JPH07108288B2 - Ｎｍｒイメ−ジング方法 - Google Patents
Ｎｍｒイメ−ジング方法Info
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- JPH07108288B2 JPH07108288B2 JP60026241A JP2624185A JPH07108288B2 JP H07108288 B2 JPH07108288 B2 JP H07108288B2 JP 60026241 A JP60026241 A JP 60026241A JP 2624185 A JP2624185 A JP 2624185A JP H07108288 B2 JPH07108288 B2 JP H07108288B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance、
以下NMRと呼ぶ）現象を利用した体内断層撮影装置に関
するもので、医学診断に使用する。
以下NMRと呼ぶ）現象を利用した体内断層撮影装置に関
するもので、医学診断に使用する。
NMRイメージングは、Lauterberによって、1973年に提案
されて以来、その拡張、変形のイメージング手法が発表
されている。画像として得られる情報は、プロトンスピ
ン密度、緩和時間T1T2値、もしくは、緩和時間でスピン
密度を変化させた像である。これらの画像により、形態
学的情報のみならず、機能的情報や生化学的情報が得ら
れ、悪性腫瘍診断、エネルギ代謝診断への期待が高まっ
ている。
されて以来、その拡張、変形のイメージング手法が発表
されている。画像として得られる情報は、プロトンスピ
ン密度、緩和時間T1T2値、もしくは、緩和時間でスピン
密度を変化させた像である。これらの画像により、形態
学的情報のみならず、機能的情報や生化学的情報が得ら
れ、悪性腫瘍診断、エネルギ代謝診断への期待が高まっ
ている。
また、NMR画像より血流情報を得ることも可能エレ・イ
ー・クロックス他「NMRイメージングによる大脳と血管
の異常の視覚化。コントラストに関するイメージングパ
ラメータの効果」ラジオロジィ（L.E.Crooks et al.:
“Visuali−zation of Cerebral and Vascular Abnorma
lities by NMR Imaging.The Effects of Imaging Param
eters on Contrast",Radiology 144:843−852）。NMR
イメージングでは、人体の特定スライス面内の水素原子
核のみ励起させ、そこから放出される電磁波を観測する
が、血流部分では励起させた原子が、スライス面から流
出し、信号強度が減少する。上記文献はこの性質を利用
して血流速度を知るものである。
ー・クロックス他「NMRイメージングによる大脳と血管
の異常の視覚化。コントラストに関するイメージングパ
ラメータの効果」ラジオロジィ（L.E.Crooks et al.:
“Visuali−zation of Cerebral and Vascular Abnorma
lities by NMR Imaging.The Effects of Imaging Param
eters on Contrast",Radiology 144:843−852）。NMR
イメージングでは、人体の特定スライス面内の水素原子
核のみ励起させ、そこから放出される電磁波を観測する
が、血流部分では励起させた原子が、スライス面から流
出し、信号強度が減少する。上記文献はこの性質を利用
して血流速度を知るものである。
この方法には次の欠点があった。
血流部分を医師が指示する必要がある。
血流速度と信号強度が１対１の関係にない。
血流の向きがわからない。
まず、の問題は、血流部分も特定の信号強度（濃度）
を持つが、流速により、その濃度が変化する。しかもそ
の濃度範囲は、他の部位の濃度範囲と重なっている。従
って、血流部分がどこであるかは、濃度だけからでは、
判断できない。医師が、知りたい血流部分を、画像を見
て指示してやる必要がある。
を持つが、流速により、その濃度が変化する。しかもそ
の濃度範囲は、他の部位の濃度範囲と重なっている。従
って、血流部分がどこであるかは、濃度だけからでは、
判断できない。医師が、知りたい血流部分を、画像を見
て指示してやる必要がある。
このことは、血流速度の自動計測が不可能であることを
意味するばかりでなく、医師や患者によって指示する範
囲や部位が変化し、再現性に乏しくなる可能性があり、
時系列的な観測に不都合を生じる。
意味するばかりでなく、医師や患者によって指示する範
囲や部位が変化し、再現性に乏しくなる可能性があり、
時系列的な観測に不都合を生じる。
の問題は、の問題よりさらに精度に影響してくるの
で重要な問題である。血流部分では、先に述べた通り、
濃度が変化するが、正確には、一度、濃度が上昇した
後、減少する。実験例を、第１図に示す（上記文献参
