JP2685233B2 - 身体の投影核磁化分布を決定する装置 - Google Patents

身体の投影核磁化分布を決定する装置

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JP2685233B2
JP2685233B2 JP63171089A JP17108988A JP2685233B2 JP 2685233 B2 JP2685233 B2 JP 2685233B2 JP 63171089 A JP63171089 A JP 63171089A JP 17108988 A JP17108988 A JP 17108988A JP 2685233 B2 JP2685233 B2 JP 2685233B2
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フィリップス エレクトロニクス ネムローゼ フェンノートシャップ
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、核磁化分布すなわち身体（body）中で生成
された共鳴信号の第１および第２集録（collection）か
ら発生する複素影像からの影像情報の減算によってそこ
から導びかれた身体の投影核磁化分布を決定する以下の
方法を実現するための装置に関連し、その方法とは、 身体中でスピン核を励起する少なくとも１つの高周波
電磁パルスと、均一磁場に重畳された少なくとも１つの
磁場勾配とを具えていて共鳴信号の第１集録を生成する
とともに、数回繰り返され同時に少なくとも１つの磁場
勾配の強度および／または期間を変化する第１サイク
ル、および 第１および第２サイクルにおいて身体中の移動スピン
核（moving spin nuclei）に異なって影響するように
し、定常スピン核（stationary spin nuclei）に実質的
に等しく影響するようにするために、少なくとも１つの
勾配波形において第１サイクルとは異なっていて、数回
繰り返される共鳴信号の第２集録を生成する第２サイク
ル を少なくとも含んでいる定常均一磁場中に前記身体が置
かれ、 第１複素影像（complex image）および第２複素影像
が各々共鳴信号の集録の各サンプル値のフーリエ変換に
よって形成されている。
すなわち、本発明は身体の投影核磁化分布を決定する
装置に関連し、この装置は、 定常均一磁場を生成する手段、 高周波電磁パルスを生成する手段、 磁場勾配を生成する手段、 前述の手段の制御手段、および 身体中で第１および第２サイクルによってそれぞれ生
成された共鳴信号の第１集録および共鳴信号の第２集録
からサンプリング手段によって得られるサンプル値から
第１複素影像および第２複素影像を形成するプログラム
された計算手段を備える処理手段 を具え、 前記制御手段は、前記第１サイクルが数回繰返され同
時に少なくとも１つの磁場勾配の強度および／または期
間を変化し、そして前記第２サイクルが数回繰返され、
その第２サイクルは、第１および第２サイクルにおいて
身体中の移動スピン核に異なって影響し、定常スピン核
に実質的に等しく影響するようにするために少なくとも
勾配波形において第１サイクルとは異なっている、前記
第１および第２サイクルを発生するために配置されてい
て、 前記処理手段は、さらに、第１複素影像と第２複素影
像間の差を得ることによって行われた影像情報の減算に
よって核磁化分布を形成するためのプログラムされた計
算段を具えている。
核磁化分布を決定するそのような方法乃至装置は磁気
共鳴血管造影法（MR angiography）に特に適しており、
ここで主として身体の比較的厚いスライスが励起され、
そこから例えば血管の樹枝状分岐（vascular tree）の
投影影像が生成されている。さらに、血管中の流速分布
が決定できる。
そのような方法は、ディー・ジー・ニシムラ（D.G.Ni
shimura）等の論文、「医用イメージングに関するアイ
・イー・イー・イー・トランズアクションズ（I.E.E.E.
