JP3501182B2 - 流速画像を算出できる磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、
「ＮＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体の所望部
位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に関し、
特にフェイズコントラスト法と呼ばれるパルスシーケン
スを用いた血流描画手段と流速画像の再構成手段を有す
る磁気共鳴イメージング装置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は、ＮＭＲ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（以下、単に「スピン」と称す）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
任意の断面を画像表示するものである。従来の磁気共鳴
イメージング装置は、図３に示すように、被検体１に静
磁場を与える静磁場発生磁石２と、被検体１に傾斜磁場
を与える傾斜磁場発生系３と、被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パ
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
シーケンサ４と、このシーケンサ４からの高周波パルス
により被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信
系５と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を検出する受信系６と、この受信系６で検出したエコー
信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系７とを備
え、核磁気共鳴により放出されるエコー信号の計測を繰
り返し行って断層像を得るようになっていた。

【０００３】この装置では、図３に示すように０.０２
〜２テスラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生磁石２
の中に被検体１が置かれる。この時、被検体１中のスピ
ンは静磁場の強さＨ₀ によって決まる周波数で静磁場の
方向を軸として歳差運動を行う。この周波数をラーモア
周波数と呼び、ラーモア周波数ν₀ は、

【数１】 で表わされ、原子核の種類ごとに固有の値をもってい
る。また、ラーモア歳差運動の角速度をω₀ とすると、 ω₀ ＝２πν₀ の関係にあるため、

【数２】 で与えられる。

【０００４】そして送信系５内の高周波照射コイル１４
ａによって計測しようとする原子核のラーモア周波数ν
₀ に等しい周波数ｆ₀ の高周波磁場（電磁波）を加える
と、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する。
この高周波磁場を打ち切ると、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ー状態に戻る。こ
の時に放出される電磁波を受信系６内の高周波受信コイ
ル１４ｂで受信し、増幅器１５で増幅，波形整形した
後、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル化して中央処理装置
（以下、「ＣＰＵ」と称す）８に送る。ＣＰＵ８では、
このデータを基に画像を再構成演算し、被検体１の断層
画像をディスプレイ（以下、「ＣＰＴ」と称す）２０に
表示する。上記の高周波磁場は、ＣＰＵ８により制御さ
れるシーケンサ４が送り出す信号を図示省略の高周波送
信コイル用電源によって増幅したものを高周波送信コイ
ル１４ａに送ることで得られる。

【０００５】また、上記の磁気共鳴イメージング装置に
おいては、以上の静磁場と高周波磁場の他に、空間内の
位置情報を得るための傾斜磁場を作るために、傾斜磁場
コイル９を備えている。これらの傾斜磁場コイル９は、
シーケンサ４からの信号で動作する傾斜磁場電源１０か
ら電流を供給され、傾斜磁場を発生するものである。

【０００６】ここで、磁気共鳴イメージング装置の撮像
原理について図４を参照して説明する。まず、図４
（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ₀ 中に書かれた原
子核は、古典物理学的に見ると１個の棒磁石のように振
る舞い、先に述べたラーモア周波数ν₀ でＺ軸の周りに
歳差運動を行っている。この周波数は前記式（１）で与
えられ、静磁場の強度Ｈ₀ に比例している。式（１）及
び式（２）におけるγは磁気回転比と呼ばれ、原子核に
固有の値をもっている。一般には測定対象の原子核は膨
大な数にのぼり、それぞれが勝手な位相で回転している
ために、全体で見るとＸ−Ｙ面内の成分は打し消し合
い、Ｚ方向成分のみの巨視的磁化が残る。この状態で図
４（ｂ）に示すように、Ｘ方向にラーモア周波数ν₀ に
等しい周波数の高周波磁場Ｈ₁ を印加すると、巨視的磁
化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる角度は上記高周波
磁場Ｈ₁ の振幅と印加時間の積に比例し、パルス印加時
点に対し９０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ₁ を９０゜パル
ス，１８０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ₁ を１８０゜パル
スと呼ぶ。なお、図４(ａ)，(ｂ)におけるＸ，Ｙ，Ｚ三
軸は、それぞれ直交したデカルト座標軸である。

