JPH08511716A - 磁気共鳴画像化方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 複数の表面コイルの配置を用いてからだの一部での核磁気共鳴（ＮＭＲ）分布を決定する方法。この方法では別の表面コイルにより成分分布は決定され、成分分布は該ＮＭＲ分布を形成するよう結合される。成分分布は均一性に関して最適な分布Ｉ_homを形成するよう結合され、及び信号対雑音比に関して最適な分布Ｉ_SNRを形成するよう結合される。Ｉ_hom及びＩ_SNRの分布は好ましくはＩ_hom及びＩ_SNRの平滑化比を決定することにより、この比をＩ_SNRを補正するために用いることにより該ＮＭＲ分布を形成するよう結合される。本発明の方法を実施する装置もまた開示される。

Description

【発明の詳細な説明】 磁気共鳴画像化方法及び装置 本発明の分野 本発明は複数の表面コイルの配置を用いる体の一部での核磁気共鳴（ＮＭＲ） 分布を決定する方法に関し、この方法では別々の表面コイルにより成分分布は決 定され、該成分分布は該ＮＭＲ分布を形成するよう結合される。 本発明はまた複数の表面コイルの配列用の入力端子と、該配列の別の表面コイ ルを用いた成分分布を決定する手段と、ＮＭＲ分布を形成するために該成分分布 を結合する手段とからなるそのような方法を用いた体の一部のＮＭＲ分布を決定 する核磁気共鳴（ＮＭＲ）画像化装置に関する。 本発明の背景 同時に幾つかの受信コイルでＮＭＲ画像を収集するときにしばしばシネネルギ ー（ｓｙｎｅｎｅｒｇｙ）と称される概念、即ち別々に得られた結果を均一の得 られた画像に結合する問題がある。 形式的に収集されたＮ個のコイルとＮ個の画像又は体積は以下のように記述で きる。 Ｓ_j（ｘ，ｙ，ｚ） （式１） ここでｊ｛１，．．．，Ｎ｝はコイル番号であり、Ｓ_j（ｘ，ｙ，ｚ）は位置（ ｘ，ｙ，ｚ）での複素ボクセル（ｖｏｘｅｌ）値である。問題はこれらの画像を 信号対ノイズ比（ＳＮＲ）及び均一性、即ち同じスピン磁化密度はＩ（ｘ，ｙ， ｚ）で同じ画素値となること、の両方が最適であるように単一の画像（又は体積 ）Ｉ（ｘ，ｙ，ｚ）に結合することである。 上記の方法はヨーロッパ特許出願ＥＰ０４７２３９０Ａ２から知られている。 この特許出願は各別のコイルに対する完全なＮＭＲ画像を最初に収集した後に重 みづけられた、点と点を対応させることに基づいてそれぞれの画像の寄与を結合 することにより時間領域で ＮＭＲ位相アレイからの複合画像を再構成することは通常である。別の画像を最 初に収集することの理由は重みの最適な組は別の信号の結合が位置の関数であり 、故に点から点へと変化するときにＳＮＲを最大にするために必要であるからで ある。 ＥＰ０４７２３９０ではそれらをそれぞれの受信コイルの一つのフィールドマ ップの時間領域の表現でコンボリューションすることにより時間領域で信号を結 合することが示唆される。しかしながらそのような再構成は各位置でのコイルの 感度の正確な知識を必要とする。 Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，１６（２ ），ｐｐ．１９５−２２５（１９９０）に二乗の和の方法が記載されており、こ こでＩ（ｘ，ｙ，ｚ）は以下のように計算される： しかしながらこの結果は非常に不均一である傾向にある。 この問題に対する幾つかの解決策が提案されてきたが、それらの多くは比較的 実際的ではない及び／又は不均一に対する補正の能力が限定されている。 一つの可能性は表面コイル画像それ自体の低域通過フィルタリング（即ち「平 滑化」又は「平均」）により別のコイルの感度を推定することである。