Transactions on Medicalimaging）」、第MI−５巻、第
３号、1986年９月から既知である。上記の論文の第10b
図では、第１サイクルとして非選択高周波電磁パルス、
同相一方向に励起スピン核を符号に変える続いて起こる
準備勾配（preparation gradient）および共鳴信号を生
成する双極読出し勾配（bipolar read−out gradient）
を持つ１つのサイクルが示されている。移動によって生
じた位相変動が少なくとも実質的に零であるように双極
読出し勾配がスイッチされている。上記の論文の141頁
は共鳴信号の最大値における移動スピン核の位相を零に
等しくすることができ、一方、スピン核が勾配の方向で
一定速度で移動すると仮定される条件を述べている。共
鳴信号の第１集録を得るために、準備勾配が変化されて
いる。第10a図は第２サイクルを示し、ここで移動によ
って生じた位相変動が零から異なっているように読出し
勾配がスイッチされている。さらに、第２サイクルは第
１サイクルと同一である。今や共鳴信号の第２集録が得
られる。従って、第１サイクルにおいて速度が補償され
ているが、一方、第２サイクルではそうでない。フーリ
エ変換によって第１および第２集録から得られた影像の
複素影像値の減算によって血管撮影像（angiogram）が
得られる。血管撮影像は読出し勾配の方向の流速成分が
起る血管を示している。移動スピン核の領域で位相は不
連続である。移動によって生じた位相差は血管の一部分
を含む単位体積（voxel:volume elements）で急激に局
所的に生起する。上記の論文は、さらに、勾配波形に依
存しかつまた読出し勾配以外の勾配に対して復元された
複素影像におけるMR信号の位相の位置、速度および加速
度についての依存性を説明している。説明された方法に
おいて、双方の集録に対して心拍（heart cycle）の同
じ部分の共鳴信号は心臓信号を感知するセンサの使用に
よって移動偽像（movement artefacts）を回避するため
に測定することができる。流れに対する磁気共鳴の感度
は、例えば「フィジカル・レビュー（Physical Revie
w）」、第80巻、第４号、1950年、580−594頁のハーン
（Hahn）による論文から既にずっと前から知られている
ことに注目すべきである。
既知の方法の欠点は、減算によって得られた影像が血
管あるいは血管の速度分布についての情報の他に、定常
スピン核信号がさらに発生する血管像を正しくないもの
にしてしまう背景情報を含んでいることである。これは
第１サイクルと第２サイクルの定常スピン核信号間の位
相差に基いている。この位相差は第１サイクルと第２サ
イクルの異なる勾配波形によって生成された異なる渦電
流に基いて形成されている。勾配をスイッチングするこ
とにより生成された渦電流は影像についてなめらかに変
化する位相（smoothly varing phase）を誘起する（寄
与する）であろう。もし身体が渦電流の流れる金属部分
に余り近接して位置していないなかこの位相はなめらか
に変化する。一般にこの条件は満たされている。従って
勾配波形の差は第１複素影像と第２複素影像間の位相差
に対するなめらかに変化する寄与（smoothly varying c
ontribution）となっている。これは減算にって得られ
た影像中の定常スピン核の上記の背景情報で明らかにな
っている。
以上のことを要約すると、次のようになる。
すなわち、MR血管造影法によって身体の血管撮影像を
得る方法は、異なる勾配波形によって生成された身体の
２つの影像の差影像の形成に基づいている。ここでは、
本質的に２つの影像から得られるべき差影像において、
励起された定常スピン核から発生する信号が存在せず、
かつ移動スピン核から発生する信号が血管中の血液の流
れに基づいて血管撮影像を形成するように勾配波形が選
ばれている（ここまでは、従来技術）。しかし、その時
に起こる問題は、異なる勾配波形に基づいて２つの影像
差に対する信号を形成する場合に装置の金属部分に流れ
る渦電流がその影響を及ぼすことである。これは２つの
複素影像間の位相差に対するなめらかに変化する寄与と
なって現れる。このなめらかに変化する寄与をそのまま
放置すると、血液以外の身体の組織（これは、血液と違
って流れていない）も影像化されてしまうため、それは
除去（換言すれば、定常スピン核の位相誤差を補正）さ
れなければならない。本発明は、この問題を解決するべ
くなされたものである。
すなわち、本発明の目的は、移動スピン核を含む単位
体積中の不連続位相差を妨げることなく定常スピン核の
位相誤差を補正することにある。
この目的のために、本発明による装置は、影像情報の
減算の前に、勾配波形の差に基いて起る第１複素影像と
第２複素影像間の位相差に対するなめらかに変化する寄
与が、なめらかに変化する位相差の評価を利用する位相
補正によって除去されることを特徴としている。位相差
に対するなめらかに変化する寄与は一般に影像について
の非線形的に変化する関数である。この事実は渦電流に