【０００７】このような磁気共鳴イメージング装置にお
ける撮像で一般的に用いられる方法には、二次元フーリ
ェイメージング法がある。図５は上記二次元フーリェイ
メージング法のうち代表的なスピンエコー法のパルスシ
ーケンサを模式的に示したタイミング線図である。図５
において、（ａ）図は高周波磁場の信号の照射タイミン
グ及び被検体のスライス位置を選択的に励起するための
エンベロープを示している。（ｂ）図はスライス方向の
傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングを示し、(ｃ)図は位相
エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの印加のタイミング及びそ
の振幅を変えて計測することを示しており、（ｄ）図は
周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｘの印加のタイミング
を示している。また、（ｅ）図は計測されるエコー信号
（ＮＭＲ信号）を示している。

【０００８】図５に示すパルスシーケンスでは、まず、
９０゜パルスを印加した後、エコータイムをＴｅとした
ときのＴｅ／２の時点で１８０゜パルスを加える。上記
90゜パルスを加えた後、各スピンはそれぞれに固有の速
度でＸ−Ｙ面内で回転を始めるため、時間の経過ととも
に各スピン間に位相差が生じる。ここで１８０゜パルス
が加わると各スピンはＸ軸に対称に反転し、その後も同
じ速度で回転を続けるために図５に示す時刻Ｔｅでスピ
ンは再び収束し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を
形成する。上記のようにして信号は計測されるが、断層
画像を構成するためには信号の空間的な分布を求めねば
ならない。このために線形の傾斜磁場を用いる。均一な
静磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的な磁場勾配が
できる。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場
強度に比例しているから、傾斜磁場が加わった状態にお
いては、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従っ
て、この周波数を調べることによって各スピンの位置を
知ることができる。この目的のために、図５に示す位相
エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと周波数エンコード方向傾
斜磁場Ｇｘが用いられている。

【０００９】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回
変えながら一定の繰り返し時間Ｔｒ毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を二
次元逆フーリェ変換することで図４（ａ）に示す巨視的
磁化の空間的分布が求められる。以上の説明において、
３種類の傾斜磁場は互いに重複しなければ、Ｘ，Ｙ，Ｚ
のいずれであってもよく、あるいはそれらの複合された
ものであっても構わない。なお、以上の磁気共鳴イメー
ジングの基本原理については、「ＮＭＲ医学（基礎と臨
床）」（核磁気共鳴医学研究会編・丸善株式会社・昭和
５９年１月２０日発行）において詳述されている。

【００１０】次に、核磁気共鳴イメージング装置におけ
る血流描画原理について説明する。磁気共鳴イメージン
グ装置における血流描画手法としては、スライス面へ
の流入効果を用いたタイム・オブ・フライト(Time-of-f
light:以下、ＴＯＦと略す）法，血流による位相拡散
の有無を用いて差分を行うフェイズ・センシティブ（Ph
ase-sensitive ：以下、ＰＳと略す）法，血流による
位相拡散の極性を反転し、差分を行うフェイズ・コント
ラスト(Phase-contrast：以下、ＰＣと略す)法、の３種
類の方法が主に用いられている。この中で、ＴＯＦ法の
流入効果による血流高信号化については、“MagneticRe
sonance Imaging．Stark DD et al．edited,The C．V．
Mosby Company．ｐｐ１０８〜１３７，１９８８”に詳
しく、ＰＳ法については、差分法として「Cerebra」 MR
Angioimaging（脳血管磁気共鳴画像法）の研究−第１報
−」（福井啓二 他、ＣＴ研究１０(２)，１９８８年）
の第１３３頁から第１４２頁に詳述されている。

