JPH05176911A

JPH05176911A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH05176911A
Application number: JP3358284A
Authority: JP
Inventors: Yukihiro Yasugi; 幸浩八杉
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1991-12-27
Filing date: 1991-12-27
Publication date: 1993-07-20
Anticipated expiration: 2016-07-16
Also published as: JP3189982B2

Abstract

(57)【要約】【目的】磁気共鳴イメージング装置において、実際の撮
像前に設定した撮像パラメータによって得られる画像の
ＳＮ比を計算によって推定し、表示することによって、
操作者を支援し、使い勝手を向上する。【構成】図１に示す流れ図に従って、受信コイルに誘起
されるノイズ量と、標準撮像パラメータによる検出信号
電圧を測定して信号量を求め、操作者の設定したパラメ
ータによる画像ＳＮ比を検出信号量の論理計算式に従っ
て推定し、表示するものである。【効果】操作者が画像のＳＮ比を撮像前に認知し得るた
め、撮像パラメータの設定を容易にし、最適化が図れ、
操作性を向上して良質な画像を安定して供給できるとい
う効果がある。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴を利用して被
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
の操作性向上に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中
の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩
和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の
断面を画像表示するものである。

【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起され高いエネルギ状態に遷移する（核磁気共鳴現
象）。この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態
に応じた時定数でもとの低いエネルギ状態に戻り、この
ときに外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出する。これを
その周波数に同調した高周波受信コイルで検出する。こ
の一連の信号検出時に、各スピンへ空間的に位置情報を
付加する目的で、３軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の各スピンの位置情報を周波数情
報として捕らえることが可能である。また、画像中心を
ラーモア周波数として中心からの距離に応じて周波数変
量が大きくなるようにしているため、受信信号はラーモ
ア周波数を搬送波とする変調波形として検出される。従
って、これを検波すると、高周波成分ほど中心から離れ
た位置からの信号となる。

【０００４】検出されるＮＭＲ信号は非常に微弱であ
り、受信コイルの感度が画像のＳＮ比を決定する重要な
要因となっている。また、画像のＳＮ比はこの他に撮像
シーケンスや、撮像視野、加算回数などの種々の撮像パ
ラメータにより変化する。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】一般には撮像時のシー
ケンス及び、そのパラメータ設定は操作者が経験的に判
断して決定するか、あるいは予め定められた標準撮像パ
ラメータを選択して使用している。しかし、これは常用
の受信コイルを使用し、標準的な体型の被検体を撮像す
る場合には問題ないが、局所的に高感度を有する局所受
信コイルを使用した際や、被検体の体型が平均から大き
く外れていると、検出される信号量が異なり、撮像した
画像のＳＮ比が十分ではない場合が生じる。特に、撮像
時間をできるだけ短縮したい場合は、操作者が経験によ
ってパラメータを設定することが困難であるという問題
がある。この画像のＳＮ比は撮像を終了し画像を再構成
するまで判断できないため、撮像の結果、ＳＮ比が低い
場合には診断に支障をきたし、撮像のやり直しを強いら
れる結果となる。

【０００６】本発明の目的は、設定した撮像条件におけ
る画像のＳＮ比を撮像以前に操作者が認知可能とし、不
適当な条件設定による撮像ミスを未然に防止できるよう
にして、常に良好な画像を得ることができるＭＲＩ装置
を提供することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、被検体に静磁場を与える磁気回路と、前記
被検体にスライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及び
位相エンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
前記被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を
起こさせる照射パルスをある所定のパルスシーケンスで
繰り返し印加する照射コイルと、磁気共鳴信号を検出す
る受信コイルと、前記検出信号を使って対象物体の物理
的性質を表す画像を得る画像再構成手段とを備えた磁気
共鳴イメージング装置において、予め受信コイルに誘起
されるノイズ成分及び検出される信号成分を測定して、
実際の撮像時の画像のＳＮ比を計算によって予測し、そ
のＳＮ比に関する情報を操作者に告示する手段を設けた
ことを特徴としている。

