JPH0237770B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 「産業上の利用分野」 この発明は核磁気共鳴信号を用いて被検体から
画像情報を導出方法に関する。

「従来の技術」 核磁気共鳴（以下NMRと記す）法による画像
形成装置は例えば特開昭57−6347号公報、昭和57
年１月秀潤社発行雑誌「画像診断」２巻１号20〜
42頁などに示されている。

NMR法による画像形成装置は例えば第１図に
示すように静磁場発生手段１１によりＺ軸と平行
した静磁場が発生され、傾斜磁場発生手段１２に
よりＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向おいてそれぞれ磁界強
度が傾斜し、それぞれ向きがＺ軸方向の傾斜磁場
Gx、Gy、Gzが発生され、これら静磁場及び傾斜
磁場が生産された空間に被検体１３が配される。
なお三つの傾斜磁場はその磁界強度の傾斜方向が
互に交差すればよく、必ずしも直交する必要はな
い。このようにして被検体１３からの空間情報を
弁別できるようにされている。

送受信用コイル１４にパルス電流を与えてＺ軸
に垂直の方向の高周波磁場を被検体１３に与え
る。その時発生する被検体１３からのNMR信号
はコイル１４で受信され、その受信出力は高周波
信号送受信部１５で増幅検波され、その検波出力
はサンプリングされてAD変換器１６でデジタル
信号に変換され、電子計算機よりなる信号処理装
置１７に入力される。

所で、NMRは、ある原子核を磁場中に置いた
時これらが磁場の強さに比例した周波数で、磁場
の印加方向を軸としてそのまわりを歳差運動する
という事実に依るものである。この周波数は、ラ
ーモアの周波数として知られており、ωo＝γH₀
により与えられる。但し、γは原子核の磁気回転
比、H₀は磁場の強さである。ある特定の方向に
沿つて強さが変化する磁場、いわゆる傾斜磁場を
印加すると、その方向の各位置にある原子核（以
下、核スピン）は異なつた周波数で歳差運動をす
る。

この性質を用いて核スピンの位置情報、つまり
被検体１３中の何れの位置からのものであるかを
示す情報を得るには、大別して２つの方法が存在
する。その１つは、ある軸に傾斜磁場を加えた状
態でその強度を時間的に一定に保持し、その間に
NMR信号のデータを収集して、周波数エンコー
デイングにより、直接この軸に沿つた核スピンの
位置情報を得る方法である。もう１つは、ある軸
に傾斜磁場を加え、その強度の時間積分値を逐次
的に変化させた後に、NMR信号のデータを収集
して、位相エンコーデイングにより、この軸に沿
つた核スピンの位置情報を得る方法である。どち
らの場合も、信号のデータから位置情報を得る計
算処理にいくつかの方法が考えられるが、今日、
最も一般的にはフーリエ変換が用いられているの
で、これを例にして以下の説明を行なう。フーリ
エ変換の場合、基本的には時間軸から周波数軸へ
のデータ変換であるから、計算処理前のデータ
は、時間的に順序正しい信号系列でなくては意味
がない。この為、周波数エンコーデイングの場合
には、ある軸に加える傾斜磁場強度を信号データ
収集の間一定に保持する事が行なわれ、位相エン
コーデイングの場合には、ある軸に加える傾斜磁
場強度の時間積分値を逐次的に変化させる事が行
われている。すなわち周波数エンコーデイング及
び位相エンコーデイングの何れでもサンプリング
時点までの傾斜磁場の強さと、その磁場印加時間
との積分値はサンプリングごとに逐次的に変化す
る様になされている。この様なデータ処理を行な
うならば得られた信号データ系列を直接フーリエ
変換する事により、ある軸に沿つた核スピンの位
置情報が、従つてNMR信号より得られた情報、
例えば核スピンの密度、緩和時間などの空間分布
が得られる事は容易に理解できる。信号処理装置
１７内の演算処理部１７ａでこのような空間分
布、つまり画像情報を得る演算処理を行い、得ら
れた画像情報を表示器１８に画像として表示す
る。