【００１１】以下、ＰＣ法について説明する。磁気共鳴
イメージング装置においては、エコー信号（ＮＭＲ信
号）の計測にあたって上述のように数種類の傾斜磁場を
印加するが、それらの傾斜磁場の印加により、励起され
たスピンは、位置及び移動速度に依存した位相回転を受
ける。すなわち、図６（ａ）に示すように、例えば時刻
ｔ₁ においてＸ₀ の位置に２個のスピンＳ₁，Ｓ₂が存在
するとし、一方のスピンＳ₁ は静止しており、他方のス
ピンＳ₂ は速度ｖでＸ方向に移動しているとした場合、
図６（ｂ）に示すように、時刻ｔ₁ からｔ₂ までの周波
数エンコード方向の傾斜磁場−Ｇｘ及び時刻ｔ₂ からｔ
₃ までの極性を反転した傾斜磁場Ｇｘの印加により、そ
れぞれ位相変化Φｓ₊，Φｆ₊を受ける。

【数３】

【数４】 ここで、Δｔ＝ｔ₂−ｔ₁＝ｔ₃−ｔ₂とすれば、式（４）
は下式で置換できる。

【数５】 同様に、時刻ｔ₁ からｔ₂まで＋Ｇｘ、時刻ｔ₂からｔ₃
まで−Ｇｘと正負傾斜磁場の順序を逆にして印加するこ
とにより、それぞれ式（６)，(７）に示す位相変化Φｓ
_-，Φｆ_-を受ける。

【数６】

【数７】

【００１２】上記式(４)〜(７）から、この正負一対の
傾斜磁場の印加で、静止スピン(Ｓ₁)の位相変化は相殺
され、移動スピン(Ｓ₂）の位相変化は、移動速度ｖに比
例していることがわかる。この様な正負一対の傾斜磁場
パルスはフローエンコードパルスと呼ばれる。フローエ
ンコードパルスの極性を反転（すなわち＋−の順序を逆
転）すれば、上記のように位相回転の極性も反転するた
め、これらを交互に印加して得られる信号の複素差分
（ベクトルＡ₊−ベクトルＡ_-）を取れば、図７に示すよ
うに位相回転を受けない静止部分の信号（ベクトルＳ）
は除去され、血流信号（ベクトルＦ₊−ベクトルＦ_-）の
み検出される。この得られる信号強度は流速に依存して
変化し、Φｆ_-とΦｆ₊の位相差がπとなる流速を有する
とき信号強度は最大となる。したがって直交座標系の任
意の１軸に、正極性のフローエンコードパルスを有する
シーケンスと負極性のフローエンコードパルスを有する
シーケンス(図１１，図１２，図１３に示したもの)を動
作させ、取得したデータに対し図８に示す複素差分演算
を行えば、その１軸方向に沿って流れる血流を描出する
ことができる。

【００１３】これを３軸全てについて、すなわち６個の
シーケンスを動作させることにより、全方向の血流を描
出することができる。６個のシーケンスで３軸方向の血
流を描出するシーケンスの例を図１４に示す。さらに全
計測時間を短縮するためには図１５に示すような４個の
シーケンスを動作させるシーケンスによっても３方向の
血流を描出することができる。この場合、Ｓ軸，Ｐ軸，
Ｆ軸に同時にフローエンコードパルスを印加することに
なるが、３方向に正のフローエンコードパルスを印加し
たリファレンスシーケンスに対して、他の３個のシーケ
ンスではＳ，Ｐ，Ｆ軸のいずれか１軸に負のフローエン
コードパルスが印加されており、各データとリファレン
スデータの差分を取ることにより、他の２軸方向の流れ
の影響を除去して、１軸のみの血流信号を抽出すること
ができる。このＰＣ法については、“Magnetic resonan
ce angiography．Dumoulin CL, et al. Radiology １６
１：７１７〜７２０，１９８６”に詳しい。