照）。このような現象が生じるのは、次の理由による。
で重要な問題である。血流部分では、先に述べた通り、
濃度が変化するが、正確には、一度、濃度が上昇した
後、減少する。実験例を、第１図に示す（上記文献参
照）。このような現象が生じるのは、次の理由による。
NMRイメージングでは、水素原子核を励起させ、そこか
ら放出される電磁波を観測する。この操作は通常数百回
行なわれる。観測は、一度励起させた原子核が正常に戻
った後に行うのが、望ましいが、観測時間の増大につな
がるため、適当な時間間隔で観測を続行する。従って、
原子核が、正常な状態に戻る前に、観測することにな
り、これが信号強度の劣化現象として現われる。
ら放出される電磁波を観測する。この操作は通常数百回
行なわれる。観測は、一度励起させた原子核が正常に戻
った後に行うのが、望ましいが、観測時間の増大につな
がるため、適当な時間間隔で観測を続行する。従って、
原子核が、正常な状態に戻る前に、観測することにな
り、これが信号強度の劣化現象として現われる。
ところが、血流部分では、励起された原子核がスライス
面から流出する一方、前回の観測時に、励起されなかっ
た新鮮な原子核が流入してくる。血流速度が小さい範囲
では、流出による濃度低下よりも、流入による濃度増加
がまさって、一度濃度は増加する。ある速度をすぎる
と、原子核流出の影響が大となり、単調に濃度は減少す
る。
面から流出する一方、前回の観測時に、励起されなかっ
た新鮮な原子核が流入してくる。血流速度が小さい範囲
では、流出による濃度低下よりも、流入による濃度増加
がまさって、一度濃度は増加する。ある速度をすぎる
と、原子核流出の影響が大となり、単調に濃度は減少す
る。
従って、第１図に示す通りの曲線となるが、図を見て明
らかな通り、異なる速度において同一の濃度を示す。す
なわち、速度と濃度（信号強度）は１対１の関係にな
い。また、低速領域では、濃度の変化は、わずかであ
り、センシティビティも悪い。
らかな通り、異なる速度において同一の濃度を示す。す
なわち、速度と濃度（信号強度）は１対１の関係にな
い。また、低速領域では、濃度の変化は、わずかであ
り、センシティビティも悪い。
最後のの問題は、信号強度の減少にのみ着目している
ので血流にの向きに関する情報もまったく得られない。
ので血流にの向きに関する情報もまったく得られない。
以上のように、従来法には、数多くの問題点があり、実
用上の障害となっていた。
用上の障害となっていた。
本発明は、NMR信号計測に際し混入する位相歪を除去
し、もって検査対象の血流に起因する位相変化のみを反
映する画像を得ることができるイメージング方法を提供
することを目的とする。
し、もって検査対象の血流に起因する位相変化のみを反
映する画像を得ることができるイメージング方法を提供
することを目的とする。
本発明は、検査装置の所定空間の核スピンを励起してそ
のスピンエコーを生じさせ、上記スピンエコーの計測に
先立ち第１の方向に位置に応じた位相情報を付与する傾
斜磁場を発生し、次に第２の方向の傾斜磁場を発生した
状態で上記スピンエコーをサンプリング計測するパルス
シーケンスを用い、上記第１の方向の傾斜磁場の強度を
順次変化させながら上記パルスシーケンス繰り返し実行
することにより、映像化する画像の周波数成分に相当す
るNMR信号を計測し、計測した信号に基づいて画像再生
処理をし、その結果を画像表示するNMRイメージング方
法において、上記画像再生処理は、 １）計測した全NMR信号中のうち、上記第１の方向の傾
斜磁場がゼロであるパルスシーケンスで計測した一連の
計測信号をフーリエ変換してサンプリングの時間原点ず
れに起因する上記第２方向の位置に依存する位相の傾き
を含む投影画像信号を得ること、 ２）上記投影画像信号の複数のデータを選択して上記位
相の傾きを推定すること、及び ３）上記計測した全NMR信号を２次元フーリエ変換して
得る２次元複素画像の各データに対し上記推定した位相
の傾きを補正する処理を実行すること、 との処理を含むことをNMRイメージング方法に特徴を有
する。
のスピンエコーを生じさせ、上記スピンエコーの計測に
先立ち第１の方向に位置に応じた位相情報を付与する傾
斜磁場を発生し、次に第２の方向の傾斜磁場を発生した
状態で上記スピンエコーをサンプリング計測するパルス
シーケンスを用い、上記第１の方向の傾斜磁場の強度を
順次変化させながら上記パルスシーケンス繰り返し実行
することにより、映像化する画像の周波数成分に相当す
るNMR信号を計測し、計測した信号に基づいて画像再生
処理をし、その結果を画像表示するNMRイメージング方
法において、上記画像再生処理は、 １）計測した全NMR信号中のうち、上記第１の方向の傾
斜磁場がゼロであるパルスシーケンスで計測した一連の
計測信号をフーリエ変換してサンプリングの時間原点ず
れに起因する上記第２方向の位置に依存する位相の傾き
を含む投影画像信号を得ること、 ２）上記投影画像信号の複数のデータを選択して上記位
