上進行しているときは、既に蓄積
した信号から画像を再構成させ、計測を有効化すること
ができるＭＲＩ法を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的は、各位相エンコード毎の信号を取り込み、蓄
積する信号取込、蓄積手段によって今回、取込、蓄積さ
れた信号と前回、取り込み、蓄積された信号との差が予
め設定されたしきい値を超えたときに計測を中断し、こ
れを報知すると共に、それまで蓄積された全信号が所定
量を超えているときにはそれを用いて画像の再構成を行
うことにより達成される。

〔作用〕

ＭＲＩ法においては、所望のスライス面を決定した後、
位相エンコードと呼ばれる傾斜磁場を印加し、その後、
周波数エンコードと呼ばれる傾斜磁場を印加しながら信
号（ＮＭＲ信号）を生成させ、これを計測する。前記位
相エンコードの量は、Ｎ通りに変えられて信号が計測さ
れ、２次元フーリエ変換して再構成像が得られる（例え
ば１９８８年６月２５日株式会社朝倉書店発行、木村博
−監修「最近の医用画像診断装置」第１５１〜１５３頁
参照）。

本発明では、前記位相エンコードの際、信号取込、蓄積
手段は各位相エンコード毎の信号を取り込み、順序よく
蓄積（記憶）する。この蓄積した前回分の信号は、新し
く取り込んだ今回骨の信号との間で差がとられる。この
差分が予め決められた量より大きいときは計測が中断さ
れ、かつ、それが操作者に報知される。そして、それま
で蓄積された全信号（既蓄積信号）が所定量を超えてい
るときにはその信号を用いて画像の再構成が行われる。

これにより、ハードウェアの何らかの異常なり、被検体
の動きを早期に検出でき、かつ、完全とはいえないなが
らも再構成画像を得ることができる。

〔実施例〕

以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。第１図
は、本発明によるＭＲＩ法の一実施例を示すフローチャ
ート、第２図は、同上本発明方法が適用されたＭＲＩ装
置の一例を示すブロック図である。

ＭＲＩ装置は、一般に静磁場系、傾斜磁場系、高周波送
信系、高周波受信系、シーケンス制御系及び画像再構成
表示系で主構成をなす。

第２図において、静磁場系は、被検体１の入る空間（ガ
ントリ内）に強力で均一な静磁場を発生する磁気回路２
から構成されている。

傾斜磁場系は、前記空間に位置情報を付与するための、
Ｘ、Ｙ、Ｚ方向に勾配のもつ傾斜磁場を発生する３組の
傾斜磁場コイル３と、これに電流を流す傾斜磁場電源４
とから構成されている。

高周波送信系は、被検体１に磁気共鳴現象を起こさせる
ために高周波磁場を印加するための送信コイル５と、こ
れを駆動する電力増幅器６と、基本の高周波を発振する
高周波発振器７と、後述シーケンサ９からの信号により
所望の照射波形を発生させるための変調器８とから構成
されている。

高周波受信系は、磁気共鳴信号を受信する受信コイルｌ
Ｏと、この信号を増幅する増幅器１１と、直交検波器１
２と、Ａ／Ｄ変換器１３とから構成されている。

シーケンス制御系は、後述中央処理装置１４からの情報
により、磁気共鳴現象や傾斜磁場強度を制御するシーケ
ンサ９から構成されている。

画像再構成表示系は、画像の再構成演算を行う中央処理
装置１４と、メモリ１６と、再構成された画像を表示す
るデイスプレィ１５とから構成されている。

なお第２図中、破線で囲んだ部分はシールドル−ムを示
す。

このような構成において、本発明の一実施例を第１図の
フローチャート及び第３図の信号計測シーケンス図を参
照して説明する。なお、第３図は第１回の計測について
のシーケンスを示しており、この第３図において、ＲＦ
は高周波磁場、ＧＺはスライス選択を行うＺ方向傾斜磁
場、ＧＸは位相エンコードを行うＸ方向傾斜磁場、ＧＹ
は周波数エンコードを行うＹ方向傾斜磁場、ＳＧは計測
信号、３１は９０’パルス、３２は１８０　’パルス、
３３は位相エンコードパルスを表している。

まず、第３図に示した信号計測シーケンスにおいて、位
相エンコードパルス３３の’Ａ度（位相エンコード量）
を順次変化させながら、画像再構成に必要な計測図ｒｔ
！ＩＮだけステップ２２からステップ２５覧に繰り返す（ステップ２１）。