【００１４】次に、血管像投影手法について説明する。
上記血流イメージング手法のいずれを用いても、三次元
の血管データを取得することができる。勿論二次元デー
タの取得も可能であるが、三次元データの取得により、
広範囲でかつ高分解能の情報を得ることができる。得ら
れた三次元データセットは、血管をそれぞれ部分的に含
む多数枚の二次元画像の集合であり、各々二次元画像は
薄いスライスのデータである。このため、一本の血管が
いくつかのスライスに分かれて映像化されており、この
ままでは血管の走行や形状を把握するのは困難である。
そこで、これらの三次元データから、以下に述べる投影
手法を用いて、Ｘ線血管造影像やＤＳＡ（Digital Subt
raction Angiograpyh)と同様の投影血管像を作成する方
法が用いられている。磁気共鳴イメージング装置におけ
るアンジオグラフィでは、三次元データセットを得るた
めに、後処理によって見る方向を変えて投影像を作成で
きるが、Ｘ線血管造影法で得られるのは二次元の投影画
像一枚である。図９は、血管の一部分をそれぞれ部分的
に含む連続した多数枚の二次元画像から投影像を得る方
法を示している。得られているものが三次元データであ
るので、投影の方向は如何なるものであっても良い。一
般的には、冠状断，矢状断，軸横断の方向に投影するの
が、血管の前後関係後奥行き知覚を得るには、ある軸を
中心とした回転、たとえば±４５゜程度角度のついた投
影から、５゜〜１０゜おきに投影像を作成し、それらを
動画像として表示すると、血管の構造を認識するのが容
易である。

【００１５】さて、投影像を作成する際、ある視点から
三次元のデータを投影するのに光線軌跡法(ray tracin
g）を用いる。視点から投影面までに１つの光軸を設け
たとき、その光軸上にある血管の候補は、背景となるノ
イズよりも信号値が大きいとみなせる。従って、ある光
軸上にある信号値の最大のものは、血管の可能性が非常
に高い。そこで、この最大値のみで１枚の投影像を作成
すれば血管像が得られることは容易に推察できる。この
方法は、最大値投影法（Maximum IntensityProjectio
n）と呼ばれ、最も多用されている手法である。最大値
投影法は、投影線上の画素値を加算する方法に比べノイ
ズの影響を受けにくいという特徴がある。これらの投影
手法を用いて、複数の投影角の画像を作成すれば、人体
血管系を立体的に観察できる。

【００１６】ところでＰＣ法では、血管像の作成の他
に、同じ計測データを用いて位相差分を行えば流速に比
例した位相の変化が抽出できる。図８に示すように、正
極性フローエンコードのパルスシーケンスと負極性フロ
ーエンコードのパルスシーケンスの２シーケンスで得ら
れたデータセットを、複素差分の代わりに位相差分を行
うと両シーケンスの位相差のみが抽出できる。この位相
差のデータは、図７の（Φ₊−Φ_-）に相当するが、血管
のみを含む画素を選択すれば、（Φ₊−Φ_-）≒（Φｆ₊
−Φｆ_-）となり、血流速度に比例した値を示す。

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】上記従来技術では、画
面全体の流速を計算・表示する場合、図１０（ａ）（写
真を添付）に示すように、ＮＭＲ信号をほとんど発生し
ない領域（空気に相当する領域等）ではでたらめな位相
差（−π〜πのランダムな値）を表示するため同領域の
画素値の変化が激しく、診断を行いにくい。特にシネ表
示を行う場合、画像ごとにノイズ領域の位相差が変化す
るため、画面がちらつく原因となる。本発明はこのよう
な人体組織に当らない領域の不要なノイズを取り除き、
良好な流速画像を提供することを目的とする。

【００１８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明では、被検体に静磁場を与える静磁場発生手
段と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、
被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴
を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシーケンスで
繰り返し印加するシーケンサと、該シーケンサからの高
周波パルスにより被検体の生体組織の原子核に核磁気共
鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系と、
前記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する
受信系と、該受信系で検出したエコー信号を用いて画像
再構成演算を行う信号処理系と、再構成された画像を表
示する表示手段とを備え、核磁気共鳴により放出される
エコー信号の計測を繰り返し行って断層画像を得る磁気
共鳴イメージング装置において、前記信号処理系がフェ
イズコントラスト法で計測された一対の複素画像データ
のいずれか一方から絶対値画像を取得し、かつ、前記一
対の複素画像データの位相差分から血流速度に比例する
位相値をもつ位相画像を速度画像として取得し、前記絶
対値画像に基づきその画像データ値が所定のスレッシュ
ホールドレベル値より小さい領域に対応する前記位相画
像の画像データ値を一定値に置き換えることにより（−
π〜＋πのランダムな値）となるノイズが除去された位
相画像を取得して前記速度画像とする処理手段を備える
ようにしたものである。（請求項１）