【０００８】

【作用】画像のＳＮ比は受信コイルで検出される被検体
からの信号量と誘起されるノイズ量の比に相当する。検
出信号電圧は使用する受信コイルの感度と撮像シーケン
ス及び撮像パラメータで決定されるが、このうち撮像シ
ーケンスは被検体の病状に応じて必要な臨床情報が得ら
れるように選択されるものである。従って、第一に決定
される要因である。受信コイルの感度は、撮像位置での
感度分布や被検体への装着状況、さらには被検体の体型
など、複雑な要素があるため推定することは困難であ
る。従って、これは実測の必要がある。また、パラメー
タの変更に伴う信号電圧の変化は計算によって求めるこ
とが可能である。

【０００９】しかし、ここで注意しなければならないの
は検出信号電圧がそのまま画像上のＳＮ比を決定する信
号成分とはならないことである。これは、被検体の大き
さが撮像視野に対して小さい時に検出信号電圧が少なく
ても十分な画像ＳＮ比を確保できる場合があるからであ
る。従って、画像ＳＮ比の算出には被検体の大きさも考
慮する必要がある。この点に関しては検出した信号を周
波数分析して、その周波数分布から被検体のおおよその
大きさを推定して信号量を補正することによって対処で
きる。

【００１０】誘起ノイズ量は受信コイルの出力端子から
見た抵抗成分によって発生するサーマルノイズと等価で
ある。受信コイルの抵抗成分はコイル自体の損失と被検
体との電気的結合による負荷作用であるが、被検体との
結合は装着状態によって変化し、また、負荷の大きさは
被検体の組成に関わるため、ノイズ量を推定することは
不可能である。従って、これも実測の必要がある。

【００１１】以上から、受信コイルを被検体に装着し、
撮像シーケンスを設定した時点で受信コイルに誘起され
ているノイズ電圧を測定し、さらに、標準撮像パラメー
タで予備計測を行って検出信号を実測して、周波数分析
を行い被検体からの信号量を求めれば、その状態での画
像ＳＮ比を知ることができる。また、撮像パラメータを
変更した際のＳＮ比も計算によって推定することが可能
となる。

【００１２】診断上に必要とされる画像のＳＮ比は勿
論、高いほど良いが、その下限は予め設定することがで
きる。このときのノイズ量と信号量の比を調べておけ
ば、設定した撮像条件におけるノイズ量及び信号量の比
がこれに満たない場合に操作者に警告することができ
る。そして、どのパラメータをどれだけ変更すれば、画
像ＳＮ比の下限を満たす条件となるかを操作者に表示す
ることも可能である。また、逆に操作者がＳＮ比の下限
を超えずに、どこまで撮像時間を短縮できるかを知るこ
ともできる。

【００１３】

【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図３は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成例を示す構成図である。このＭＲＩ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と記す）１１と、シーケンサ１２と、送信系
１３と、傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処
理系１６とからなる。

【００１４】上記静磁場発生磁石１０は、被検体６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
りのある広がりを持った空間に永久磁石方式または常電
導磁石方式あるいは超電導磁石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、ＣＰＵ１１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及び傾斜磁場発生系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
波パルス発生器１７と変調器１８とパワーアンプ１９と
送信側の照射コイル２０とからなり、上記高周波パルス
発生器１７から出力された高周波パルスをシーケンサ１
２の命令に従って変調器１８で変調し、この変調された
照射パルスをパワーアンプ１９で増幅した後に被検体６
に近接して配置された照射コイル２０に供給することに
より、電磁波が被検体６に照射されるようになってい
る。

【００１５】上記傾斜磁場発生系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、受信コイル２と受信回路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
側の照射コイル２０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
配置された受信コイル２で検出され、受信回路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統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。

