JPH0693887B2 - 複素数差処理をした磁気共鳴血管造影図の位相補正 - Google Patents

複素数差処理をした磁気共鳴血管造影図の位相補正

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JPH0693887B2
JPH0693887B2 JP5503569A JP50356992A JPH0693887B2 JP H0693887 B2 JPH0693887 B2 JP H0693887B2 JP 5503569 A JP5503569 A JP 5503569A JP 50356992 A JP50356992 A JP 50356992A JP H0693887 B2 JPH0693887 B2 JP H0693887B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明の分野は核磁気共鳴作像方法及び装置である。
更に具体的に云えば、この発明は、勾配磁界の第１モー
メントの異なる値を用いて収集された像データ集合の間
の複素数の差（complex difference）を使って発生され
る磁気共鳴血管造影図に関する。
磁気モーメントを所有するあらゆる原子核は、それが配
置された磁界の方向と揃おうとする。然し、その時、原
子核は、磁界の強度と特定の原子核種目の性質（原子核
の磁気回転定数γ）とに関係する固有の核周波数（ラー
モア周波数）で、この方向の周りに歳差運動をする。こ
の現象を示す原子核を、この明細書では「スピン」と呼
ぶ。
人間の組織の様な物質が一様な磁界（分極磁界B0）の作
用を受けると、組織内のスピンの個別の磁気モーメント
がこの分極磁界と揃おうとするが、固有のラーモア周波
数で不規則にその周りに歳差運動をする。分極磁界の方
向に正味の磁気モーメントM2が発生されるが、垂直の又
は横方向の平面（ｘ−ｙ平面）内にある不規則な向きを
持つ磁気成分は互いに相殺する。然し、この物質又は組
織が、ｘ−ｙ平面内にあって、ラーモア周波数に近い磁
界（励振磁界B1）の作用を受けると、正味の揃ったモー
メントM2を回転させ又はｘ−ｙ平面内へ「傾け」て、ｘ
−ｙ平面内でラーモア周波数で回転又は旋回する正味の
横方向の磁気モーメントMtを発生することが出来る。正
味の磁気モーメントM2を傾ける程度（はじき角又はフリ
ップ角）、並びにそれに伴って正味の横方向の磁気モー
メントMtの大きさは、主に印加された励振磁界B1の大き
さとその時間の長さとに関係する。
この現象の実用的な価値は、励振信号B1が終了した後
に、励振されたスピンによっって放出される信号にあ
る。単純な装置では、励振されたスピンが受信コイルに
振動する正弦波信号を誘起する。この信号の周波数がラ
ーモア周波数であり、その初期振幅A0は、横方向の磁気
モーメントMtの大きさとはじき角とによって決定され
る。放出された信号の振幅Ａは時間ｔと共に指数関数的
に減衰する。
減衰定数1/T＊ ２は磁界の均質性と、「スピン−スピン
緩和」定数又は「横方向緩和」定数と呼ばれるT2とに関
係する。定数T2は、完全に均質な磁界内で、励振磁界B1
が除かれた後に、スピンの揃った歳差運動が位相外れに
なる指数関数的な速度に反比例する。
NMR信号の振幅Ａに寄与する別の重要な因子がスピン−
格子緩和過程と呼ばれ、これは時定数T1によって特徴づ
けられる。これは正味の磁気モーメントＭが磁気分極軸
線（ｚ））に沿って平衡値に回復することを表わす。時
定数T1はT2より長く、医学的に関心のある大抵の物質で
は、ずっと長い。
この発明に時に関係のあるNMR測定は、「パルス式NMR測
定」と呼ばれる。このNMR測定は、RF励振期間と信号放
出期間とに分けられる。こう云う測定は循環的に行なわ
れ、NMR測定を何回も繰返して、毎サイクルの間異なる
データを蓄積するか、或いは被検体内の異なる場所で同
じ測定を行なう。大きさ、持続時間並びに方向が変化す
る１つ又は更に多くのRF励振パルス（B1）を印加する広
い範囲の種々の準備励振方式が知られている。こう云う
励振パルスは狭い周波数スペクトル（選択的な励振パル
ス）を持っていてもよいし、或いはある範囲の共振周波
数にわたって横方向の磁化Mtを発生する広い周波数スペ
クトル（非選択的な励振パルス）を持っていてもよい。
従来、特定のNMR現象を活用する様に設計されていて、N
MR測定過程における特定の問題を解決する励振方式が沢
山ある。
NMRを利用して像を作る時、被検体内の特定の場所から
のNMR信号を求める方法が用いられる。典型的には、作
像しようとする領域（関心のある領域）を、使われる特
定の局在化方法に応じて変化する一連のNMR測定サイク
ルによって走査する。その結果得られる受信NMR信号の
集合をディジタル化して処理して、数多くある周知の再
生方法の内の１つを用いて、像を再生する。この様な走
査を行なう為には、勿論、被検体内の特定の場所からの
NMR信号を引出すことが必要である。これは、分極磁界B
0と同じ方向を持つが、夫々x,y,z軸に沿って勾配を持つ
磁界（Gx,Dy,Gz）を用いることによって達成される。各
々のNMRサイクルの間、こう云う勾配の強度を制御する