【００１９】さらに本発明では、前記スレッシュホール
ドレベル値が前記絶対値画像の画像データ中の最大信号
強度に０.５ より小さい比率を乗じて設定されるように
したものである。（請求項２）

【００２０】さらに本発明では、前記スレッシュホール
ドレベル値が前記絶対値画像の画像データ中の最大信号
強度に、信号受信時の減衰量およびフーリェ変換時のビ
ットシフト量に依存する比率を乗じて設定されるように
したものである。(請求項３)

【００２１】

【作用】図１は本発明の磁気共鳴イメージング装置にお
ける速度画像のノイズ除去の概要を示す図である。また
図２は図１の各画像における１ライン分のプロファイル
を示したものである。本発明においては、フェイズコン
トラスト法で計測されたデータを用いて画像再構成演算
を行うことにより、絶対値画像と速度画像を得る。これ
らの画像のうち図１（ａ），図２（ａ）は差分前の絶対
値画像、図１（ｂ），図２（ｂ）はノイズ除去前の速度
画像，図１（ｃ），図２（ｃ）はノイズ除去後の速度画
像である。図２（ａ）は絶対値画像の１ライン分のプロ
ファイルであるが、この図で中央部は人体組織のある領
域で、両端は人体組織のない領域（本来ＮＭＲ信号の発
生しない領域）である。また人体組織のある領域の中央
部には血管部がある。人体組織のある部分の信号強度は
人体組織のない領域の信号強度に比べて大きな差がある
ので、信号強度について適当なスレッシュホールドレベ
ル値を設定することにより両者を識別することが可能で
ある。（また、骨部分についてもＮＭＲ信号の発生しに
くい領域なので、人体組織のない領域と同様に取り扱わ
れる。）

【００２２】図２（ｂ）はノイズ除去前の速度画像の１
ライン分のプロファイルである。人体組織のある領域は
速度データのばらつきは小さいが、人体組織のない領域
は位相データが不定となるため速度データのばらつきが
大きくなり、これが画像上ノイズになっている。このノ
イズを除去するために、図２（ａ）において人体組織の
有無を識別するために信号強度の差を利用することに
し、信号強度のスレッシュホールドレベル値を適当な値
に設定する。信号強度のスレッシュホールドレベル値と
しては、差分前絶対値画像における最大信号強度値に比
率Ｋを乗じた値が用いられる。比率Ｋの値は０〜０.５
の範囲で選択される。スレッシュホールドレベル値の設
定において、高過ぎた場合には必要な人体組織の速度情
報をも抹消してしまうことになり、また低過ぎた場合に
はバックグラウンドノイズを完全に除去することができ
ない。またスレッシュホールドレベル値は対象とする画
像のＳ／Ｎによっても最適値が異なるため、画像に依存
して設定するのがよい。この際、画像のＳ／Ｎの判断基
準としてはＮＭＲ信号受信時の減衰量およびフーリェ変
換時のビットシフト量を勘案して求めた絶対信号強度を
用いるとよい。

【００２３】 図２（ｃ）はノイズ除去後の速度画像の
１ライン分のプロファイルである。この図では、図２
（ａ）において絶対値画像の各ピクセルの信号強度値が
スレッシュホールドレベル値を下まわる位置における速
度データ値を一定値、望ましくは０に置き換え、（−π
〜＋πのランダムな値）となるノイズを除去したもので
ある。この置き換えを行うことにより、再構成された速
度画像では、人体組織以外の空気の部分や骨などのＮＭ
Ｒ信号の発生しない部分が発する不定の位相情報を除去
することができ、図１（ｃ）に示すようなノイズの除去
された速度画像が得られる。この効果は、図１（ｂ）と
同１（ｃ）との比較、図１０（ａ）（写真を添付）と図
１０（ｂ）（写真を添付）との比較によりはっきりと確
認することができる。