基く位相差が影像についてなめらかに変化し、かつ血液
等の流れに基く位相差が血管の一部分を含む単位体積で
不連続的に生起することを利用している。
すなわち、本発明による身体の投影核磁化分布を決定
する装置は、身体中で第１および第２サイクルによって
それぞれ生成された共鳴信号の第１集録および共鳴信号
の第２集録からサンプリング手段によって得られるサン
プル値から第１複素影像および第２複素影像を形成する
プログラムされた計算手段、および、第１複素影像と第
２複素影像間の差を得ることによって行われた影像情報
の減算によって核磁化分布を形成するためのプログラム
された計算手段を具えている本発明装置を構成する処理
手段が、さらに、影像情報の減算の前に、勾配波形の差
に基づいて起こる第１複素影像と第２複素影像間の位相
差に対するなめらかに変化する寄与を位相補正によって
除去するためのプログラムされた計算手段を具えている
ことを特徴としている。
また、本発明においては、非線形位相補正が、第１複
素影像と第２複素影像間の位相差に対するなめらかに変
化する寄与、すなわち影像についての非線形的に変化す
る関数を一連の適当に選ばれた基本関数（base functio
n）で展開することにより遂行され、この基本関数の係
数はこの級数によって評価、すなわち級数によって展開
されたなめらかに変化する位相差と、第１複素影像と第
２複素影像間の位相差に対するなめらかに変化する寄与
との間の差を最小化する重み付けされた最小二乗最適化
手順（weighted least−squares optimization procedu
re）を遂行することによって決定されることを特徴とし
ている。この基本関数は例えば多項式であり、これは、
例えば本発明を構成するMR装置のプログラムされた手段
に前もって蓄積されている。基本関数の形は第１複素影
像と第２複素影像から発生する情報から、プログラムさ
れた手段によってまた決定することができる。もし、両
複素影像間の位相差が間隔（−π，π）の外側に位置す
るようになると、位相差それ自体の代りに位相差の関数
を一連の基本関数で展開することができる。この関数は
例えば位相差の複素指数関数となろう。MR装置の詳細に
わたる説明については、例えば「フィリップス・テクニ
カル・レビュー（Philips Technical Review）、第41
巻、1983/84年、第３号、73−88頁のローチャー（Loche
r）による論文を参照できる。本発明による重み付けさ
れた最小二乗最適化手順はそのような装置のプログラム
された手段にまた含まれている。この手順は既知の最小
二乗最適化手順であり、これは例えばピー・イー・ジル
（P.E.Gill）等による著書、「実用最適化法（Practica
l Optimization）」、アカデミックプレス（Academic P
ress）、ロンドン、1981年で説明されている。
本発明による別の実施例は、最適化手順において、第
１複素影像および第２複素影像の各画素（画像要素）の
モジュラス（modulus）に依存する重み付けされた因数
が使用されていることを特徴としている。位相差に対す
るなめらかに変化する寄与の最適評価を得るために、比
較的小さい信号値、最適化手順中の比較的小さい重み付
けされた因数を含む第１複素影像および第２複素影像の
画素を別け与えることは有利である。
本発明による別の実施例は、最適化手順において、移
動スピン核によって影響された位相を有する単位体積の
位相補正に基く妨害作用が主要部分に対して除去されて
いることを特徴としている。磁気共鳴血管造影法の場
合、これは例えば第１複素影像と第２複素影像のモジュ
ラスの間の差を参照して重み付けされた因数を選ぶこと
により達成されよう。この差は血管の一部分を含む単位
体積に対して著しいであろう。
本発明による別の実施例は、基本関数がチェビシェフ
多項式であることを特徴としている。実際にチェビシェ
フ多項式は満足すべき結果を生じることが見出されてい
る。
本発明による別の実施例は、非線形位相補正の前に線
形位相補正が遂行されることを特徴としている。これは
影像について大きな位相差の場合に主要部分の位相差の
比較的大きい線形成分をまず除去し、次に非線形位相補
正による残留位相差を除去する可能性を与えている。線
形位相変化は例えばある相対距離に位置する多数の（信
号）画素あるいは画素グループの位相を決定し、かつ線
形であるとして中間位相差を考慮することにより評価さ
れ、あるいはこの変動は各隣接画素の間の第１複素影像
と第２複素影像の位相差の変化から評価されよう。所与
の場合、線形位相補正であっても充分である。
本発明による第１および第２サイクルの共鳴信号は色
々なやり方で生成できる。第１および第２サイクルにお
いて、例えばいわゆる勾配エコーサイクル持つエコー信
号が生成できる。次に第１および第２サイクルは、高周
波電磁パルス、同相一方向で励起スピン核を符号に変え
る磁気準備勾配、およびエコー共鳴信号を読出す読出し
勾配を順次具えている。これは所与の方向で移動スピン
核に対し敏感にできる。もし第１サイクルにおいて読出