ことにより、スピン励振の空間的な分布を制御し、その
結果得られるNMR信号の場所を特定することが出来る。
像を再生する為のNMRデータは、利用し得る多数の方法
の内の１つを用いて集めることが出来る。典型的には、
こう云う方法は、逐次的に構成される複数個の図からな
るパルス順序を用いる。各々の図は１つ又は更に多くの
NMR実験を含むことが出来、各々の実験は少なくともRF
励振パルスと、その結果得られるNMR信号に空間情報を
符号化する為の磁界勾配パルスとを有する。周知の様
に、NMR信号は自由誘導減衰（FID）又はスピン・エコー
信号であってよい。
一般に「スピン捩れ（spin-warp）形」と呼ばれ周知の
フーリエ変換（FT）作像方法の変形について、この発明
を詳しく説明する。スピン捩れ形方法は、フィジックス
・イン・メディスン・アンド・バイオロジ誌、第25巻、
第751頁乃至756頁（1980年）所載のW.A.エーデルシュタ
イン他の論文「スピン捩れ形NMR作像及び人間の全身作
像への応用」に説明されている。これは、NMRスピン・
エコー信号を収集する前に、可変振幅の位相符号化磁界
勾配を用いて、空間情報をこの勾配の方向に位相で符号
化する。例えば、２次元形（2DFT）の場合、一方の方向
に沿って位相符号化勾配（Gy）を印加することによっ
て、この方向の空間情報を符号化し、その後位相符号化
方向に対して直交する方向に読出し磁界勾配（Gx）が存
在する状態で、スピン・エコー信号を収集する。スピン
・エコー信号を収集する間に存在する読出し勾配が、直
交方向の空間情報を符号化する。典型的な2DFTパルス順
序では、位相符号化勾配パルスGyの大きさは、走査中に
収集される一連の図でインクリメント（ΔGy）され、そ
れから全体の像を再生することの出来る様なNMRデータ
集合を発生する。
関心のある領域内のスピンの動き又は流れを測定する多
数の周知のNMR方法がある。その中には「飛行時間」方
法があり、このスピンの固まりが特定の上流側の場所を
通りすぎる時に、それを励振し、その結果生ずる横方向
の磁化の状態を下流側の場所で検査して、固まりの速度
を決定する。この方法は管の中の流れを測定する為に長
年使われており、最近になっては、人間の肢体における
血液の流れを測定する為に使われている。この方法の例
が米国特許第3,559,044号、同第3,191,119号、同第3,41
9,793号及び同第4,777,957号に記載されている。
２番目の流れ測定方法は流入／流出方法であり、この
時、１つの局在化された容積又はスライス内のスピンを
励振し、短い時間後に、この結果生ずる横方向の磁化の
変化を検査して、この容積又はスライスから流れ出した
励振されたスピンの効果、並びにこの容積又はスライス
中に流れ込んだ励振の仕方の異なるスピンの効果を測定
する。この方法の例が米国特許第4,574,239号、同第5,5
32,474号及び同第4,516,582号に記載されている。
動き又は流れを測定する３番目の方法は、磁界勾配の中
を流れるスピンによって発生されるNMR信号が、速度に
比例した位相を受けていることを頼りとする。これが業
界では「位相変調」方式と呼ばれている。測定サイクル
の間、大まかに一定の速度を持つ流れでは、NMR信号の
位相変化は次の様に表わされる。
Δφ＝γM1v こゝでM1は磁界勾配の第１モーメント、γは磁気回転
比、ｖはスピンの速度である。他の原因による移相によ
ってこの測定に生ずる誤差を除く為、米国特許第4,609,
872号に記載されている様に、異なる磁界勾配モーメン
トを用いて、この測定を少なくとも２回実施するのが普
通である。２回の測定の間で任意の場所に生じた位相の
差は、この時次の様になる。
Δφ＝γΔM1v 異なる磁界勾配の第１のモーメントを用いた完全な２回
の走査を実施し、収集されたデータ配列内の各々の場所
で再生像の測定された位相を減算することにより、絶え
ず動くスピンの速度を正確に測定した位相マップが作ら
れる。
磁気共鳴血管造影図は、何れも磁界勾配の第１モーメン
トに異なる値を用いた少なくとも２つのNMRデータ集合
の間の位相差を収集並びに計算することによって作られ
る。この位相は、スピンが不動である場所では、２つの
データ集合で実質的に同じであり、再生像では、こう云
う組織は暗く見える。他方、動くスピンは、速度と、磁
界勾配の第１モーメントとの値に比例する位相を、収集
されたNMR信号に与える。収集された２つのNMRデータ集
合で第１モーメントが異なっているから、動くスピンは
位相差を生じ、こう云う位相が起こっている場所は、血
管造影像で明るく見える。
２つ又は更に多くの収集されたNMRデータ集合から位相
差血管造影データを発生する為に現在使われている多数
の方法がある。１つの方法は、「位相差方法」と呼ばれ
るが、この方法では、収集されたNMR像内の対応する要
素の間の位相差を計算し、この位相差を使って、対応す
る像の画素の強度を制御する。２番目の方法は、「複素
数差方法」と呼ばれるが、この方法では、収集された２
つのNMR生データ集合内の対応する要素の同相及び直角
位相成分を減算して、複素数差データを作り、次にこれ
を像領域にフーリエ変換する。この代りに、これと同等