【００２４】

【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は本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気
共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を
利用して被検体の断層像を得るもので、図３に示すよう
に、静磁場発生磁石２と，傾斜磁場発生系３と，送信系
５と，受信系６と，信号処理系７と，シーケンサ４と，
中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。上記静磁場
発生磁石２は、被検体１の周りにその体軸方向または体
軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、
上記被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁
石方式また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。傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，
Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれ
の傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成
り、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれの
コイルの傾斜磁場電源１０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
１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１に対するスライス面を設定することがで
きる。シーケンサ４は、上記被検体１の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場
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
るもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像
のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び傾斜
磁場発生系３並びに受信系６に送るようになっている。
送信系５は、上記シーケンサ４から送り出される高周波
パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子
核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射す
るもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅
器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成り、上記
高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケ
ンサ４の命令にしたがって変調器１２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１３で増
幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル
１４ａに供給することにより、電磁波が上記被検体１に
照射されるようになっている。受信系６は、被検体１の
生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー
信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波
コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ
／Ｄ変換器１７とから成り、上記送信側の高周波コイル
１４ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電
磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高
周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相
検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジ
タル量に変換され、さらにシーケンサ４からの命令によ
るタイミングで直交位相検波器１６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７に送られるようになっている。この信号処理系７
は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テープ１９
等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とから成
り、上記ＣＰＵ８でフーリェ変換，補正係数計算，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２０に断層像として表示するように
なっている。なお、図３において、送信側及び受信側の
高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被
検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁
場空間内に設置されている。

【００２５】ここで本発明においては、上記シーケンサ
４はフェイズコントラスト血管描出シーケンスを起動す
る。計測されたデータは適当な処理を経て、スライスご
とにフローエンコードの軸数、例えば１軸，２軸，３軸
に応じて、２個，４個，６個または２個，３個，４個の
データを組としてメモリに格納される。通常、引き続い
て複素差分処理を行い、血流信号のみを抽出した絶対値
画像を作成し、複数のスライスの差分後、絶対値画像の
集合（３次元データ）を用いて図９に示す投影処理によ
り、任意の２次元投影像に変換される。

【００２６】 さらに本発明においては、必要に応じて
図８に示す位相差分処理により、上記格納されたＰＣ法
による計測データから速度画像を作成する。この際、処
理の過程において一旦正負フローエンコードデータの一
方の絶対値画像を作成し、その画像上の最大信号強度値
を検出する。その最大信号強度値に基づき速度画像のノ
イズを除去するためのスレッシュホールドレベル値を設
定する。スレッシュホールドレベル値は前記の最大信号
強度値に一定の比率Ｋを乗じて求められる。比率Ｋの値
は０〜０.５ の間の適当な値が選ばれる。次に絶対値画
像の各画素値と前記のスレッシュホールドレベル値との
比較を行い、スレッシュホールドレベル値以下の値を示
した画素位置をメモリに記憶する。続いて位相差分を行
った速度画像を作成し、前記の記憶された画素位置の速
度データを全て一定値、例えば「０」に置き換え、（−
π〜＋πのランダムな値）となるノイズを除去する。全
ての画素について置換が完了した後に、速度画像をディ
スプレイ上に表示する（図１，図２参照）。 以上を行
うことにより、図１（ｃ）又は図１０（ｂ）（写真を添
付）に示すようなノイズの除去された速度画像が得られ
る。

【００２７】上記で設定されたスレッシュホールドレベ
ル値は高過ぎた場合にはレベルの低い人体組織の速度情
報を抹消してしまうことになり、低過ぎた場合にはバッ
クグラウンドノイズの除去が不完全となる。またスレッ
シュホールドレベル値は対象とする画像のＳ／Ｎによっ
ても最適値が異なり、例えばＳ／Ｎが大きいときは小さ
く設定するのが適当であるため、画像に依存して変化す
るように設定するのが望ましい。このとき、画像のＳ／
Ｎの判断基準として、ＮＭＲ信号受信時の減衰量および
フーリェ変換時のビットシフト量を勘案して求めた絶対
信号強度を用いるとよい。