し勾配が印加されるなら、これは移動スピン核の速度が
エコー共鳴信号の最大値に対応する時点で補償されるこ
とを保証し、そしてもし第２サイクルにおいて読出し勾
配が印加されるなら、これに対して速度補償は起らず、
第１複素影像と第２複素影像の減算のあとで読出し勾配
の方向で移動スピン核に敏感な影像が得られる。さら
に、好ましいことであるが、残りの勾配方向の移動スピ
ン核の速度は第１および第２サイクルに対し補償され
る。相当するやり方で、準備方向あるいは選択方向に敏
感な影像を得ることができる。
本発明による一実施例は、減算によって得られた影像
の影像情報が画素の複素影像値のモジュラスによって形
成されることを特徴としている。このようにして血管撮
影像が得られる。
本発明による一実施例は、減算によって得られた影像
の影像情報が第１複素影像と第２複素影像の画素の位相
差によって形成されることを特徴としている。例えば、
選択方向の流れに関する情報を得るために、付加双極勾
配（additional bipolar gradient）は第１サイクルに
対する選択方向の第２サイクルで印加することができ
る。位相差それ自体が影像情報として使用される場合
に、印加された付加双極勾配の方向で速度分布が得られ
る。付加双極勾配の強度によって、最大位相差の目盛係
数は生起する速度に対して位相差が間隔（−π，π）以
内に留るよう調整できる。このように、例えば異なる心
臓位相（heart phase）において、偽像中の流速の影像
が生成でき、ここで異なる方向の流れは異なる色によっ
て表示することができる。
本発明を図面を参照してさらに詳しく説明する。
第１図は本発明による装置１を図式的に示しており、
これはシールドされた空間内に定常均一磁場を生成する
ために巻線磁石の場合には例えば直流電圧源４によって
給電された磁石コイル３（もし磁石コイルが永久磁石あ
るいは超伝導磁石として構成されているなら、直流電圧
源４は省略される）、勾配コイル５および、例えば患者
の全身体を取巻くコイル６（いわゆる身体コイル）なら
びに送信コイル７と受信コイル８からなる送受信システ
ムを具えている。受信コイル８はまた身体の局部領域か
らスピン核信号を受信するいわゆる表面コイル（surfac
e coil）であってよい。送信コイル７は高周波電力増幅
器９と高周波発生器10を介して基準発生器11に結合され
ている。高周波発生器10は身体中のスピン核を励起する
高周波電磁パルスhfを生成するのに役立っている。制御
デバイス12によって駆動されている勾配コイル５は定常
均一磁場に重畳された磁場勾配を生成するのに役立って
いる。一般に、その磁場方向が定常均一磁場と一致しか
つその各勾配方向z,y,xが直交している３つの勾配が生
成できる。一般に磁場勾配は身体のスライスを選択する
選択勾配（selection gradient）Gz、同相一方向にスピ
ン核を符号に変える基準勾配（preparation gradient）
Gy、および（エコー）共鳴信号を読出す読出し勾配（re
ad−out gradient）Gxである。勾配の適当な選択によっ
て、定常的一磁場の方向に対して平行および直交ならび
に傾斜するスライスが励起できる。送信コイル７によっ
て生成される身体のスピン核の磁気共鳴信号の受信に役
立つ受信コイル８は直交検出（quadrature detection）
で磁気共鳴信号14の検出用の検出器13に結合されてい
る。基準発生器11に結合されている検出器13は受信され
かつ検出された共鳴信号を量子化するために低域通過フ
ィルタとアナログ対ディジタル変換器を具えている。制
御手段15は高周波発生器10と勾配コイル用制御デバイス
12の制御とタイミングに役立っている。さらに、装置１
は量子化された共鳴信号17を処理する処理手段16を具え
ている。処理手段16は制御手段15に結合されている。処
理手段16のプログラムされた計算手段によって形成され
た影像を表示するために、処理手段16はさらに表示ユニ
ット18に結合されている。処理手段16はプログラムされ
た計算手段を蓄積し、かつ影像、およびプログラムされ
た計算手段を用いて計算された他のデータを蓄積するメ
モリ19を具えている。一般に、処理手段16は周辺装置と
結合する多くの可能性を持つ複合コンピュータシステム
によって構成されている。MR装置１の一層広範囲な説明
と装置１を用いた共鳴測定については、ローチャーによ
る上記の論文が再び参照できる。装置、パルス周波数お
よび影像復元の説明は本特許出願に組み込まれていると
ものと考えられる。
第２図は定常スピン核と移動スピン核の影像を持つ移
動スピン核を有するスライス20を示している。移動スピ
ン核は血管21中に位置し、これは例えば身体中の静脈あ
るいは動脈である。定常スピン核はスライス20の残りの
部分に位置している。選択勾配Gzによって身体の比較的
厚いスライス（例えば10〜20cm厚）を選び、同時に送信
コイル７で高周波電磁パルスhfを送信することによっ
て、スピン核が励起される。磁場勾配を変化しながら異
なる勾配波形を持つ共鳴信号の２つの集録が測定され、
そして複素影像がこの集録から復元される場合、この複