【００１６】この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁
気ディスク２６及び光ディスク２７等の記録装置と、Ｃ
ＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１１
でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を
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ィスプレ
イ２８に表示するようになっている。なお、本図におい
て、照射コイル２０と受信コイル２及び傾斜磁場コイル
２１は、被検体６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。

【００１７】本発明による画像ＳＮ比推定手段の流れ図
を図１に示す。まず、被検体６に受信コイル２を装着す
る。必要な撮像シーケンスを選択した後、ノイズ電圧を
測定する。ノイズ電圧の測定は受信コイル２に接続され
た受信回路２３の増幅度を最大に設定して最高感度と
し、この出力を直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄコン
バータ２５に入力する。そして、照射パルスを印加しな
い定常状態で受信コイル２に誘起されているノイズ出力
をデータとして読み取り、演算して実効値を求める。こ
れがノイズ量である。

【００１８】ノイズ電圧の発生要因は図６に示すよう
に、導体ループ７と共振容量８からなる受信コイル２と
被検体６が容量結合（Ｃ）及び誘導結合（Ｍ）し、それ
ぞれの結合損失が等価抵抗９ｂ，９ｃとして受信コイル
回路に生じる。これと受信コイル回路自体の高周波損失
９ａとの総和が等価回路Ｒとして、サーマルノイズを決
定する。これにプリアンプ３から生じるノイズ電圧Ｎａ
を加えたものが次の式（１）に示す測定されるノイズ電
圧Ｎである。プリアンプ３のノイズ電圧Ｎａは一定であ
るが、受信コイル２の選択によって等価抵抗９ａが変わ
り、また、同じ受信コイル２でも被検体６への装着状態
によって９ｂ，９ｃが変化してノイズ電圧Ｎが決定され
る。従って、このノイズ電圧Ｎは推測することが極めて
困難であり、被検体６への装着ごとに実測する必要があ
る。

【００１９】 …（１）Ｎ：ノイズ電圧ｋ：ボルツマン定数Ｂ：周波数帯域幅Ｔ：絶対温度Ｒ：等価抵抗値Ｎａ：増幅系のノイズ電圧

【００２０】次に、標準撮像パラメータによる信号電圧
計測を行う（図１）が、計測方法として最も一般的なス
ピンエコー法を例に詳細に説明する。図４はスピンエコ
ー法のシーケンスをを示す説明図である。まず、スライ
ス方向傾斜磁場を印加しながら高周波磁場（９０度パル
スと呼ぶ）を照射しスライス面内だけのスピンを励起す
る。Ｔｅ／２時間後に、同様にスライス傾斜磁場を印加
しながら再び高周波磁場を２倍のパワー（１８０度パル
ス）で照射する。この結果、拡散したスピンが収束して
Ｔｅ時間（エコー時間と呼ぶ）後にエコー信号を生成す
る。画像を再構成するためには２次元の情報が必要であ
るが、エコー信号採取時にリードアウト方向傾斜磁場を
印加し、この方向の位置情報を周波数の違いとして捕ら
える。

【００２１】これと同時に２回の高周波磁場照射間にエ
ンコード方向傾斜磁場を印加し、もう一つの方向の位置
情報を位相変化としてエコー信号に重畳して採取してい
る。さらに、位相情報を分離するためにエンコード傾斜
磁場量を変化させながらエンコード方向の画素数分だけ
データ計測を行う必要がある。この計測間隔時間を繰り
返し時間（Ｔｒ）と呼ぶ。また、実際はＳＮ比を向上す
るために同一エンコード量で複数回のデータ計測を行い
加算処理をすることが多い。この場合、加算回数を２倍
にすると情報成分は２倍になるが、ノイズ成分はランダ
ムノイズであるために√２倍となり、ＳＮ比に√２倍の
向上が期待できる。以上から、全計測時間は繰り返し時
間Ｔｒ、エンコード回数、加算回数の積によって求めら
れることになる。