核スピンの位置情報を求めるためにNMR信号
を得る手法としてスピンワープ法がある（例えば
前記雑誌参照）。スピンワープ法によりＸ−Ｚ平
面の２次元画像を得るには、第２図に示すように
期間３，４でｙ方向傾斜磁場Gyを掛けておいて
期間３に90°高周波磁場パルスを与え、被検体１
３内のスピンを選択的に励起し、この励起に続い
て、期間５にｘ方向に読み取り傾斜磁場Gxを加
え、この時のNMR信号を例えば256回受信して
周波数エンコーデイングすることにより、つまり
256点フーリエ変換することにより、ｘ軸に沿つ
た核スピン位置情報（周波数がＸ軸上の位置を、
その位置での振幅が核スピンのＺ方向におけるベ
クトル総和を表わす）を得る。前記選択的励起と
読み取りとの間、すなわち期間４にＺ方向の傾斜
磁場Gzをパルス的に与え、かつその振幅をその
都度順次等間隔で（段階的に）変化させる。例え
ばこの振幅変化を256段階とすると、画像視野が
−ａ＜＝ｘ＜ａ、−ａ＜＝ｚ＜ａでｚ＝ａの核ス
ピンの位相はｚ＝０の核スピンの位相に対してｎ
回目の高周波パルスの送受信時に、（ｎ−129）π
進むような強度の磁界Gzを与える。このように
して256個のGzパルスはそれぞれ256の各空間周
波数（Ｘ軸上の位置と対応したもの）についてＺ
方向における各位置でレスポンスを最大にする。
このようにして得られた信号を２次元フーリエ変
換して256×256画素の画像を得ることができる。
ここでGzパルスの振幅を逐次的（段階的）に変
化することなく、Gzパルスの幅を逐次的に変化
させてもよいし、さらに、Gzパルスの振幅と幅
の両方をその積が逐次的に変化するようにしても
よい。スピン−格子緩和時間の空間分布を得るに
は、第２図において期間１に180°パルスあるい
は、AFP（断熱高速通過）を与え核スピンを反転
させて平均緩和時間程度の時間（期間２）待つて
から前記期間３に移ればよい。

信号処理装置１７内のスキヤン条件決定部１７
ｂで第２図に示したパルスシーケンスの発生制御
などを行う信号を、傾斜磁場発生手段１２、高周
波信号送受信部１５へ送出する。信号処理装置１
７は一般に電子計算機を含み、これにより処理制
御を行う。第１図では信号処理装置１７の機能の
一部を機能的に示している。

「発明が解決しようとする問題点」 画像情報を得ようとする被検体１３が例えば生
体であつて、必ずしも静止していなかつたり、発
生磁場の強さが時間的に不安定であつたりするな
ど、現実にはNMR信号を収集している間に変化
する要素が存在している。このため、得られた信
号の周波数エンコーデイングや位相エンコーデイ
ングが必ずしも理想的には行なわれなくなり、こ
れを基にした計算処理によつて形成される画像に
は、前記要素の変化パターンに対応したアーテイ
フアクト（本来の像と異なつた部分、いわゆる偽
像）が生じて、画質を劣化させる事になる。特に
現在の技術において、核NMR信号による画像形
成に必要とするデータを収集する時間が例えば数
分も掛り、この時間がＸ線や超音波などによる他
の画像形成装置と比べて長い時間であるために、
NMR画像形成装置では前記変動の影響が顕著に
なり、無視して考える事ができない。

この為、従来においては、前記要素の変化を検
知して、その変位が同一値になつた時刻にだけ
NMR信号の収集を行ない、前記要素の変化によ
り計算処理上のデータ系列に含まれる変化量を最
小限にとどめる事が行なわれていた。例えば、生
体心臓部の画像形成を考えた場合、拍動している
心臓の変位を心電計により検知し、拍動に対して
常に一定のタイミングでNMR信号データの収集
を行なう事により、計算処理上のデータ系列を見
た場合には、多少の誤差を除いて、あたかも心臓
がそのデータ収集を行つている数分間の間停止し
ていたかのように見える画像が得られる事にな
る。これは、心電同期スキヤンと呼ばれている。
この方法によれば、確かに変動によるアーテイフ
アクトを最小限にとどめる事が可能であるが、信
号データ収集のタイミング間隔Trが、検査対象
の変動の時間的パターンに依存して決まり、核磁
気共鳴画像を形成する上で、本来非常に大切なパ
ラメータであるはずのデータ収集タイミング間隔
（サンプリング間隔）Trを任意に指定する事がで
きないという欠点がある。さらに、検査対象が例
えば生体の呼吸運動を含むような部位であつた場
合には、前記方法によるTrが約４秒と大変長い
ものになり、データ収集に必要とされる時間が数
十分になるという結果を生じる。これは非能率的
であるばかりでなく、人体を撮像する場合など、
被検者の負担が極めて大きくなるという欠点をま
ぬがれる事ができない。