素影像は処理手段16でお互いから減算され、例えば投影
核磁化分布が得られる。
すなわち、制御手段15は、共鳴信号の第１集録を生成
するための第１サイクルと共鳴信号の第２集録を生成す
るための第２サイクルを発生させるために配置され、そ
して第２サイクルは、第１および第２サイクルにおいて
身体中の移動スピン核に異なって影響し、定常スピン核
に実質的に等しく影響するようにするために少なくとも
勾配波形において第１サイクルとは異なっていて、そし
て第１複素影像および第２複素影像は、それぞれ共鳴信
号の第１および第２集録のフーリェ変換によって得られ
たサンプル値から形成される。
共鳴信号の２つの集録に対して、例えば、第５図
（ａ）〜（ｃ）を参照して後述するような双極勾配を使
用することで、定常スピン核が等しく影響されかつ移動
スピン核が異なって影響されるように勾配波形が選ばれ
る場合、核磁化分布の影像は移動スピン核についての情
報23を持つ画素のみを含む。定常スピン核の背景情報24
は除去される。このようにして得られた投影影像はいわ
ゆる血管撮影像である。
第3a図および第3b図は画素中の複素影像情報を示して
いる。実軸Reと虚軸Imが示されている。第3a図では、画
素は定常スピン核と移動スピン核についての情報を含む
ものと仮定されている。この情報はスペクトルの形で示
されている。共鳴信号の生成の間に勾配がスイッチされ
ると、渦電流がMR装置１の金属部分に起るであろう。
第3a図の説明において、移動スピン核についての情報
を得るために、勾配波形は種々の関連サイクルで異なっ
ており、スピン核の位相回転に基く渦電流の種々のサイ
クルにおける影響は等しい（理想的に）と仮定されてい
る。第１サイクルにおける画素の位相回転は定常および
移動スピン核に対してφ０である。定常スピン核ベクト
ルv1によって表わされ、移動スピン核はベクトルv2によ
って表わされている。v1とv2の和はv3である。第２サイ
クルで勾配波形を変化することにより、移動スピン核の
位相回転は変えられる。これはベクトルv2の回転で明ら
かになる。第２サイクルにおいて、移動スピン核ベクト
ルv2′によって表わされ、v1とv2′の合成ベクトルは
v3′である。移動スピンについての情報ｘはベクトルv3
とv3′の減算によって得られ、ｘ＝v3′−v3となる。血
管撮影像の情報として例えばｘのモジュラスを選んでよ
い。第3b図において、画素が定常スピン核についての情
報のみを含むと仮定されている。v1は第１サイクルの定
常スピン核を表わしている。さて渦電流の影響を説明す
るために非理想的状態から開始されている（実際の状態
で）。移動スピン核についての情報を得るために第２サ
イクルでの勾配波形の差に基いて（他の画素で）、定常
スピン核は異なる位相回転を得るであろう。ベクトルv1
は回転する。これはv1′によって表示される。差ベクト
ルｘ′＝v1′−v1は定常スピン核から発生する情報を表
わしており、これは血管撮影像となる。渦電流中の差に
基いて得られた位相差は全影像についてなめらかに変化
する。これは実際の状態において身体が渦電流の流れる
金属部分から充分遠い距離に位置していると言う事実に
基いている。合成場は身体についてなめらかな変化を有
している。
第４図は一方向的になめらかに変化する位相差を示
し、ここで血管中の移動スピン核の存在に基いて不連続
が起る。位相差Δφがｘに対してプロットされている。
不連続量ｄはなめらかに変化する位相差ｇの上に重畳さ
れている。移動スピン核に基く位相差は勾配波形の適当
な選択によってスピン核の速度に依存している。この現
象の説明については、ニシムラによる上記の論文が再び
参照されよう。本発明によると、なめらかに変化する位
相差ｇが評価され、そして共鳴信号の２つの集録（第１
および第２集録）から形成された影像の減算の前になめ
らかに変化する位相差ｇが除去される。不連続位相差は
一般に比較的小さいであろう。従って評価は正確でなく
てはならない。
さて、プログラムされた計算手段で具体化されている
方法をもっと充分説明する。複素影像間の位相差（一般
に多次元の）は影像の位置でゆっくり変化する一連の基
本関数で展開される。一例として２次元の場合が選ばれ
ている。
Δφ（x,y）＝SIGMA Cij・Qij（x,y） ここでQij（x,y）は例えば下に示すような多項式Ｐの
積である２次元基本関数の集録であり、 Qij（x,y）＝Pi（ｘ）・Pi（ｙ） ここでSIGMAはｉとｊについての和であり、ｘとｙは
影像量（image dimension）であり、Cijは展開の係数で
ある。例えばＰに対して３次元までのチェビシェフ多項
式Ｔが使用されよう。
Qij（x,y）＝Ti（ｘ）・Tj（ｙ）,i＋ｊ＜＝３ チェビシェフ多項式Ｔは回帰関係式によって決定さ
れ、これについては、エム・アブラモビッチ（M.Abramo
witz）等による「数学関数ハンドブック（Handbook of
Mathematical Function）」、ドーバー出版社（Dover P
ublication）、ニューヨーク、1970年、791頁を参照で