相の傾きを推定すること、及び ３）上記計測した全NMR信号を２次元フーリエ変換して
得る２次元複素画像の各データに対し上記推定した位相
の傾きを補正する処理を実行すること、 との処理を含むことをNMRイメージング方法に特徴を有
する。
従来のNMR画像との関係は次の通りである。
NMR画像の画素値をｆ（x,y）（複素数）とすると、次の
極形式で表わされる。
極形式で表わされる。
ｆ（x,y）＝|f（x,y）|eｉθ（x,y） （１） この画素値の位相θ（x,y）にはNMR信号計測に際し混入
する位相歪が含まれるため、一般にNMR画像は、スピン
密度像であれ、緩和時間エンハンス像であれ、|f（x,
y）｜を指定していた。それに対し、本発明では、この
位相歪、とくにサンプリングの時間原点ずれに起因する
線形の位相歪を補正するので、補正後の画像データの位
相分布は、主に検査対象内の血流による位相分布とな
る。よって、絶対値に代えて位相そのものを表示濃度と
する位相マップを表示しても、あるいは信号値を表示濃
度とし、信号位相により色を区分して表示しても血流分
布を反映する画像となる。
する位相歪が含まれるため、一般にNMR画像は、スピン
密度像であれ、緩和時間エンハンス像であれ、|f（x,
y）｜を指定していた。それに対し、本発明では、この
位相歪、とくにサンプリングの時間原点ずれに起因する
線形の位相歪を補正するので、補正後の画像データの位
相分布は、主に検査対象内の血流による位相分布とな
る。よって、絶対値に代えて位相そのものを表示濃度と
する位相マップを表示しても、あるいは信号値を表示濃
度とし、信号位相により色を区分して表示しても血流分
布を反映する画像となる。
さらに、計測信号全体に一様なオフセット位相歪が問題
となる場合は、上記第１の方向の傾斜磁場がゼロである
パルスシーケンスで計測した一連の計測信号のうちのサ
ンプリング時間原点の計測信号データの位相角を検出
し、この位相角の分だけ全計測信号データを補正すれば
良い。
となる場合は、上記第１の方向の傾斜磁場がゼロである
パルスシーケンスで計測した一連の計測信号のうちのサ
ンプリング時間原点の計測信号データの位相角を検出
し、この位相角の分だけ全計測信号データを補正すれば
良い。
以下、本発明の実施例を第２図〜第６図により具体的に
説明する。第２図は、本発明を適用したNMRイメージン
グ装置のブロック構成図である。第２図において、被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201にも
とづき、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生さ
せる高周波パルスの送信器202、NMR信号の共鳴周波数を
決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコントロールで
きる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203、磁場
制御部203から出力されたコントロール信号に基づいて
計測に必要な磁場を発生させるための磁場駆動部204、
被検体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信
器205とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信号を
もとに画像再構成を行う処理装置206による処理結果の
画像をCRTディスプレイ207に表示する。
説明する。第２図は、本発明を適用したNMRイメージン
グ装置のブロック構成図である。第２図において、被検
体からNMR信号を検出するために発生させる各種パルス
及び磁場をコントロールするシーケンス制御部201にも
とづき、被検体の特定の核種を共鳴させるために発生さ
せる高周波パルスの送信器202、NMR信号の共鳴周波数を
決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコントロールで
きる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203、磁場
制御部203から出力されたコントロール信号に基づいて
計測に必要な磁場を発生させるための磁場駆動部204、
被検体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う受信
器205とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信号を
もとに画像再構成を行う処理装置206による処理結果の
画像をCRTディスプレイ207に表示する。
以上の構成における本発明の実施方法を、第３図〜第７
図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明にもとづ
く血流部分表示の処理手順を示すフローチャートであ