例として ：ＳＭＲＭ １９９１年予稿集７４４頁、又はそれの簡単な表面コイルに対する 等価物：ＳＭＲＭ １９８７年予稿集２６６頁、及びＡｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕ ｎａｌ ｏｆ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ １４７、ＰＰ．３７９−３８８２（１９８ ６）の記事を参照。これらの方法の有効性は特に対象内の実際のスピン密度が顕 著に非対称である場合には制限される。 同じコイル設定で均一な水ファントムを測定し、その結果を較正 に用いることがまた示唆される。故にこの方法は非常に実際的ではない。 他の方法は付加的な非常に均一なコイルで同じ対象を測定し、複数の表面コイ ルの配置で得られた画像の強度を較正するために得られた画像を用いることであ る。ヨーロッパ特許出願ＥＰ０２７１１２３Ａ１ではそのような方法がボディコ イルにより得られた信号で表面コイルを較正することが記載されている。しかし ながらこの方法はコストを付加するスキャン時間（表面コイルで実際に収集する 前又は後で均一な画像を収集するときに）又はそれは同時収集の未解決の問題を いまだに有する。 表面コイルアレイの別の画像を合成する他の従来技術はヨーロッパ特許出願Ｅ Ｐ０４１２８２４Ａ２及び米国特許第４８２５１６２号に記載されている。 本発明の要約 本発明の目的は得られた画像が均一性及び信号対ノイズ比（ＳＮＲ）の両方に 関して最適である上記の方法を指摘することである。 本発明の目的はまたコイルアレイとまた称される複数の表面コイルの配置を較 正するのに必要なスキャン時間を回避することである。 本発明のこれらのそして他の目的を達成するために上記の方法では該成分分布 は均一性に関して最適化される分布Ｉ_homを形成するように結合され、信号ノイ ズ比に関して最適化されるＩ_SNR分布を形成するよう結合され、該分布Ｉ_hom及び Ｉ_SNRは該ＮＭＲ分布を形成するように結合される。 Ｉ_hom及びＩ_SNRの決定は計算時間のみを要求し、付加的なスキャン時間は要求 せず、均一画像の情報を用いるノイズのない画像の均一性の改善は非常にうまく ゆくことがわかる。 本発明の好ましい実施例ではＩ_hom及びＩ_SNRは平滑化され、該平滑化されたＩ_hom 及び該平滑化されたＩ_SNRの比はＩ_SNRの均一性を補正するために決定され用 いられ、補正されたＩ_SNRは該ＮＭ Ｒ分布を形成する。 本発明の他の実施例ではＩ_hom及びＩ_SNRの比は決定され、該比は平滑化され、 該平滑化された比はＩ_SNRの均一性を補正するために用いられ、補正されたＩ_SNR は該ＮＭＲ分布を形成する Ｉ_hom及びＩ_SNRを決定する幾つかの可能性がある。 Ｉ_SNRを決定する一つの方法はＩ_SNRは該成分分布の絶対値の二乗の和の平方根 を決定することである。 Ｉ_homを決定する一つの方法はＩ_homはα≦１．５での該成分分布の絶対値のα 乗の和のα乗根を決定することである。無論α＝１は絶対値の単純な加算である が、α＝０．５はなおより均一な画像を与える。 Ｉ_homを決定する他の方法はＩ_homは該成分分布の複素数の和の絶対値を決定す ることである。 Ｉ_homを形成するために該成分分布の結合を決定する更に他の方法はＩ_homを形 成するための該成分分布の該結合は各成分分布に重み係数を乗算することを含む 。 上記の方法を用いた体の一部でのＮＭＲ分布を決定する核磁気共鳴（ＮＭＲ） 画像化装置は複数の表面コイルの配列用の入力端子と、該配列の別の表面コイル を用いた成分分布を決定する手段と、ＮＭＲ分布を形成するために該成分分布を 結合する手段とからなり、均一性に関して最適化されるＩ_hom分布を形成するよ う該成分分布を結合する本発明による手段と、信号ノイズ比に関して最適化され るＩ_SNR分布を形成するよう該成分分布を結合する手段と、該ＮＭＲ分布を形成 するように該分布Ｉ_hom及びＩ_SNRを結合する手段とからなる。 