でるが、２つの生NMRデータ集合をフーリエ変換し、像
の対応する要素の同相及び直角位相成分を減算してもよ
い。何れにせよ、複素数差像を使って血管造影像を再生
する。位相差方法と複素数差方法によって作られた血管
造影図の間には、臨床の用途で何れもが独特の有用性を
持つ様にする微妙な違いがある。
こう云う位相差方法の何れかを用いて磁気共鳴血管造影
図を正確に再生するには、測定に位相誤差がないことが
前提になっている。位相誤差が起こる原因は数多くある
が、大抵の位相誤差は収集された２つのデータ集合で同
じであって差過程により、像データから減算されて消え
る。然し、ある位相誤差は収集された２つのデータ集合
で異なることがあり、差過程を使って血管造影図を作る
と、再生像に人為効果が生ずる。
NMR測定の位相誤差を補正する多数の方法が公知であ
る。例えば、ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾ
ナンス誌、第86巻、第593頁乃至第604頁（1990年）に所
載のユアン・リュー他の論文「核磁気共鳴作像における
自動的な位相補正方法」には、（イ）受信器の位相検波
器に対する基準位相の誤調整、（ロ）ノイズ・フィルタ
によって生じた位相、（ハ）データ収集窓の不正確な整
合、（ニ）不完全な選択性RF励振パルス、（ホ）増幅器
の不働時間及び（ヘ）渦電流の様な装置のハードウエア
の問題による誤差を減少する位相補正方法が記載されて
いる。IEEEトランザクションズ・オン・メディカル・イ
メージング誌、M1−６巻、第１号、1987年３月号所載の
C.B.アーン他の論文「自己相関及びヒストグラム解析に
基づくNMR作像の新しい位相補正方法」、並びにメディ
カル・フィジックス誌、第16巻、第５号、1989年９月/1
0月号所載のM.A.バーンシュタイン他の論文「位相補正
された実際の再生による、信号対雑音比の低い磁気共鳴
像における改良された検出能力」には、この他の位相補
正方法が記載されている。こう云うどの方法も、複素数
差方法によって作られた血管造影図を補正する為には用
いられていない。
発明の要約 この発明は像領域の複素数差方法を用いてNMR血管造影
図を作り、装置の位相誤差によるこの様な血管造影図に
おける像の人為効果を減らす方法と装置に関する。更に
具体的に云えば、この発明は異なる磁界勾配の第１モー
メントを持つパルス順序を用いて、複数個のｋ−空間NM
Rデータ集合を収集し、この複数個のｋ−空間データ集
合をフーリエ変換して、対応する複数個の像空間データ
集合を作り、１つの像空間データ集合にある各々の要素
によって表わされるベクトルと、別の１つの像空間デー
タ集合にある各々の対応する要素が表わすベクトルとの
間の角度を計算し、こう云う角度を位相差配列内の対応
する要素として記憶し、位相差配列内の対応する値か
ら、補正済みの位相差配列の値を計算し、前記複数個の
像空間データ集合の各々にある対応する値と、補正済み
位相差配列による対応する値とを使って、それから血管
造影図を作る差データ集合の値を計算する工程を含む。
この発明の全般的な目的は、複素数差方法を用いて発生
された血管造影図用NMRデータ集合の位相誤差を補正す
ることである。位相差NMRデータから位相誤差の値を計
算する多数の方法が知られている。この発明はこの様な
位相誤差を計算することが出来る様にし、こう云う位相
誤差の計算に基づいて、血管造影図を作る為に使われる
像領域複素数差データに補正を加える方法を提供する。
この発明の上記並びにその他の目的並びに利点は、以下
の説明から明らかになろう。以下の説明では、図面を参
照して、この発明の好ましい実施例を説明するが、この
実施例は必ずしもこの発明の範囲全体を表わすものでは
なく、この発明の範囲を解釈するに当たっては、請求の
範囲を参照されたい。
図面の簡単な説明 第１図はこの発明を用いたNMR装置のブロック図であ
る。
第２図は第１図のNMR装置の一部分を構成するトランシ
ーバのブロック図である。
第3A図−3C図はこの発明に従って血管造影図を再生する
為に用いるNMRデータ集合を収集する為、好ましい実施
例で使われるNMRパルス順序のグラフである。
第４図は第３図のパルス順序を使って、第１図の装置で
収集されたNMRデータ集合を用いてどの様に血管造影図
が再生されるかを示す流れ図である。
好ましい実施例の説明 最初に第１図について説明すると、この発明を用いた好
ましいNMR装置の主要部品がブロック図で示されてお
り、この装置はゼネラル・エレクトリック・カンパニイ
から「SIGNA」の商品名で販売されているものである。
装置の全体的な動作は全体的に100で示したホスト・コ
ンピュータ・システムによって制御されるが、これが主
コンピュータ101（例えばデータ・ゼネラルMV7800の様
な）を含む。コンピュータにはインターフェース102が
付設され、これを介して複数個のコンピュータ周辺装置
及びその他のNMR装置の部品が結合されている。コンピ
ュータ周辺装置の中に磁気テープ駆動装置104があり、
これを主コンピュータの指示のもとに利用して、患者デ
ータ及び像をテープに記録することが出来る。処理済み
の患者データは110に示した像ディスク記憶装置に記憶