ここで、ステップ２２においては計測信号（ＮＭＲ信号
）ＳＧを取り込む。ステップ２３においては、今回取り
込んだ計測信号ＳＧと前回取り込んだ計測信号ＳＧとの
差を求め、この差分が、予め決められたしきい値を超え
たか否かを判断する。前記差分がしきい値を超えていな
いならばステップ２４へ、超えているならばステップ２
７へ進む。ステップ２４においては、取り込んだ信号を
１頃次、メモリ１６へ格納、蓄積する。ステップ２５に
おいては、計測回数のカウント値を１だけ増加する。

次に、格納、蓄積された計測信号から２次元フーリエ変
換の手法などにより画像を再構成する（ステップ２６）
。

ステップ２７は、計測回数Ｎが予め決められた画像再構
成に必要な数ＮＮより大きいか、小さいかを判断する。

そして、ＮＮより大きいときには前述ステップ２６へ、
小さいときには後述ステップ２８へ進む。

ステップ２８においては、計測回数が画像再構成に最小
限必要な数ＮＮ（例えばＮＮ＝Ｎ／２）以下であったと
き、異常な信号を取り込んだ（体動があったり、ノイズ
発生など、ＭＲ［装置に異常が生じた）として、その後
の計測を中断させると共に、このことをコンソール−（
図示せず）上に表示する。

なお、ステップ２１におけるしきい値は、前記差分が生
じても、診断に寄与できる画像（特に、ぼけのない画像
）が再構成できるか否かを観点に決定される。

上述実施例によれば、計測途中で、被検体が動いたり、
あるいは、何らかのハードウェア上の誤差やノイズなど
により異常が起こっても、これを検知して以後の計測を
中断し、その際、計測回数が相当数進んでいれば、それ
まで蓄積された全信号（既蓄積信号）で画像を再構成す
る。このため、計測を再度やり直す必要がなく、臨床に
おいて大なる効果がある。

第４図は他の実施例を示す。この第４図において、ステ
ップ２１．２２．２４〜２８は第１図と同様である。

ステップ４１においては、計測した信号をフーリエ変換
により周波数分析をして、計測信号の投影像を得る。ス
テップ４２においては、前記フーリエ変換結果の信号（
これは位相エンコードのないとき、投影像に対応する）
について、前回に取り込んだ計測信号による同様の処理
結果の信号との差を求め、この差分が、予め決められた
しきい値を超えたか否かを判断する。前記差分がしきい
値を超えていないならばステップ２４へ、超えているな
らばステップ２７へ進む。

第４図の実施例では、比較すべき信号は周波数分析した
スペクトルであり、これは、位相エンコード量の少ない
ときには被検体１の投影像となり、特に被検体１の動き
を検知するのに好都合である。

〔発明の効果〕

本発明によれば、特殊なハードウェアを用いることなく
ＭＨＩ装置本体によって計測信号の不連続性、すなわち
計測途中での被検者の体動あるいは、何らかのハードウ
ェア上の誤差やノイズ発生などによる異常を早期に検知
でき、それ以降の無駄な計測を省略できる。またこのと
き、既に計測した情報量（既蓄積信号）が多いときには
、画像再構成をすることにより、被検体に再度の計測を
強いることがなく、再構成画像を観察することができる
。このため通常、ＭＨＩ計測においてしばしば起こる、
計測の最終回近くで被検体が動いてしまったときなどに
再度の抛り直しをする必要がすることができ、異常に対
し早期に処置することができるなどの効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるＭＲＩ法の一実施例を示すフロー
チャート、第２図は同上本発明方法が適用されたＭＲＩ
装置の一例を示すプロンク図、第３図は同上ＭＲＩ装置
の信号計測シーケンス図、第４図は本発明の他の実施例
を示すフローチャートである。１・・・被検体、２・・・磁気回路、３・・・傾斜磁場
コイル、４・・・傾斜磁場電源、５・・・送信コイル、
６・・・電力増幅器、７・・・高周波発振器、８・・・
変調器、９・・・シーケンサ、ＩＯ・・・受信コイル、
１１・・・増幅器、１２・・・直交検波器、１３・・・
Ａ／Ｄ変換器、１４・・・中央処理装置、１５・・・デ
イスプレィ、１６・・・メモリ。ＳＧ第図第図

Claims

【特許請求の範囲】

１、各位相エンコード毎の信号を取り込み、蓄積する信
号取込、蓄積手段によって今回、取込、蓄積された信号
と前回、取り込み、蓄積された信号との差が予め設定さ
れたしきい値を超えたときに計測を中断し、これを報知
すると共に、それまで蓄積された全信号が所定量を超え
ているときにはそれを用いて画像の再構成を行うことを
特徴とする磁気共鳴イメージング法。