図面の説明 本発明のこれらのそして他の特徴を以下に示す付属の図面を参照して詳細に説 明する。 図１は本発明による方法を実施する装置のブロック図を示す。 図２はそのような装置の詳細のブロック図を示す。 図３は本発明の一実施例を説明する図を示す。 図４は理想的な画像と４つの別の表面コイルで得られた結果を示す図である。 図５は理想的な画像を再び示し、Ｉ_homの２つのバージョンで得られた２つの 最終結果を示す。 好適実施例の説明 上記又は以下の又は請求項での「画像」又はＮＭＲ「分布」が用いられる所で はモニター上で観察され得るような視覚的な画像を意味するのみならず、処理手 段で処理され、又は記憶手段内に記憶されるデジタル形式の電子的な画像もまた 意味する。画像又は分布は２次元（ｘ，ｙ）又は３次元（ｘ，ｙ，ｚ）である。 デジタル画像は通常画素又は３次元の場合にはボクセルと呼ばれる画像要素から なる。 磁気共鳴画像の技術でまた慣例なように信号はサンプルされ、デジタル化され 、更なる画像処理はデジタルである。これら全てはこの明細書に含まれる。 この明細書で核磁気共鳴が参照され、これは特定の場合にはプロトンスピン共 鳴であり、それはまた電子スピン共鳴も含む。 磁気共鳴画像法は医学的な応用で非常に有用なことは更なる説明の必要はない 。画像化されるべき対象は患者又は一般的には検査されるべき人間である。 図１に磁気共鳴装置１の概略図を示す。該装置は定常的で均一な主磁界を発生 させる主磁界コイル２の組及び可変強度と選択された方向への傾きを有する付加 的磁界を重畳する数組の傾斜磁界コイル３，４，５からなる。習慣的に主磁界の 方向はｚ方向と表示され、それに直交する２方向はｘ，ｙ方向である。傾斜磁界 コイルは電源１１を介して電圧を加えられる。該装置は更に無線周波数パルス（ ＲＦパルス）を対象又は身体７に送信するいわゆるボディコイル の形を取る励起手段６からなり、該励起手段６はＲＦパルスを生成及び変調する 変調手段８に結合する。 ＮＭＲ信号を受信する受信手段も設けられ、これらの手段は励起手段６と同一 又は別々でありうるが、本発明では、表面コイル１６のアレイの形をなす。ボデ ィコイルは体（の一部）を囲み、一般に非常に均一な感度分布を有し、一方で表 面コイルは体（の一部）の一方の側に近接して使用される。表面コイルは一般に 制限された視野と高い感度を有するが、不均一な感度分布を有する。 送受信スイッチ９が励起パルスから受信信号を分離するために配置される。受 信された磁気共鳴信号は受信及び復調手段１０へ入力する。励起手段６及び変調 手段８及び傾斜磁場コイル３，４，５に対する電源１１はＲＦパルス及び傾斜磁 場パルスの所定の系列を生成するために制御システム１２により制御される。復 調手段は例えば受信信号を可視的ディスプレーユニット１５上に可視化できる画 像に変換する例えばコンピューターのようなデータ処理ユニット１４に結合され る。 磁気共鳴装置１が磁界中に置かれた対象又は身体７と共に動作状態に置かれた 場合、身体中の磁気双極子モーメント（核又は電子スピン）の小量の剰余分が磁 界方向に配向される。平衡状態においてこれは磁界に平行な方向に向いた身体７ の物質内の全体の磁化Ｍ₀を発生させる。装置１内で巨視的磁化Ｍ₀ は核のラー マー周波数に等しい周波数を有するＲＦパルスを身体へ放射することにより操作 され、それにより双極子モーメントを励起状態にさせ、磁化Ｍ₀ を再方向付けす る。適切なＲＦパルスを印加することにより、巨視的磁化の回転が得られ、回転 の角度はフリップ角と呼はれる。傾斜磁界を印加することによる磁界の変化の意 図的な導入は局所的磁化の振舞に影響を与える。ＲＦパルス印加後、変化した磁 化は磁界内の熱的平衡状態に戻ろうとし、その過程で放射をなす。