することも出来る。像プロセッサ108の機能は、拡大、
像の比較、グレースケールの調節及び実時間のデータ表
示の様な対話形の像表示の操作をすることである。コン
ピュータ・システムは、112に示したディスク・データ
記憶装置を利用して生データ（即ち、像を再生する前
の）を記憶する手段を備えている。オペレータ・コンソ
ール116もインターフェース102を介してコンピュータに
結合されていて、患者の検査に関するデータや、較正、
走査の開始及び終了の様なNMR装置の適正な作動に必要
なその他のデータを入力する手段をオペレータに提供す
る。オペレータ・コンソールは、ディスク又は磁気テー
プに記憶された像を表示する為にも使われる。
コンピュータ・システム100がシステム制御装置118及び
勾配増幅器装置128を介して、NMR装置に対する制御作用
を及ぼす。コンピュータ100が周知の形で、リンク103を
介してシステム制御装置118と連絡する。システム制御
装置118はパルス制御モジュール（PCM）120、配列プロ
セッサ106、無線周波トランシーバ122、状態及び制御モ
ジュール（SCM）124、及び部品を付勢するのに必要な全
体を126で示した電源の様な幾つかの部分を含む。PCM 1
20が主コンピュータ101から供給された制御信号を利用
して、勾配コイルの励磁を制御するディジタル波形、並
びにRF励振パルスを変調する為にトランシーバ122で利
用されるRF包絡線波形の様なディジタル・タイミング及
び制御信号を発生する。勾配波形が、全体的に、Gx,Gy
及びGz増幅器130,132,134で構成された勾配増幅器装置1
28に印加される。各々の増幅器130,132,134を利用し
て、全体を136で示した集成体の中にある対応する勾配
コイルを励磁する。付勢された時、勾配コイルが、主分
極磁界と同じ方向に磁界の磁界勾配Gx,Gy,Gzを発生す
る。勾配は、デカルト座標系の互いに直交するｘ−,y−
及びｚ−軸の方向を向いている。即ち、主磁石（図面に
示してない）によって発生される磁界がｚ軸の方向を向
いていて、それをB0と呼ぶことにし、ｚ軸の方向の合計
磁界をBzと呼ぶことにすれば、Gx＝∂Bz/∂ｘ、Gy＝∂B
z/∂ｙ、Gz＝∂Bz/∂ｚであり、任意の点（x,y,z）にお
ける磁界は、Ｂ（x,y,z）＝B0＋GxX＋GyY＋GzZで表わさ
れる。
勾配磁界が、トランシーバ122、RF増幅器123及びRFコイ
ル138によって発生された無線周波パルスと組合さっ
て、検査する患者の領域から出て来るNMR信号に空間情
報を符号化する為に利用される。パルス制御モジュール
120によって発生される波形及び制御信号を、RF搬送波
の変調及びモードの制御の為にトランシーバ装置122で
利用する。送信モードでは、送信器が、制御信号に従っ
て変調された無線周波波形をRF電力増幅器123に供給
し、この増幅器が主磁石集成体146の中にあるRFコイル1
38を付勢する。患者の中の励振された原子核から放射さ
れたNMR信号が、送信に使われたのと同じ又は異なるRF
コイルによって感知され、前置増幅器139によって増幅
される。トランシーバ122の受信器部分で、NMR信号が増
幅され、復調され、フィルタ作用にかけられてディジタ
ル化される。処理されたNMR信号が専用の一方向リンク1
05を介して、処理の為に配列プロセッサ106に送られ
る。
PCM 120及びSCM 124は独立の装置であって、その何れも
患者位置ぎめ装置152の様な主コンピュータ101の周辺装
置と連絡していると共に、直列通信リンク103を介して
互いにも連絡している。PCM 120及びSCM 124は、何れも
主コンピュータ101からの指令を処理する16ビットのマ
イクロプロセッサ（例えばインテル80286）で構成され
ている。SCM 124が、患者揺台の位置並びに可動の患者
整合灯ファン・ビーム（図に示してない）の位置に関す
る情報を集める手段を含む。この情報を主コンピュータ
101で用いて、像の表示及び再生パラメータを修正す
る。SCM 124は、患者の輸送及び整合装置の作動の様な
機能をも開始させる。
勾配コイル集成体136及びRF送信及び受信コイル138が、
分極磁界を発生するのに利用される磁石の中孔の中に取
付けられている。磁石は、患者整合装置148を含む主磁
石集成体の一部分である。シム電源140を利用して、主
磁石に付設されたシム・コイルを付勢する。こう云うシ
ム・コイルは、分極磁界の非均質性を補正する為に使わ
れる。、抵抗性磁石の場合、主磁石電源142を利用し
て、磁石を連続的に付勢する。超導電磁石の場合、主電
源142は、磁石によって発生される分極磁界を適正な動
作状態の強度に持って来る為に利用され、その後は切離
される。永久磁石の場合、電源142は必要ではない。患
者整合装置148が患者揺台及び輸送装置150と患者位置ぎ
め装置152と組合さって動作する。外部の源からの干渉
を最小限に抑える為、主磁石集成体、勾配コイル集成
体、RF送信及び受信コイル、並びに患者取扱装置を含む
NMR装置の部品は、全体を144で示したRF遮蔽室の中に封
入されている。
特に第１図及び第２図について説明すると、トランシー