【００２２】信号電圧を計測するには標準撮像パラメー
タで前述のシーケンスを１エンコード分だけ実行し、エ
コー信号を採取すれば良いのだが、エンコード傾斜磁場
を印加すると位相拡散のために信号量が低下するので、
エンコード傾斜磁場のない状態で計測する。さらに、Ｎ
ＭＲ信号は履歴の影響を受けるため、正確な測定のため
には、Ｔｒ間隔で数回の計測を行う必要がある。こうし
て得られるエコー信号は磁気共鳴周波数を搬送波とする
変調波として観測されるが、この波形をＡ／Ｄコンバー
タ２５によりデータとして採取する。標準撮像パラメー
タは、選択した撮像シーケンスで最も一般的なパラメー
タとすれば良いが、撮像部位や使用受信コイルによって
最適条件に変更することが望ましい。

【００２３】しかし、このようにして得られた信号出力
から直接ＳＮ比を決定することはできない。なぜなら、
この出力は被検体全体からの信号であって、被検体が大
きいほど信号出力が大きくなりＳＮ比が高いと誤判断し
てしまうためである。この詳細を図２を用いて説明す
る。

【００２４】ここで、例として（ａ）（ｂ）（ｃ）の３
種類の被検体を考える。（ａ）と（ｂ）は画像ＳＮ比は
等しいが、被検体の大きさが異なる。（ａ）と（ｃ）は
被検体の大きさは等しいが、ＳＮ比が異なる。また、そ
れぞれのノイズ量は等しいものとする。なお、画像ＳＮ
比を被検体の単位面積当たりの信号強度に対する背景の
ノイズ成分の割合と定義する。

【００２５】それぞれの受信出力信号量は被検体の信号
強度とその面積に比例するため、信号強度が大きく面積
も大きい図２（ａ）が最も大きい。しかし、信号強度は
大きくても面積の小さい図２（ｂ）では小さく、本来Ｓ
Ｎ比の低い図２（ｃ）の方が被検体が大きいために大き
な受信出力が得られている。このように、このままでは
画像ＳＮ比を誤って判断する。そこで、信号を発生して
いる被検体の画像上での面積を求め、出力信号量を単位
面積当たりの信号量に補正すれば、正しいＳＮ比を求め
ることができる。

【００２６】被検体の面積を知る方法は、まず、画像の
横軸（Ｘ軸）にリードアウト傾斜磁場のみを印加して計
測を行い、この信号を周波数分析すると被検体の位置に
応じた周波数分布が再現される（これを投影像と呼
ぶ）。次に、縦軸（Ｙ軸）にリードアウト傾斜磁場のみ
を印加して計測し、同様に投影像を得る。そこで、この
２軸の投影像から被検体のそれぞれの方向の大きさが分
かるので、被検体が楕円であると仮定して概略の面積を
求めることができるのである。

【００２７】次に使用する撮像パラメータの設定と、こ
れによる推定画像ＳＮ比の計算を行う（図１）が、この
方法の詳細を以下に述べる。まず、検出されるＮＭＲ信
号に関して図５を用いて説明する。受信コイルに検出さ
れる信号量Ｓは式（２）に示すように、物理的な信号強
度Ｓｄと、信号を発生する体積である画素の大きさＰ
ｘ，Ｐｙ，Ｐｚ、そして、受信コイルの感度Ｃｄによっ
て決定される（図５（ａ）参照）。撮像視野などの変更
によって画素の大きさが変わった場合の検出信号量変化
は、この式により導くことができる。受信コイルの感度
Ｃｄは被検体への装着状態を変えなければパラメータに
よらず一定である。

【００２８】信号強度Ｓｄは式（３）に示すように信号
源であるプロトン原子の密度と、緩和に伴う信号強度の
減衰及び回復によって決定される。これらはパラメータ
Ｔｅ，Ｔｒによって指数関数的に変化するが、その定数
ρ，Ｔ１，Ｔ２は生体組織によって異なる。この定数は
標準撮像パラメータとしてＴｅ，Ｔｒを変えて３種類用
意し、３回の検出信号用測定を行えば確定することがで
き、パラメータ変更に伴う受信信号量を計算して推測す
ることが可能となる。なお、式（３）において、第１項
が横緩和による信号減衰成分図５（ｂ）、第２項が縦緩
和による信号回復成分図５（ｃ）である。