る。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンス
で、二次元フーリエ変換法を用いて画像を再構成する例
について述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像
を再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。第４図
に、二次元フーリエ変換法のパルスシーケンスを示す。
図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明にもとづ
く血流部分表示の処理手順を示すフローチャートであ
る。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンス
で、二次元フーリエ変換法を用いて画像を再構成する例
について述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像
を再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。第４図
に、二次元フーリエ変換法のパルスシーケンスを示す。
ステップ301:第４図のパルスシーケンスに従ってNMR信
号407を256回計測する。すなわち、 送信器202より、傾斜磁場（Gz）402印加時に特定のス
ライスを選択できる周波数成分を含む高周波パルス（90
゜パルス）401を照射する。このパルスにより、特定の
スライス内の核スピンだけが、90゜倒れる。
号407を256回計測する。すなわち、 送信器202より、傾斜磁場（Gz）402印加時に特定のス
ライスを選択できる周波数成分を含む高周波パルス（90
゜パルス）401を照射する。このパルスにより、特定の
スライス内の核スピンだけが、90゜倒れる。
スピンエコーを発生させるためにτ１時間後に送信器
202より180゜パルス404を印加するが、この際にも、傾
斜磁場（Gz）402を磁場駆動部204より印加し、90゜パル
ス印加時と同一のスライスを選択する。なお、このτ１
時間内にｘ方向に傾斜磁場（Gx）403を磁場駆動部204よ
りτ２時間だけ印加する。τ２時間は、ちようどNMR信
号407の観測時間τ０の半分であり、NMR信号のサンプリ
ング原点の位置合せのために印加する。
202より180゜パルス404を印加するが、この際にも、傾
斜磁場（Gz）402を磁場駆動部204より印加し、90゜パル
ス印加時と同一のスライスを選択する。なお、このτ１
時間内にｘ方向に傾斜磁場（Gx）403を磁場駆動部204よ
りτ２時間だけ印加する。τ２時間は、ちようどNMR信
号407の観測時間τ０の半分であり、NMR信号のサンプリ
ング原点の位置合せのために印加する。
180゜パルス404により、スライス内のスピンは、180゜
反転させられる。
反転させられる。
180゜パルス404からτ１時間後に観測されるNMR信号4
07が発生する間に、ｙ方向の傾斜磁場（Gy）406を印加
する。これは観測信号に、位置に応じた位相情報を付加
するためであり、繰り返し観測する際に、Gyの強度を順
次変化させる。
07が発生する間に、ｙ方向の傾斜磁場（Gy）406を印加
する。これは観測信号に、位置に応じた位相情報を付加
するためであり、繰り返し観測する際に、Gyの強度を順
次変化させる。
180゜パルス404から（τ１−τ２）時間後にｘ方向の
傾斜磁場408を印加し始め、受信器205を通じて、NMR信
号407を観測する。観測された信号は、直交検波された
後、処理装置206に送られる。
傾斜磁場408を印加し始め、受信器205を通じて、NMR信
号407を観測する。観測された信号は、直交検波された
後、処理装置206に送られる。
上記手順の内、傾斜磁場Gx,Gy,Gzの制御は、磁場制御部
203にて行う。
203にて行う。
ステップ302:直交検波後得られた信号は、様々な要因で
歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪は、 NMR信号のサンプリング時間の原点ずれ 検出系特性 磁場不均一性 の３点である。これらの歪補正を行いながら、２次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。
歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪は、 NMR信号のサンプリング時間の原点ずれ 検出系特性 磁場不均一性 の３点である。これらの歪補正を行いながら、２次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。
ステップ303:前ステップ302で得られるNMR画像は、次式
で示す複素信号となる。
で示す複素信号となる。
ｆ（x,y）＝fR（x,y）＋ifI（x,y） （２） 撮影対象に血流等の動きのある部分を含まない場合に
は、歪補正処理をステップ302で行った後は、虚部f