バ122が電力増幅器123を介してコイル138AにRF励振磁界
B1を発生する部品と、コイル138Bに誘起されたこの結果
生ずるNMR信号を受信する部品とを含む。RF励振磁界の
基本又は搬送波周波数が、周波数合成器200の制御のも
とに発生される。この合成器は、主コンピュータ101か
ら通信リンク103を介して１組のディジタル信号を受取
る。こう云うディジタル信号が、出力201に発生されるR
F搬送波信号の周波数と位相を指示する。指令されたRF
搬送波が変調器202に印加され、そこで、PCM 120から母
線103を介して受取った信号Ｒ（ｔ）に応答して変調さ
れる。信号Ｒ（ｔ）は、発生しようとするRF励振パルス
の包絡線、従って帯域幅を定める。所望の包絡線を表わ
すRF励振パルスが発生される時、記憶されている一連の
ディジタル値を逐次的に呼出すことにより、それがPCM
120で発生される。こう云う記憶されているディジタル
値は、任意の所望のRFパルスの包絡線を発生することが
出来る様にする為、コンピュータ100によって変えるこ
とが出来る。線205からのRF励振パルスの出力の大きさ
が送信減衰器回路206によって減衰させられる。この回
路206は、通信リンク103を介して主コンピュータ101か
らディジタル信号TAを受取る。減衰させられたRF励振パ
ルスが、RF送信コイル138Aを駆動する電力増幅器123に
印加される。トランシーバ122のこの部分について更に
詳しいことは、米国特許第4,952,877号を参照された
い。
更に第１図及び第２図の説明を続けると、被検体によっ
て発生されたNMR信号が受信コイル138Bで拾われ、受信
器207の入力に印加される。受信器207がNMR信号を増幅
し、それが、リンク103を介して主コンピュータ101から
受取ったディジタル減衰信号（RA）によって決定された
量だけ減衰させられる。受信器207は、行なわれている
特定の収集に要する期間にわたってだけ、NMR信号が収
集される様に、PCM 120から線211を介して送られる信号
により、ターンオン及びターンオフされる。
受信されたNMR信号はラーモア周波数又は大体ラーモア
周波数であり、好ましい実施例ではそれが約63.86MHzで
ある。この高周波数の信号が復調器208で２工程の過程
によって復調される。復調器は最初にNMR信号を線201の
搬送波信号と混合し、その後、その結果得られた信号を
線204の2.5MHzの基準信号と混合する。こうして線212に
得られる復調されたNMR信号は125kHzの帯域幅を持ち、
これは187.5kHzの周波数を中心としている。復調された
NMR信号がアナログ・ディジタル（A/D）変換器209の入
力に印加される。この変換器が250kHzの速度で、このア
ナログ信号を標本化してディジタル化する。A/D変換器2
09の出力がディジタル直角位相検波器210に印加され
る。この検波器は、受取ったディジタル信号に対応する
16ビットの同相（Ｉ）の値及び16ビットの直角位相
（Ｑ）の値を発生する。受取ったNMR信号からこうして
得られるディジタル化されたＩ及びＱの値のストリーム
が母線105を介して配列プロセッサに出力され、そこで
像を再生する為に用いられる。
受信したNMR信号に含まれている位相情報を保存する
為、送信器部分にある変調器202も受信器部分にある復
調器208も、共通の信号で作動される。具体的に云う
と、周波数合成器200の出力201の搬送波信号と、基準周
波数発生器203の出力204の2.5MHzの基準信号が、変調及
び復調過程の両方で用いられる。こうして、位相の一貫
性が維持され、受信して復調されたNMR信号の位相変化
が、励振されたスピンによって発生された位相変化を正
確に示す様にする。2.5MHzの基準信号並びに5,10,60MHz
の基準信号が、共通の10MHzクロック・信号から基準周
波数発生器203によって発生され、後に述べた３つの基
準信号が、出力201に搬送波信号を発生する為に周波数
合成器200で用いられる。受信器について更に詳しいこ
とは、米国特許第4,992,736号を参照されたい。
第１図のNMR装置は、所望の血管造影図を再生するのに
十分なNMRデータを収集する為、一連のパルス順序を実
施する。第3A図について具体的に説明すると、第１のパ
ルス順序は普通の１次モーメントをゼロにした勾配エコ
ー順序であり、選択性RF励振パルス300をG2スライス選
択勾配パルス301の存在のもとに被検体に印加する。励
振パルス300ははじき角αを持ち、αの典型的な値は30
゜である。スライス選択勾配パルス301による移相につ
いてFIDを補償すると共に、ｚ軸に沿った速度に対してF
IDを影響されない様にする為、G2勾配コイルによって、
負のGz勾配パルス304に続いて正のG2勾配パルス305を発
生する。例えば、１つの解決策は、パルス301と同じ幅
であるが、反対の符号を持つパルス304を使い、パルス3
05はパルス301の半分の幅であるが、同じ高さにするこ
とである。パルス304,305がｚ軸に沿った速度を補償す
るが、加速度並びに更に高次の運動を補償する為に、更
に複雑な勾配波形も当業者に周知である。
NMR信号303の位置を符号化する為、RF励振パルス300を