良好に選択さ れたＲＦパルス及び傾斜磁界パルスの系列は（減衰する）磁気共鳴 信号として放出されたこの放射を生成し、これはたとえば水素原子核、それが生 ずる物質のある核種の密度及び／又は緩和時間についての空間情報を提供する。 放出信号及び画像の形態でのその表現の解析により、対象又は身体７の内部構造 についての情報が得られうる。励起の直後からの減衰する磁気共鳴信号はＦＩＤ （自由誘導減衰）と呼ばれる。傾斜磁界及び／又は付加的な励起（ＲＦ）パルス の適切な印加によりＦＩＤのエコーはまた形成され、画像情報を得るために用い られる。 磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びＭＲＩ装置の引用例のより詳細な記述はこれに ついての広範な文献、例えばＭ．Ａ．Ｆｏｓｔｅｒ及びＪ．Ｍ．Ｓ．Ｈｕｔｃｈ ｉｎｓｏｎ編集のＩＲＬ出版１９８７年の本「Ｐｒａｃｔｉｃａｌ ＮＭＲ Ｉ ｍａｇｉｎｇ」になされている。 図２に表面コイル１６のアレイ用の受信及び復調手段が概略的に示される。表 面コイルＣ₁，．．．，Ｃ_j，．．．Ｃ_Nは受信機Ｒ₁，．．．，Ｒ_j，．．．Ｒ_N、 アナログ／デジタル変換器ＡＤ₁，．．．，ＡＤ_j，．．．ＡＤ_N、メモリーＭ₁， ．．．，Ｍ_j，．．．Ｍ_N、及びフーリエ変換手段ＦＴ₁，．．．，ＦＴ_j，．．． ＦＴ_Nに接続される。フーリエ変換手段によりＮ表面コイルにより検出されたＮ 画像（成分分布）Ｓｊ＝Ｓｊ（ｘ，ｙ，ｚ）はよく知られた方法により決定され る。これらのＮ画像は最終画像を得るために処理手段１４で処理される。この処 理を以下に説明する。 処理手段１４では信号対ノイズ比が最適であるがＩ_SNR（ｘ，ｙ，ｚ）と称さ れる均一性は次善である１つと、均一性は最適であるがＩ_hom （ｘ，ｙ，ｚ）と 称される信号対ノイズ比が次善である１つとのＮ画像Ｓｊ（ｘ，ｙ，ｚ）の２つ の異なる組み合わせが作られる。それからＩ_hom及びＩ_SNR間の平滑化比がＩ_SNR （ｘ，ｙ，ｚ）の強度変化を補正するよう用いられる。平滑化又は平均化はＩ_hom 及びＩ_SNRに別々に基づいて（図３のように）なされるか又はそれらの比に基 づいてなされるかのどちらかである。 図３はこの処理の概略を示す。ブロック１６、１７では平滑化がＩ_hom及びＩ_{S NR} それぞれになされる。ブロック１８ではＩ_SNRの強度補正がＩ（ｘ，ｙ，ｚ） を得るようになされる。 上記のこの方法は計算上非常に効率的であり（ただ一つの付加的な画像結合動 作と、１又は２の平滑化動作と、わずかなわり算）、それは予め記憶されたコイ ル感度パタンの複雑な取り扱いや、付加的なスキャンを要求しない。 ＳＮＲが最適な一つの画像に別のコイル成分画像を結合するためのアルゴリズ ムは既に述べた。コイル感度パタンに対する付加的な知識がない場合には信号対 ノイズ比の項が最適である結合は以下のようになる： 理論的にはこれはノイズ補正が無視でき、ノイズが一定である又は言い換えれば ノイズの相関行列が純粋に対角的であり、一定である場合のみ許容される。Ｍａ ｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ iｎ Ｉｍａｇｉｎｇ，１６（２），ｐｐ ．１９５−２２５（１９９０）にこれはＲ_ij＝δ_ijとして既に記載されており、 ここでδはクロネッカーのデルタである。ノイズ相関が無視できない場合には最 適な結合は以下のようになる： これは単に完全のために説明しただけであり、実際的な場合の大部分ではこの 相関は無視しうる。 上記のアルゴリズムは広く用いられている。しかしながらコイル 感度パターンの変動からほとんど影響されない結合された画像を得るために最適 化された方法は顕著により減衰せずに得られる。これはもちろん磁気共鳴画像法 では信号対ノイズ比が主要な関心であるからである。