例えば人体の腹部の画像を得る場合、一般に人
体の腹部は呼吸により振動的に変位している。そ
の周期Tpは約４秒程度である。この変位を第３
図Ａに示す。従来においてこの変位を考慮するこ
となく走査、つまり前記Gzパルスの逐次的変化
を行つて測定すると、信号データ収集タイミング
間隔Trを１秒とし、前記（ｎ−129）π進める
Gzパルスの振幅（又はパルス幅）を２つの位相
差で示すと、各データ収集タイミングごとに第３
図Ｂに示すGzパルスを与える。この時得られた
信号処理前のデータには第３図Ｃに示すように呼
吸による変位にもとづく変化パターンが含まれ
る。このデータをそのままフーリエ変換すると、
この変化パターンにもとづくアーテイフアクトが
生じ画質が劣化する。

この様子をシミユレイシヨンした結果を第４図
に示す。第４図において下段の太線２１が被検体
の一部であり、これが呼吸によりＺ軸方向、第４
図下段では左右方向に周期４秒で振動している。
Tr＝１秒でサンプリングしたNMR信号を周波数
エンコーデイング軸方向にフーリエ変換した後、
位相エンコーデイング軸方向に見た信号は第４図
の上段に示す曲線２２となり、この曲線２２中に
含まれる変動要素の時間的変化パターンは第４図
中の上段の曲線２３となり、この曲線２３の振動
は64回となつている。つまりTr＝１秒で256×
256画素のデータを得るには、256秒の時間を必要
とし、この間に呼吸により腹部が256÷４＝64回
振動的変位し、これが収集データ内に入つている
ことがわかる。この収集データである曲線２２を
フーリエ変換すると第４図の下段の斜線を付けた
形状になる。この斜線形状が測定結果として示さ
れるＺ軸方向の形状であり、これと実線２１の形
状との差がアーテイフアクトであり、特に像２
４，２５は実際には全く存在しないものが大きく
現われている。

この第３図Ａの例に従来の同期スキヤン法を適
用すると、例えば第３図Ｄに示すように第１回目
のデータ収集をその腹部の変意が振動中心になつ
た時に行う。すなわち、その腹部の変位が振動中
心になるごとにデータ収集を行うことになり、そ
の変位振動の周期Tp＝４秒に１回ずつ傾斜磁場
Gzを印加し、データ収集を行う。この時、得ら
れたデータの処理前における呼吸性振動による成
分は第３図Ｅに示すように一定となり、呼吸振動
の影響を受けない。しかしこの方法の場合、デー
タ収集タイミング間隔Trを自由に選ぶことがで
きず、これを呼吸周期Tp＝４秒に決めなければ
ならないため、画像形成に必要とするデータのす
べてを収集するには４秒×256＝1024秒もの長い
時間を必要とする。

この発明の目的はデータ収集タイミング間隔
Trを自由に選定することができ、しかも短かい
データ収集時間で、各種変動要素の存在に影響さ
れることなく、つまりアーテイフアクトによる画
質劣化が少ない核磁気共鳴を用いた画像情報導出
方法を提供することにある。

「問題点を解決するための手段」 この発明によれば予め予測したアーテイフアク
トの原因となる周期性変動値を複数の区分に分
け、少なくとも一つの座標軸に対する傾斜磁場の
強さと信号取込み時点までの磁場印加時間との積
分値の変化範囲を上記各区分に割り当て、上記信
号取込みに際して、そのときの予測した変動値に
割り当てられた上記積分値で信号取込みを行い、
その取り込んだ信号をその積分値が逐次的になる
ように並べ替えて、空間分布情報を得るための処
理を行う。