印加してからまもなく、被検体に位相符号化Gy勾配パル
ス306を印加する。周知の様に、完全な走査は一連のこ
う云うパルス順序で構成されており、この順序で、Gy位
相符号化パルスの値は、一連の、例えば256個の別々の
位相符号化の値にわたって保進させて、ｙ軸に沿った、
NMR信号を発生するスピンの位置を突止める。ｘ軸に沿
った位置はGx勾配パルス307によって突止められる。こ
のパルスは、NMR勾配エコー信号303を収集する時に発生
され、それがNMR信号303を周波数で符号化する。Gy位相
符号化勾配パルス306と異なり、Gx読出し勾配パルス307
は、走査全体の間、一定の値にとゞまる。勾配エコー30
3を発生すると共に、それがｘ軸に沿った速度に影響さ
れない様にする為、パルス307の前に、勾配パルス308,3
09を発生する。こう云うことを達成する方式は数多く知
られている。
後で更に詳しく説明するが、この発明を実施する為に
は、何れも１つの方向に沿って異なる流れ感度を持つ少
なくとも２つの完全なデータ集合が必要である。好まし
い実施例では、この集合のデータが互い違いに収集され
る。この方式では、流れ感度の異なる２つ又は更に多く
の測定が、位相符号化勾配の１つの値を用いて収集され
る。その後、位相符号化の値を変更し、この新しい位相
符号化の値で、２つ又は更に多くの流れ感度を持つ追加
の測定を行なう。全ての位相符号化の値を用いるまで、
この過程が続けられる。その後、収集されたデータは、
何れも異なる流れ感度を持つ様に、ｋ−空間NMRデータ
集合に順序を並べ変える。この互い違い方式は、他の動
き（例えば呼吸）による影響を最小限にする点で好まし
いが、この発明の以下の説明では、次の流れ符号化が使
われる前に、ｋ−空間NMRデータ集合が何れも完全に収
集されるものとして説明する。
NMR信号303が装置のトランシーバ122によって収集さ
れ、256個の複素数からなる１行にディジタル化され、
これらの数が主コンピュータ101のメモリに記憶され
る。Gy位相符号化勾配の各々の値に対し、NMR信号303が
発生され、収集され、ディジタル化され、256個の複素
数からなる別々の行に記憶される。従って、走査が完了
した時、コンピュータ101には複素数の２次元（256×25
6）のマトリクスが記憶される。流れに敏感にする勾配
が印加されていない時にこう云うNMR信号が発生された
場合、ｋ−空間NMRデータ集合をフーリエ変換して普通
のNMR像にすることが出来る。これが、第3A図では、勾
配GMによって表わされている。パルス順序に速度を符号
化する磁界勾配の１次モーメントが用いられていない
時、この勾配GMはゼロである。
この発明に従って血管造影図を発生する為、収集される
NMR信号は速度に対して感度を持つ様にされる。使われ
るパルス順序は第3A図に示すものと同じであるが、今度
は勾配GMが、GMの方向に沿った速度に対して収集される
NMR信号を敏感にさせる様な値を持っている点が異な
る。これが第3B図に示されている。この図では、GMは、
負のの勾配パルス310に続く正の勾配パルス311で構成さ
れた両極性波形である。各々のパルス310,311によって
定められる面積（Ａ）は同じであり、各々の勾配パルス
310,311の中心は互いに間隔（ｔ）だけ離れている。従
って、勾配GMによって生ずる増分的な１次モーメント
（ΔM1）はΔM1＝Ａ×ｔであり、この勾配の１次モーメ
ントΔM1が、RF励振パルス300が印加された後、信号303
を収集する前に印加される。勾配GMが別個の勾配磁界と
して示されているが、実際には、Gx,Gy,Gz勾配磁界を発
生するのと同じコイルによって発生される。適正な大き
さを持つGx,Gy,Gz勾配磁界を組合せることにより、勾配
モーメントGMを空間内の任意の方向に向け、その方向の
流れに対して敏感にさせることが出来る。例えば、流れ
をスライス選択方向に敏感にさせることが極く普通であ
るが、この場合、勾配モーメントGMはGz勾配コイルだけ
によって発生される。この為、好ましい実施例では、第
3A図のパルス順序を用いるが、第3B図のGM勾配磁界を追
加して、NMR生信号の第１の配列Z1を収集する。
NMR信号の第１の配列Z1を収集して記憶した後、信号の
第２の配列Z2を収集する。これは、第3A図のパルス順序
を用いるが、勾配モーメントGMは、−ΔM1のモーメント
を発生する様に第3C図に示す様に変更した走査の間に行
なわれる。これは、勾配パルス312,313が同一である
が、勾配パルス310,311と方向が反対になる様にするこ
とによって達成される。256個のNMR信号Z2が収集され、
コンピュータ101に記憶された後、１つの運動軸線に対
するデータ収集段階が完了し、データ処理段階が開始さ
れる。
この発明のデータ収集段階ではいろいろな変更が可能で
あることは当業者に明らかであろう。この他のNMRパル
ス順序を用いてもよいし、前に述べた様に、ｋ−空間NM
Rデータ集合Z1,Z2の収集は互に違いにすることが出来
る。更に、米国特許第4,443,760号に記載されている様
に、装置による誤差を相殺する為又は信号対雑音比を改
善する為、各々の位相符号化勾配Gyで、多数の順序を実