【００２９】 …（２）Ｓ：受信信号Ｓｄ：信号強度Ｐｘ：リードアウト方向画素サイズＰｙ：エンコード方向画素サイズＰｚ：スライス厚さＣｄ：受信コイルの感度係数

【００３０】 …（３）Ｔｅ：エコー時間Ｔ２：横緩和時間Ｔｒ：繰り返し時間Ｔ２：縦緩和時間 ρ ：プロトン密度ｅ：自然対数の底

【００３１】推測した信号量と実測したノイズ量から操
作者が設定したパラメータによる推定ＳＮ比を計算して
表示する。このとき、画像診断上問題となる限界のＳＮ
比を予め検討して設定しておき、推定されたＳＮ比がこ
れに満たない場合に操作者に警告して、パラメータの再
設定を促す。図７は操作者への表示例であるが、（ａ）
はバーグラフによるもので、おおよその画像ＳＮ比レベ
ルを示す。（ｂ）は文字による表示例で、問題がある場
合に具体的な変更パラメータを指示することができる。
（ｃ）は予め高いＳＮ比で撮像しておいた各部位の画像
データベース３０に推定ＳＮ比に従ってノイズ発生器３
２により作った疑似ノイズ成分を画像合成器３１で合成
して表示装置２８で表示するものである。この方法によ
ると、より現実的な推定ＳＮ比画像を表示することが可
能であり、画像データベース３０の画像種類を十分に用
意すれば細かい表現を行うことができる。

【００３２】操作者は表示された画像の推定ＳＮ比が不
十分な場合には、再度パラメータの設定を行う。装置
は、このパラメータによる画像ＳＮ比を瞬時に推定し、
表示する。また、撮像時間を短縮した際のＳＮ比の低下
を検討することもでき、問題ない場合には実際の撮像を
スタートする。

【００３３】

【発明の効果】以上述べたように本発明による画像ＳＮ
比推定機能は、実際の撮像前に設定した撮像パラメータ
による画像ＳＮ比を知ることができるため、従来、多く
の経験や知識を必要としていたパラメータの設定を容易
にし、撮像ミスを未然に防止し、操作者を支援すること
ができる。また、撮像時間短縮におけるＳＮ比低下の検
討ができるため、最適なパラメータを指示することが可
能であり、常に良好な画像を得ることができるという効
果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】画像ＳＮ比推定手段の流れ図

【図２】周波数分析による単位面積信号量の算出例説明
図

【図３】ＭＲＩの装置全体構成図

【図４】スピンエコー法シーケンス説明図

【図５】ＮＭＲ信号量を決定する要因の説明図

【図６】ノイズ量を決定する要因の説明図

【図７】ＳＮ比推定画像の表示方法説明図

【符号の説明】

２受信コイル６被検体７導体ループ８共振容量９等価回路２３受信回路２８表示装置３０画像データベース３１画像合成器３２ノイズ発生器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所 9118−2Ｊ 24/04 Ｚ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に静磁場を与える磁気回路と、前記
被検体にスライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及び
位相エンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
前記被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を
起こさせる照射パルスをある所定のパルスシーケンスで
繰り返し印加する照射コイルと、磁気共鳴信号を検出す
る受信コイルと、前記検出信号を使って対象物体の物理
的性質を表す画像を得る画像再構成手段とを備えた磁気
共鳴イメージング装置において、予め受信コイルに誘起
されるノイズ成分及び検出される信号成分を測定して、
実際の撮像時の画像のＳＮ比を計算によって予測し、そ
のＳＮ比に関する情報を操作者に告示する手段を設けた
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。