【００２８】

【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
図１０（ｂ）（写真を添付）に示すようにバックグラウ
ンドに相当する領域や骨などのＮＭＲ信号を発生しない
組織の不定な位相情報による、ノイズのない良好な血流
速度画像を作成することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の磁気共鳴イメージング装置における流
速画像のノイズ除去の概要を示す図。

【図２】図１の各画像における１ライン分のプロファイ
ルを示した図。

【図３】本発明及び従来の磁気共鳴イメージング装置の
全体構成を示すブロック図。

【図４】磁気共鳴イメージング装置の撮像原理を説明す
るために原子核スピンの挙動を示す説明図。

【図５】一般的な磁気共鳴イメージング装置における二
次元フーリエイメージング法のうち代表的なスピンエコ
ー法のパルスシーケンスを模式的に表わしたタイミング
線図。

【図６】フローエンコード傾斜磁場による移動スピンお
よび静止スピンの位相回転の様子を示す説明図。

【図７】ＰＣ法により計測したデータから位相の差を利
用して血流信号のみを抽出する様子を示した説明図。

【図８】ＰＣ計測データを用いて得られる２種類の差分
画像を示す説明図。

【図９】３次元血管データから任意投影角の２次元血管
像を作成するための投影処理を示す説明図。

【図１０】（写真を添付）本発明のノイズ除去処理の効
果を実際の速度画像で示した図。

【図１１】スライス選択傾斜磁場印加方向にフローエン
コードパルスを印加するシーケンス例を示す図。

【図１２】位相エンコード傾斜磁場印加方向にフローエ
ンコードパルスを印加するシーケンス例を示す図。

【図１３】周波数エンコード傾斜磁場印加方向にフロー
エンコードパルスを印加するシーケンス例を示す図。

【図１４】６個のシーケンスで３軸方向の血流を描出す
るシーケンスの例を示す図。

【図１５】４個のシーケンスで３軸方向の血流を描出す
るシーケンスの例を示す図。

【符号の説明】

１ 被検体 ２ 磁場発生装置 ３ 傾斜磁場発生系 ４ シーケンサ ５ 送信系 ６ 受信系 ７ 信号処理系 ８ ＣＰＵ ９ 傾斜磁場コイル １０ 傾斜磁場電源 １４ａ 送信側の高周波コイル １４ｂ 受信側の高周波コイル

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
   と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、被
   検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を
   起こさせる高周波パルスを所定のパルスシーケンスで繰
   り返し印加するシーケンサと、該シーケンサからの高周
   波パルスにより被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴
   を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系と、前
   記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受
   信系と、該受信系で検出したエコー信号を用いて画像再
   構成演算を行う信号処理系と、再構成された画像を表示
   する表示手段とを備え、核磁気共鳴により放出されるエ
   コー信号の計測を繰り返し行って断層画像を得る磁気共
   鳴イメージング装置において、前記信号処理系がフェイ
   ズコントラス法で計測された一対の複素画像データのい
   ずれか一方から絶対値画像を取得し、かつ、前記一対の
   複素画像データの位相差分から血流速度に比例する位相
   値をもつ位相画像を速度画像として取得し、前記絶対値
   画像に基づきその画像データ値が所定のスレッシュホー
   ルドレベル値より小さい領域に対応する前記位相画像の
   画像データ値を一定値に置き換えることにより−π〜＋
   πのランダムな値となるノイズが除去された位相画像を
   取得して前記速度画像とする処理手段を備えたことを特
   徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】 請求項１の磁気共鳴イメージング装置に
   おいて、前記スレッシュホールドレベル値が前記絶対値
   画像の画像データ中の最大信号強度に０.５ より小さい
   比率を乗じて設定されることを特徴とする磁気共鳴イメ
   ージング装置。
3. 【請求項３】 請求項１の磁気共鳴イメージング装置に
   おいて、前記スレッシュホールドレベル値が前記絶対値
   画像の画像データ中の最大信号強度に、信号受信時の減
   衰量およびフーリェ変換時のビットシフト量に依存する
   比率を乗じて設定されることを特徴とする磁気共鳴イメ
   ージング装置。