きる。展開式の係数Cijはよく知られた最小二乗最適化
手順によって決定される。渦電流によって生じたなめら
かに変化する位相差は容易に基本関数で展開できる。
これは移動スピン核に基いて得られた不連続位相差に
ついてそうでない。しかし、移動スピン核は最適化手順
による最適化の間に所与の誤りを導入する。定常スピン
核に対する移動スピン核の信号の比較的小さい重み付け
に基いてこの効果は小さい。なめらかに変化する位相差
の最適化手順に基く移動スピン核の妨害効果は、例えば
共鳴信号の第１および第２集録から発生する影像のモジ
ュールの差のために、移動スピン核を持つ画素の重み付
けされた因数を小さくすることによってさらに低減でき
る。
第5a図、第5b図および第5c図はこの方法の具体化の一
例として時間ｔの関数としてパルスと勾配シーケンスを
示している。若干の時点がt1,t2,teによって表示されて
いる。
第5a図は、読出し勾配Gxの方向の移動スピン核の速度
成分に影響する勾配エコー実験の第１および第２サイク
ルを示している。hfは高周波電磁パルスを表示し、これ
は高周波発生器10で形成される。パルスhfの間で身体の
スライスを選択する選択勾配Gzをスイッチングするかス
イッチングしないことにより、スライス（図２参照）あ
るいは身体の大きな部分が選択される。引続いて、第１
サイクルにおいて同相一方向にスピン核を符号に変える
準備勾配Gyがスイッチオンされる。最後に、エコー共鳴
信号ｅが共鳴信号を読み出す読出し勾配Gxによって生成
される。エコー共鳴信号ｅの最大値が起る時点teで移動
スピン核が零であるように第１サイクル中の勾配波形Gx
が選ばれる。第１サイクルに続く第２サイクルにおい
て、勾配Gx′が勾配Gxの代りにスイッチされ、これはエ
コー共鳴信号の最大値が起る時点teで移動スピン核の位
置が零から異なるようにする。さらに、同一である第１
および第２サイクルは数回繰返され、同時に準備勾配Gy
が変化される。エコー共鳴信号ｅは検出器13でサンプル
される。処理手段16において、２つの影像がフリーエ変
換によって得られたサンプル値から形成される。なめら
かに変化する位相差の位相補正が本発明によって遂行さ
れ、かつ２つの複素影像はお互いに減算される。合成影
像のモジュラスは妨害背景情報のない血管撮影像であ
る。血管撮影像は例えば読出し方向に速度成分を持つ流
れが起る血管の投影を表わすであろう。勾配Gxによって
速度誘導位相回転（speed−induced phase rotation）
が補償され、その結果として位相回転は得られず、一
方、勾配Gx′は移動スピン核が読出し勾配の方向に付加
位相回転を得るようにしている。時点t1とt2の間でGxに
よって生じた速度依存位相回転は時点t2とteの間でGxに
よって除去される。時点t2とte間の双極勾配Gxは、時点
t1とt2間の双極勾配に対して反対の極性を有している。
勾配面（gradient surface）O1,O2,O3,O4は等しい。時
点teにおける速度が補償されるように残りの勾配波形が
選ばれている。
第5b図は類似のパルスと勾配のシーケンスを示してい
る。第１および第２サイクルにおいてGyの代りにGxを変
えることにより、準備勾配の方向の流れに敏感な血管撮
影像が得られる。
第5c図は選択勾配の方向で移動スピン核の速度成分に
影響する勾配エコー実験の第１および第２サイクルを示
している。複素影像値の代りに位相補正された影像で位
相を減算することにより、選択勾配の方向に速度分布が
得られる。第１および第２サイクルにおいて、ｘ方向に
移動スピン核の速度を補償するために読出し勾配Gxがス
イッチオンされる。示された準備勾配Gyによりｙ方向の
速度成分は時点teにおいて零であり、従ってこれは補償
される必要はない。付加双極勾配のスイッチングにより
Gz′がGzより得られる。付加双極勾配の強度によって、
生起する速度に対して最大位相差が間隔（−π，π）内
に留るような方法で目盛係数を最大位相差に対し調整で
きる。このことが破線によって第5c図に示されている。
例えば、動脈中の速度分布によって、速度は所与の心臓
位相でむしろ高いであろう。
本発明は示された実施例に限定されないが、しかしそ
の変形は本発明の範囲内で多くの当業者にとって可能で
ある。例えば、多くのパルスと勾配シーケンスが本発明
による装置で使用されよう。本発明による装置を任意の
方向で感度よく適応することも可能である。例えば、第
１および第２サイクルから偏移する第３サイクルによっ
て、共鳴信号の付加第１集録（additional first colle
ction）に対し共鳴信号が生成される。複素差影像（com
plex difference image）が第１および第２集録から復
元され、さらに付加複素差影像（additional complex d
iference image）が付加第１集録および第２集録から復
元される。複素差影像と付加複素差影像は例えばｘおよ
びｙ方向の各感度を表わしている。前述の２つの複素影
像の結合は両方向に敏感な影像を生じる。僅かばかり修