施してもよい。勾配GMを用いて勾配モーメントΔM1を発
生するにも異なる多数の方法がある。例えば、勾配パル
ス310−313は異なる形にしてもよいし、或いは時間的に
分離して、１次モーメントΔM1を増加することができ
る。更に、静磁界の非均質性の望ましくない影響に対し
て焦点合せをやり直す為に、180゜RFパルスを使うスピ
ン・エコー順序を用いることも可能である。180゜パル
スを使う場合、周知の様に、180゜RFパルスの両側に同
じ極性を持つ勾配ローブを置くことによって、１次モー
メントを発生することが出来る。
この発明の好ましい１実施例では、上に述べた様にして
３対のｋ−空間NMRデータ集合を収集した。第１の対Z1
（ｘ）及びZ2（ｘ）は、ｘ軸の方を向いた勾配の１次モ
ーメントGMを持ち、第２の対Z1（ｙ）及びZ2（ｙ）は、
ｙ軸の方を向いた勾配の１次モーメントGMを持ち、第３
の対Z1（ｚ）及びZ2（ｚ）は、ｚ軸の方を向いた勾配の
１次モーメントGMを持っている。後で説明するが、こう
云う対のｋ−空間NMRデータ集合がこの発明に従って別
々に処理され、その結果を組合せて、任意の方向に動く
スピンに対して敏感な血管造影図を形成する。
スピンの速度を測定する６点方法を上に述べたが、この
発明は３次元の流れを測定する単純な４点方法にも両立
性を有する。この場合、３つのデータ集合Z2（ｘ）,Z2
（ｙ）及びZ2（ｚ）を、任意の軸線に沿った動きに対し
て影響されない、流れ補償パルス順序を用いて発生され
た１つのデータ集合Z2（ref）に置換える。６点方法も
平衡形４点方法も、ソサイエティ・オブ・マグネティッ
ク・レゾナンス・イン・メディスン、第９回年次総会ア
ブストラクト第475号（1990年）に発明者が発表した論
文「位相コントラスト流れ測定用の最適符号化」に記載
されている。
ｋ−空間NMRデータ集合Z1及びZ2を処理して血管造影図
を作ることが、第４図に例示されている。全ての処理
は、記憶プログラムにある命令の指示のもとに、主コン
ピュータ101で実施される。２つのｋ−空間NMRデータ集
合Z1,Z2が、ブロック320,321で示した複素数の256×256
配列として記憶される。この方法の最初の工程は、デー
タ集合320,321の各々に２次元複素数フーリエ変換を実
施して、それらが表わす像をｋ−空間から像領域に変換
することである。これは、普通のNMR像を発生するのに
使われるのと同じ変換であり、その結果は、複素数
（M1）及び（M2）の２つの256×256要素の配列322,323
である。複素数M1（x,y）及びM2（x,y）の大きさは、像
の対応する画素位置（x,y）におけるスピン密度を示
し、各々の複素数M1（x,y）及びM2（x,y）の位相は、動
きを符号化する磁界勾配GMの方向に沿ったスピンの速度
と装置の位相誤差があるとすれば、それとの両方によっ
て決定される。像領域のNMRデータ集合M1及びM2を使っ
て普通の複素数差血管造影図を発生した時に像の人為効
果を生ずるのは、こう云う装置の位相誤差であり、この
発明の考えを用いることによって実質的に減らすのもこ
う云う位相誤差である。
第４図の説明を続けると、位相補正値が、像領域のNMR
データ集合322,323から計算される。具体的に云うと、
２つの変換されたNMRデータ集合M1及びM2から、256×25
6要素の位相差配列325が計算される。位相差配列325の
各々の要素（φ）は、下に示す様に、夫々のデータ集合
322,323の対応するI1,Q1及びI2,Q2要素から計算され
る。
φ＝tan-1 Q1/I1−tan-1 Q2/I2; 又は φ＝tan-1［（I2Q1−I1Q2）／（I1I2＋Q1Q2）］ こゝで M1＝I1＋iQ1 |M1|＝（I1 2＋Q1 2）1/2 M2＝I2＋iQ2 |M2|＝（I2 2＋Q2 2）1/2 上に示すφの値が、４象限逆正接を用いて計算されるこ
とが好ましい。
位相差配列325の各々の要素（φ）をこの後補正して、2
56×256要素の補正済み位相差配列326の対応する要素
（φcor）を発生する。この位相補正値は、一定成分と
２つの線形成分との和と云うモデルで表わすことが出来
る。
φcor＝φ−（φ０＋αｘ＋βｙ） ［１］ こゝでｘ及びｙは作像の２つの座標の位置である。こゝ
で説明する方法は、殆んどどんな位相補正方法とも両立
性を持つ位に一般性があるが、好ましい実施例では、φ
0,α及びβは最小自乗のはめ合せを使って計算される。
平均の大きさ（Ａ＝（|M1|＋|M2|）/2）の自乗によって
最小自乗のはめ合せに加重することが、小さい信号の領
域を適切に抑制することが判った。この為、φ０、α及
びβに対する最小自乗のはめ合せは次の通りである。
この数式の和は、像配列内の全ての画素の値にわたる。
こうして前掲のφcorの式を使い、φ０、α及びβを平
均の大きさの値（Ａ）及び配列325からの位相差の値を
使って計算することにより、各々の位置x,yに対して補
正済みの位相φcorが計算される。位相像に対して位相
補正をすることの１つの重要な利点は、この補正を１次
よりも更に高次に拡張するのが容易に出来ることであ
る。
次に、像領域のNMRデータ集合322,323及び補正済み位相