つまり被検体の心臓の動き、呼吸などによる動
きや磁場の変動などによる変化を、予め予測し、
上記予測した変動値を複数の区分に分け、前記積
分値の変化範囲を上記各区分に割り当て、前記サ
ンプリングをそのときの予測した変動値に割り当
てられた上記積分値で行い、このようにして得ら
れたデータを前記積分値が逐次的になるように時
間的順序を並べ替え、この並べ替えたデータ系列
に含まれる前記変化成分が、そのデータ系列上で
なだらかになるようにして、この並べ替えたデー
タ系列について、例えばフーリエ変換を行つて空
間分布情報を得る。

実施例 １ 例えば第３図における位相エンコーデイングを
行うための傾斜磁場Gzパルスを替える場合、デ
ータ収集タイミング間隔Tr＝１秒とすると、腹
部の変位の周期Tp＝４秒であるから、各周期で
４つの変位状態をとり、ならべかえたデータ系列
が４つのグループになり各グループは前記４つの
変位状態の一つとなるようにする。例えば第３図
Ｆに示すように１回目のデータ収集ではGzパル
スとして−128πを与え、２回目では−64πを、３
回目では0πを４回目では64πをと、言うように
64πごとに変化させて与え、次の５回目では元に
戻つて−127πを、６回目では−63πを……と言う
ように−128πから127πまでの範囲を64πごとにGz
パルスを変化させる。

このようにして得たNMR信号データ系列を、
Gzとそのサンプリングまでの時間との積分値が
逐次的に変化するように、並べ替える。位相エン
コーデイングの場合には、第３図Ｇに示すよう
に、Gzパルスが−128、−127π、−126π……の時に
収集したデータをその順に並べる。この時、この
データ系列に含まれる呼吸による変位成分は、第
３図Ｈに示すように４つのグループに分けられ
る。すなわち、Gzパルスが−128π〜−65πの区間
は、呼吸による変位の中心成分が含まれ、Gzパ
ルスが−64π〜−πの区間は、変位の中心から
Tp／４における変位成分が含まれ、Gzパルスが
０〜63πの区間は、変位の中心からTp／２におけ
る変位成分が含まれ、Gzパルスが64π〜127πの区
間は、変位中心から3Tp／４における変位成分で
ある。このデータ系列ではGzパルスが−128π〜
−65π、−64π〜−π、０〜63π、64π〜127πの各４
つの区間（グループ）内でそれぞれ呼吸による変
位の影響が全く同一であり、従つてデータ系列全
体としては呼吸による変動速度が小さくなつたこ
とになるため、それだけ呼吸の影響を受けないと
言える。つまりこの例では256秒で１回の呼吸を
したとほぼ等価になる。

このような処理をした収集データについて第４
図と同様にシミユレイシヨンした結果が第５図で
あり、第４図と対応あする部分には、同一符号が
付けてある。この場合、並べ替え後のデータ系列
に含まれる変動成分は第５図の上段の曲線２３と
なり、第５図下段の斜線で示す表示画像には第４
図中のアーテイフアクト２４，２５が消え、画質
が大きく改善されたことがを理解できる。しかも
この方法の場合、信号データ収集タイミング間隔
Trをある程度自由に選ぶことができ、その上、
信号データ収集に必要とする時間を大幅に短縮す
ることができる。例えば前記例の場合、従来の同
期スキヤン法と比較して撮影時間が４分の１とな
る。なお第１図において信号処理装置１７に取込
まれたNMR信号データは並べかえ部１９で前述
したデータの並べかえにより第３図Ｇのようなデ
ータ系列として計算処理部２０でフーリエ変換な
どが行われ、空間情報として表示器１８へ送出さ
れる。

実施例 ２ MNR信号を用いて被検体から画像情報を導出
する場合に、次のような性質があることが知られ
ている。一般に周期的変動がある場合、同じ変化
幅ならば変化周期が長い程、画像に現われるアー
テイフアクトは少ない。このことは第１図、第５
図の関係からも明らかである。またNMR信号の
ように、データ系列の中心附近の信号強度が大き
く、中心から離れる程、強度が小さくなる場合に
は、中心附近のデータと周辺のデータは、画像に
対する影響が対等ではない。