しかしながら同時にまた均 一な画像に対する大きな要求もまた感じられる。 ほとんどの場合には成分画像の単純な加算は平方根（和（平方））より均一な 画像が得られることが知られており、それでＩ_homは以下のように結合される： これの改善されたバージョンは可能であり、以下に説明する。更なる本発明の 重要な特徴はＩ_hom及びＩ_SNRを両方の世界の最良を結合する画像に結合する方法 である。 そのような問題は上記ＥＰ０２７１１２３に糸口がある。そこでは通常のＭＲ 表面コイルの画像（高ＳＮＲであるが不均一）を対応するボディコイル画像（均 一であるが低いＳＮＲ）で補正することが提案される。 本発明の好ましい実施例では ここでＳＭＯＯＴＨは低域通過フィルタリング操作である。そのような平均化 操作の多くは可能であるが、最も簡単なのは以下のように定義しうる均一コンボ リューションである： 式７ではｄは次元の数であり、故に２又は３である。Ｍの最適な 値はＩ_homを計算する方法の詳細とノイズレベルとｄに依存するが特定の状況で はそれは３から１０の間の範囲である。 上記の平滑動作は低いＳＮＲ画像Ｉ_homでのノイズは最終的な結果に漏れるこ とを防止する。これはそれが省略された場合には結果はＩ_homに等しくなること を観察することにより説明できる。それで一方では強度補正関数ＳＭＯＯＴＨで のノイズ除去の目的はＭの最小要求値を決定し、他方で平滑化された関数は実際 に結合されたコイル感度関数の形より平滑であってはならない。これは最大の束 縛をＭの使用可能な値上に置く。 上記のようにｊに対する｜Ｓ_j｜の単純な和は最適なＳＮＲ結果より均一な画 像を生ずる。しかしながらこれは得られた均一性に関して最適ではない。より一 般的には以下のようになる： αのどのような値に対してもこの関数はなお実際のスピン磁化密度に線形に比 例する。α＝２で、均一性に関して明らかに最適でないＩ_SNRが得られる。α＝ １に対して（単純な加算）均一性は既に向上している。実施は典型的にはα＝０ ．５であるαのより低い値でさえも、なおより均一な画像を与える。帰納的には これは以下のように説明される：人間の体の周囲に巻かれた１２個のコイルの組 を有する。他の全てのコイルから比較的遠く離れ、比較的コイル１に近接した領 域ではコイル１の感度のみが大きな変化を示す。αの高い値でコイル１は和のほ とんどを占め、不均一な結果を導く。αの極端に低い値では結合された感度は最 も強い一つよりもむしろコイル画像の大多数により占有される。コイル１を除く 全てのコイル画像はその領域内でかなり平坦な感度パタンを有する故に、結果は 比較的均一である。しかしながらαの非常に低い値では得られた結合のＳＮＲは 問題にならないくらいに低い。実際にα＝０．５の値 は良い妥協である。 上記の説明は信号の絶対値｜Ｓｊ｜のみに関してである。絶対値を用いること は各成分画像の増幅器連鎖がどのように信号の位相に寄与するかが知られていな い場合に、及びこの位相の寄与が部分画像当たり変化する場合に実際に必要であ る。しかしこの位相寄与が充分に予想可能であり、又は制御可能な場合にはＩ_{ho m} に対してよりよい結果を得るためにＳｊの複素数値を結合することは好ましい 。成分画像当たりのある位相調整は必要である： これが利点である典型的な場合は表面コイルのアレイがいわゆるバードケイジ 共振器として配置される場合である。この場合には位相φ_jは従来技術のバード ケイジ共振器設定で電子的に適用される物と同じである。得られたＩ_homは非常 に均一であることが知られている。 従来技術の（電子的に信号を加算された）バードケイジ共振器に対するバード ケイジのようなシネネルギーコイルアレイの利点はシネネルギーコイルアレイは Ｉ_SNRも同様に再構成することを許容することである。故に本発明を用いてバー ドケイジ共振器からの画像と同じ均一性の画像を選られうるが、対象のほとんど の領域で更に良い信号対雑音比を有する。 