差配列326を使って、複素数差NMRデータ集合が計算され
る。これは、夫々配列322,323,326の対応する要素M1,M2
及びφcorと下記の式とを用いて、複素数差データ集合3
30の256×256個の要素（Ｄ）の各々を計算することによ
って達成される。
Dx＝（|M1|2＋|M2|2−2|M1||M2|cosφcor）1/2 云い換えれば、像領域のNMRデータ集合322,323にある大
きさのデータを使うが、位相差情報を使わない。その代
りに、配列326にある補正済み位相差データφcorを使っ
て、その結果得られる血管造影図から、位相誤差を生ず
る人為効果をなくしている。
上に述べた手順を各々の運動軸線（x,y,z）に対して繰
返して、更に２つの256×256要素の複素数差NMRデータ
集合331,332を発生する。こうして、配列330−332にあ
る差情報が夫々x,y及びｚ軸に沿ったスピンの運動に帰
因する複素数差Dx,Dy,Dzを示す。これらを組合せて、下
記の式に従って、256×256要素の血管造影図のNMRデー
タ集合335を発生する。
Ｄ＝（（Dx）２＋（Dy）２＋（Dz）２）1/2 この血管造影図用のNMRデータ集合335を使って、動くス
ピンが不動のスピンより一層明るくなる様な表示を発生
することが出来る。心臓血管系を通る血液の動きが主な
動きであるから、血管造影図は実質的には視野の中にあ
る心臓血管トリーの像になる。
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 Ｇ０１Ｒ 33/28 8825−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３１２ 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｙ (56)参考文献 特開 平４−288143（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−200247（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−40540（ＪＰ，Ａ)

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】不所望の移相に対する感度を減少して血管
    造影図を作るNMR装置に於て、関心のある領域に分極磁
    界を印加する手段と、関心のある領域に磁界勾配を印加
    する手段と、関心のある領域にRF励振磁界を印加する手
    段と、関心のある領域内にある励振されたスピンによっ
    て発生されたNMR信号を収集する手段と、第１の動き符
    号化磁界勾配を用いると共に収集されたNMR信号を第１
    のｋ−空間NMRデータ集合（Z1）として記憶する第１の
    走査を実行する手段と、第２の動き符号化磁界勾配を用
    い且つ収集されたNMR信号を第２のｋ−空間NMRデータ集
    合（Z2）として記憶する第２の走査を実行する手段と、
    ｋ−空間NMRデータ集合（Z1）及び（Z2）から補正済み
    複素数差NMRデータ集合を発生する手段と、その中の画
    素の輝度が複素数差NMRデータ集合にある値によって決
    定される様な像を発生する手段とを有するNMR装置。
  2. 【請求項２】補正済み複素数差NMRデータ集合を発生す
    る手段が、第１のｋ−空間NMRデータ集合（Z1）にフー
    リエ変換を実施することによって第１の像領域のNMRデ
    ータ集合（M1）を発生する手段と、第２のｋ−空間NMR
    データ集合（Z2）にフーリエ変換を実施することによっ
    て第２の像領域のNMRデータ集合（M2）を発生する手段
    と、第１及び第２の像領域のNMRデータ集合（M1）及び
    （M2）にある対応する要素の値から、その中の各々の要
    素の値を計算する位相差配列（φ）を計算する手段と、
    その中の各々の要素の値が、前記位相差配列（φ）にあ
    る対応する要素の値から計算される様な補正済みの位相
    差配列（φcor）を計算する手段と、その中の各々の要
    素（Ｄ）が前記第１及び第２の像領域のNMRデータ集合M
    1及びM2と補正済み位相差配列（φcor）とから下記の式 Ｄ＝（|M1|2＋|M2|2−2|M1||M2|cosφcor）1/2 に従って計算される様な複素数差NMRデータ集合を計算
    する手段とを有する請求項１記載のNMR装置。
  3. 【請求項３】第１及び第２の動き符号化磁界勾配が３つ
    の運動軸線の各々に沿って別々に印加され、更にNMR装
    置が、３つの運動軸線の各々に対する複素差数NMRデー
    タ集合（Dx）、（Dy）及び（Dz）を計算する手段を含
    み、前記像を発生する手段が、３つの複素数差NMRデー
    タ集合（Dx）、（Dy）及び（Dz）の対応する要素からの
    データを組合せて、像の画素の輝度を決定する請求項２
    記載のNMR装置。
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