これらの点を考慮すると、第３図の例では、呼
吸による変位の中心が１周期中に２回あるので、
256回のデータ収集において、Gzパルスの−64π
〜０、π〜63πでは変位中心のデータ収集を行う
ようにする。すなわち、例えばGzパルスを第３
図Ｉに示すように−64π、−128π、0π、64π、−
63π、−127π、π、……のように順次与えてデー
タ収集を行い、そのデータと第３図Ｊに示すよう
にGzパルスが逐次変化するように並べ替える。
この並べ替えたデータ系列中に含まれる呼吸性振
動による変位成分は、Gzパルスが−128π〜−65π
の区間は変位中心からTp／２の成分であり、−
64π〜０〜63πの区間は変位中心の成分であり、
64π〜127πの区間は変位中心からTp／４の成分で
ある。

この場合の第４図と対応するシミユレイシヨン
結果が第６図であり、第４図と対応する部分に
は、同一符号が付けてある。この場合の並べ替え
後のデータ系列中の変動成分は曲線２３となりそ
の時間系列の中央部で変位が小さく、その前後で
それぞれ互に逆に変位したものとなつている。斜
線で示す画質には第４図中のアーテイフアクト２
４，２５が存在せず、かつ線２１の立上り、立下
り附近のアーテイフアクトもかなり小さくなつて
おり、第５図の場合よりも、画質が改善される。

上述では位相エンコーデイングにこの発明を適
用したが周波数エンコーデイングにもこの発明を
適用することができる。

上述では並べかえたデータ系列上で変動要素に
よる影響が緩やかになるように、NMR信号デー
タの取込みを逐次的でなく行つたが、逆に変動速
度が速くなるようにしてもよい。このようにする
と、アーテイフアクトが離れてこれを容易に区別
することができるようになることがある。更に上
述では２次元フーリエ変換法により空間分布情報
を得たが、リコンストラクシヨン法により空間分
布情報を求めてもよい。

「発明の効果」 以上述べたようにこの発明によればNMR信号
から空間分布情報を得る際に変動要素による影響
を小さくすることができる。しかもNMRデータ
収集タイミング間隔Trを比較的自由に選ぶこと
ができ、また全体のデータの取込み時間を従来の
同期スキヤン法よりも可成り短かくすることがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図はNMR画像形成装置の一例を示すブロ
ツク図、第２図はスピンワープ法のパルスシーケ
ンスを示す図、第３図は従来法及びこの発明の方
法における変動と、Gzパルス位相（強度）と、
並べかえ行のデータ系列を示すGzパルス位相と、
そのデータ系列に含まれる変動による影響成分と
の関係例を示す図、第４図は対象物の形状と、従
来法による画像と、周波数エンコーデイングに対
するフーリエ変換出力と、その出力に含まれる変
動成分との関係のシミユレーシヨンの例を示す
図、第５図はこの発明の第１実施例を適用した第
４図と対応する図、第６図はこの発明の第２実施
例を適用した第４図と対応する図である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 被検体に静磁場を与えると共に、発生する磁
   場の向きが上記静磁場と同一方向であり、かつ互
   いに交差した三つの方向において強さが傾斜した
   傾斜磁場を上記被検体に与えて空間情報を弁別で
   きるようにし、この状態でその被検体に高周波パ
   ルスを与え、その被検体からの核磁気共鳴信号を
   取込み、その取込み信号からその核磁気共鳴信号
   に含まれている情報の空間分布を求める方法にお
   いて、 予め予測したアーテイフアクトの原因となる周
   期性変動値を複数の区分に分け、少なくとも一つ
   の座標軸に対する上記傾斜磁場の強さと上記信号
   取込み時点までの磁場印加時間との積分値の変化
   範囲を上記各区分に割り当て、上記信号取込みに
   際して、そのときの予測した変動値に割り当てら
   れた上記積分値で信号取込みを行い、その取り込
   んだ信号をその積分値が逐次的になるように並べ
   替えて、上記情報の空間分布を得ることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた画像情報導出方法。