正された形で、説明された装置は例えば水および脂肪影
像（fat image）あるいは「逆回復（inversion recover
y）」縦緩和時間T1影像に対するなめらかに変化する位
相寄与を除去するために使用できよう。そのような状況
において、この装置は準備勾配の異なる値で数回繰り返
される１サイクルのみを具えている。最初の複素影像は
そのサイクルで生成された共鳴信号からフーリエ変換に
よって得られ、そして最初の影像の付加複素影像は第２
影像として選ばれる。２重になめらかに変化する位相寄
与の評価は説明された態様でさらに起る。第１複素影像
から評価位相寄与の半分を減算することにより、水およ
び脂肪影像あるいは「逆回復」T1に対するなめらかに変
化する位相寄与は除去される。
（要 約） MR血管造影法によって身体の血管撮影像を得る装置
は、異なる勾配波形によって生成された身体の２つの影
像の差影像の形成に基づいている。本質的に２つの影像
から得られるべき差影像において、励起された定常スピ
ン核から発生する信号が存在せず、かつ移動スピン核か
ら発生する信号が血管中の血液の流れに基づいて血管撮
影像を形成するように勾配波形が選ばれている。しか
し、その時に起こる問題は、異なる勾配波形に基づいて
２つの影像差に対する信号を形成する場合に装置の金属
部分に流れる渦電流がその影響を及ぼすことである。身
体の２つの影像は渦電流によって誘導された位相誤差を
含んでいる。この位相誤差は身体の影像についてなめら
かに変化する。身体が装置の金属部分の渦電流によって
生成された場から比較的大きな距離に位置しているとい
う理由で事実その通りである。異なる渦電流に基づい
て、定常スピン核から発生する信号は異なる影像におい
ては十分除去されず、その結果、血管撮影像は定常組織
（血液と違って流れていない組織）から発生する信号を
含んでいる。流れる血液から発生する信号は血管の領域
で偏った位相を生じる。定常組織から発生する血管撮影
像においてその信号を除去する装置が提案されている。
２つの影像から異なる影像を形成する前になめらかに変
化する位相差を評価し、かつ非線形位相補正をこうして
遂行することにより、なめらかに変化する位相差が除去
される。差影像はもはや定常組織から発生するどんな信
号も実質的に含んでいない。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明による装置を図式的に示し、 第２図は移動スピン核の影像を有し定常および移動スピ
ン核を持つスライスを示し、 第3a図は画素の複素影像情報の表現であり、ここで定常
および移動スピン核は理想的な状態で起こり、 第3b図は画素の複素影像情報の表現であり、ここで定常
スピン核は理想的でない状態で起こり、 第４図はなめらかに変化する位相差を一次元的に示し、
ここで血管の移動スピン核の存在に基づいて不連続性が
起こり、 第5a図は読出し勾配方向の移動スピン核の速度成分に影
響する勾配エコー実験の第１および第２サイクルを示
し、 第5b図は標準勾配方向の移動スピン核の速度成分に影響
する勾配エコー実験の第１および第２サイクルを示し、
かつ 第5c図は選択勾配方向の移動スピン核の速度成分に影響
する勾配エコー実験の第１および第２サイクルを示して
いる。 １……装置 ２……シールドされた空間 ３……磁石コイル ４……直流電圧源 ５……勾配コイル ６……（身体）コイル ７……送信コイル ８……受信コイル ９……高周波電力増幅器 10……高周波発生器 11……基準発生器 12……制御デバイス 13……検出器 14……磁気共鳴信号 15……制御手段 16……処理手段 17……共鳴信号 18……表示ユニット 19……メモリ 20……スライス 21……血管 22……スライス 23……移動スピン核情報 24……背景情報
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ルドルフ・ヒリス・デ・フラーフ オランダ国5621 ベーアー アインドー フェン フルーネバウツウェッハ １ (56)参考文献 特開 昭62−19744（ＪＰ，Ａ) ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ ＯＮ ＭＥＤＩＣＡＬ ＩＭＡＧＩＮ Ｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｐ Ｐ．32−36

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】身体の投影核磁化分布を決定する装置であ
    って、該装置は、 定常均一磁場を生成する手段、 高周波電磁パルスを生成する手段、 磁場勾配を生成する手段、 前述の手段の制御手段、および 身体中で第１および第２サイクルによってそれぞれ生成
    された共鳴信号の第１集録および共鳴信号の第２集録か
    らサンプリング手段によって得られるサンプル値から第
    １複素影像および第２複素影像を形成するプログラムさ
    れた計算手段を備える処理手段 を具え、 前記制御手段は、前記第１サイクルが数回繰返され同時