Ｉ_homを参照して電子的に加算された信号の使用と信号を収集するために用い られる一つのアレイチャンネルの損失で複素数加算の計算的な労力の節約とがま た可能である。 本発明の基本的なアイデアの他の改善は固定された一定値で種々の成分画像の 信号を予め乗算することである。これにより： 即ち式８の改善されたバージョン又は： のどちらかを得ることができる。 Ａ_jの値は明らかにコイルの幾何形状に依存する。 この改善は再び信号対雑音比に関しては欠点であるが、更により不均一な感度 で画像Ｉ_homを得るための助けとなる。 本発明の効果はシミュレートされた場合の画像で示される。 図４ａは実際のスピン密度を表す。これは完全な画像である。図４ｂから４ｅ は異なる配置での４つの表面コイルで得られた画像を示す。明らかに別の表面コ イルの画像は非常に不均一である。 図５ａは再び理想的な画像であり、図５ｂはＩ_SNRである。 図５ｃ及び５ｅはＩ_homの２つのバージョン（それぞれα＝１及びα＝０．５ ）である。 図５ｄ及び５ｆは対応する結果、即ちそれぞれＩ_hom（α＝１）及びＩ_hom（α ＝０．５）でのＩ_hom及びＩ_SNRの結合をしめす。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 別々の表面コイルにより成分分布が決定され、該成分分布は該ＮＭＲ分布 を形成するよう結合され、複数の表面コイルの配置を用いる体の一部での核磁気 共鳴（ＮＭＲ）分布を決定する方法であって、該成分分布は均一性に関して最適 の分布Ｉ_homを形成するように結合され、信号対雑音比に関して最適のＩ_SNR分布 を形成するよう結合され、該分布Ｉ_hom及びＩ_SNRは該ＮＭＲ分布を形成するよう に結合されることを特徴とする方法。 ２． Ｉ_hom及びＩ_SNRの比はＩ_SNRの均一性を補正するために決定され用いられ 、補正されたＩ_SNRは該ＮＭＲ分布を形成することを特徴とする請求項１記載の 方法。 ３． Ｉ_hom及びＩ_SNRは平滑化され、該平滑化されたＩ_hom及び該平滑化された Ｉ_SNRの比はＩ_SNRの均一性を補正するために決定され用いられ、補正されたＩ_{SN R} は該ＮＭＲ分布を形成することを特徴とする請求項１記載の方法。 ４． Ｉ_hom及びＩ_SNRの比は決定され、該比は平滑化され、該平滑化された比は Ｉ_SNRの均一性を補正するために用いられ、補正されたＩ_SNRは該ＮＭＲ分布を形 成することを特徴とする請求項１記載の方法。 ５． Ｉ_SNRは該成分分布の絶対値の二乗の和の平方根に等しいことを特徴とす る請求項１乃至４のうちのいずれか一項記載の方法。 ６． Ｉ_homはα≦１．５での該成分分布の絶対値のα乗の和のα乗根に等しい ことを特徴とする請求項１乃至４のうちのいずれか一項記載の方法。 ７． Ｉ_homは該成分分布の複素数の和の絶対値に等しいことを特徴とする請求 項１乃至４のうちのいずれか一項記載の方法。 ８． Ｉ_homを形成するための該成分分布の該結合は各成分分布に重み係数を乗 算することを含むことを特徴とする請求項１乃至４のうちのいずれか一項記載の 方法。 ９． 複数の表面コイルの配列用の入力端子と、該配列の別々の表面コイルを用 いた成分分布を決定する手段と、ＮＭＲ分布を形成するために該成分分布を結合 する手段とからなる請求項１乃至８のうちのいずれか一項記載の方法を用いて体 の一部でのＮＭＲ分布を決定する核磁気共鳴（ＮＭＲ）画像化装置であって、均 一性に関して最適のＩ_hom分布を形成するよう該成分分布を結合する手段と、信 号対雑音比に関して最適のＩ_SNR分布を形成するよう該成分分布を結合する手段 と、該ＮＭＲ分布を形成するように該分布Ｉ_hom及びＩ_SNRを結合する手段とを特 徴とする装置。