    に少なくとも１つの磁場勾配の強度および／または期間
    を変化し、そして前記第２サイクルが数回繰返され、そ
    の第２サイクルは、第１および第２サイクルにおいて身
    体中の移動スピン核に異なって影響し、定常スピン核に
    実質的に等しく影響するようにするために少なくとも勾
    配波形において第１サイクルとは異なっている、前記第
    １および第２サイクルを発生するために配置されてい
    て、 前記処理手段は、さらに、第１複素影像と第２複素影像
    間の差を得ることによって行われた影像情報の減算によ
    って核磁化分布を形成するためのプログラムされた計算
    手段を具えているものにおいて、 前記処理手段は、さらに、影像情報の減算の前に、勾配
    波形の差に基づいて起こる第１複素影像と第２複素影像
    間の位相差に対するなめらかに変化する寄与を位相補正
    によって除去するためのプログラムされた計算手段を具
    えていることを特徴とする身体の投影核磁化分布を決定
    する装置。
  2. 【請求項２】請求項１記載の装置において、処理手段
    は、さらに、プログラムされた計算手段に存在する一連
    の基本関数の位相差に対するなめらかに変化する寄与を
    展開するため、および、第１複素影像と第２複素影像間
    の位相差に対するなめらかに変化する寄与と基本関数に
    よって評価されたなめらかに変化する位相差との間の差
    を最小化するプログラムされた計算手段に含まれる最小
    二乗最適化手順によって級数の係数を決定するためのプ
    ログラムされた計算手段を具えていることを特徴とする
    身体の投影核磁化分布を決定する装置。
  3. 【請求項３】請求項１記載の装置において、処理手段
    は、さらに、プログラムされた計算手段に存在する一連
    の基本関数の位相差に対するなめらかに変化する寄与を
    展開するため、および、第１複素影像と第２複素影像間
    の位相差に対するなめらかに変化する寄与の関数と基本
    関数によって評価されたなめらかに変化する位相差の関
    数との間の差を最小化するプログラムされた計算手段に
    含まれる最小二乗最適化手順によって級数の係数を決定
    するためのプログラムされた計算手段を具えていること
    を特徴とする身体の投影核磁化分布を決定する装置。
  4. 【請求項４】請求項３記載の装置において、前記関数
    は、なめらかに変化する位相差の複素指数関数であるこ
    とを特徴とする身体の投影核磁化分布を決定する装置。
  5. 【請求項５】請求項２乃至４のいずれか１項記載の装置
    において、前記最適化手順においては、重み付けされた
    因数が使用され、それが第１複素影像および第２複素影
    像の各画素のモジュラスに依存していることを特徴とす
    る身体の投影核磁化分布を決定する装置。
  6. 【請求項６】請求項２乃至５のいずれか１項記載の装置
    において、前記最適化手順においては、移動スピン核に
    よって影響された位相を有する単位体積の位相補正に基
    づく妨害の影響が主要部分に対して除去されている重み
    付けされた因数が選択されていることを特徴とする身体
    の投影核磁化分布を決定する装置。
  7. 【請求項７】請求項２乃至６のいずれか１項記載の装置
    において、前記基本関数はチェビシェフ多項式であるこ
    とを特徴とする身体の投影核磁化分布を決定する装置。
  8. 【請求項８】請求項１記載の装置において、前記処理手
    段は、さらに、線形位相補正を遂行するためのプログラ
    ムされた計算手段を具えていることを特徴とする身体の
    投影核磁化分布を決定する装置。
  9. 【請求項９】請求項１乃至８のいずれか１項記載の装置
    において、前記処理手段は、さらに、非線形位相補正の
    前に、線形位相補正を遂行するためのプログラムされた
    計算手段を具えていることを特徴とする身体の投影核磁
    化分布を決定する装置。
  10. 【請求項１０】請求項１乃至９のいずれか１項記載の装
    置において、前記処理手段は、さらに、減算によって得
    られた影像の情報を形成するためのプログラムされた計
    算手段を具え、該プログラムされた計算手段は、さら
    に、影像の画素の複素影像値のモジュラスを計算するた
    めに配置されていることを特徴とする身体の投影核磁化
    分布を決定する装置。
  11. 【請求項１１】請求項１乃至９のいずれか１項記載の装
    置において、前記処理手段は、さらに、減算によって得
    られた影像の情報を、第１複素影像および第２複素影像
    の画素の位相差によって形成するためのプログラムされ
    た計算手段を具えていることを特徴とする身体の投影核
    磁化分布を決定する装置。
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