I（x,y）成分は零である。従って となっている。ところで、前に述べた通り、撮影対象に
血流等の動きのある部分を含む場合には、その速度に比
例した位相回りを生じる。従って、虚部にも値が入り、
その時の位相θ（x,y）は、 で求められる。これを位相図と呼ぶことにする。
は、歪補正処理をステップ302で行った後は、虚部f
I（x,y）成分は零である。従って となっている。ところで、前に述べた通り、撮影対象に
血流等の動きのある部分を含む場合には、その速度に比
例した位相回りを生じる。従って、虚部にも値が入り、
その時の位相θ（x,y）は、 で求められる。これを位相図と呼ぶことにする。
ステップ304:前ステップ303で得られた位相図を濃淡画
像としてそのまま、CRTディプレィ207に表示する。この
時、静止領域は、中間濃度で表わされ、血流のように動
きのある領域では、血流の向きに応じて黒っぽく、又は
白っぽく表示される。例えば、動きに関する情報に、色
の３原色（R,G,B）の内の１色あるいは２色を割当て、
強度情報の実部に残りの色を割当てることにより、血流
等の動きのある部分に他と異なる色をつけて表示でき
る。
像としてそのまま、CRTディプレィ207に表示する。この
時、静止領域は、中間濃度で表わされ、血流のように動
きのある領域では、血流の向きに応じて黒っぽく、又は
白っぽく表示される。例えば、動きに関する情報に、色
の３原色（R,G,B）の内の１色あるいは２色を割当て、
強度情報の実部に残りの色を割当てることにより、血流
等の動きのある部分に他と異なる色をつけて表示でき
る。
また、位相図を絶対値として表示すると、動きのない領
域は、黒く、動きのある領域は白く表示される。
域は、黒く、動きのある領域は白く表示される。
さらに、例えば、位相情報のかわりに強度情報の実部
に、色の３原色（R,G,B）の内の１色あるいは２色を割
当て、強度情報の絶対値に残りの色を割当てることによ
り、血流等の動きのある部分のみに色をつけて表示する
ことが可能になる。
に、色の３原色（R,G,B）の内の１色あるいは２色を割
当て、強度情報の絶対値に残りの色を割当てることによ
り、血流等の動きのある部分のみに色をつけて表示する
ことが可能になる。
その他、擬似カラー表示を行うことにより、動いている
部分を向きを含めて一目瞭然に表示することも可能であ
る。
部分を向きを含めて一目瞭然に表示することも可能であ
る。
以上、歪処理を除く一般的な処理手順について述べた。
歪のない理想的な場合には、上記手順で充分であるが、
計測信号に歪を含む場合には、その補正処理を含んだ再
構成処理が必要となる。その処理手順のフローチャート
を第５図に示す。
歪のない理想的な場合には、上記手順で充分であるが、
計測信号に歪を含む場合には、その補正処理を含んだ再
構成処理が必要となる。その処理手順のフローチャート
を第５図に示す。
ステップ501:受信器205によって観測されたNMR信号407
の時間軸原点は、本来、90゜パルスから２τ１時間後に
なるはずであるが、傾斜磁場の立上り特性等の原因によ
り、わずかにずれてくる。傾斜磁場（Gy）406を印加し
ない時の計測データが、実部が偶関数、虚部が希関数に
なるという性質を利用して、その時間ずれを検出し、時
間ずれに起因する直線的位相歪の位相の傾きを推定す
る。なお、このステップ501にて推定値を用いて直線的
位相歪の補正をしても良いが、実施例では２次元フーリ
エ変換後の画像データに補正を加える方法を取るため、
補正そのものは第５図のステップ504で実行する。推定
方法の詳細は後で述べる。
の時間軸原点は、本来、90゜パルスから２τ１時間後に
なるはずであるが、傾斜磁場の立上り特性等の原因によ
り、わずかにずれてくる。傾斜磁場（Gy）406を印加し
ない時の計測データが、実部が偶関数、虚部が希関数に
なるという性質を利用して、その時間ずれを検出し、時
間ずれに起因する直線的位相歪の位相の傾きを推定す
る。なお、このステップ501にて推定値を用いて直線的
位相歪の補正をしても良いが、実施例では２次元フーリ
エ変換後の画像データに補正を加える方法を取るため、
補正そのものは第５図のステップ504で実行する。推定
方法の詳細は後で述べる。
ステップ502:前記ステップ501で補正したNMRデータの原
点に着目する。観測信号と検波信号の位相があっていれ
ば、傾斜磁場（Gx）409を印加しない時の計測データの
原点は、実部の値が正、虚部の値が零となっている、し
かし一般には、検出系の特性により位相が変化しており
この条件を満たしていない。従って下記の式に基づい
て、算出角度を求める。
点に着目する。観測信号と検波信号の位相があっていれ
ば、傾斜磁場（Gx）409を印加しない時の計測データの
原点は、実部の値が正、虚部の値が零となっている、し
かし一般には、検出系の特性により位相が変化しており
この条件を満たしていない。従って下記の式に基づい
て、算出角度を求める。
θ＝sgn（gI（O,O））arc cos（δ） ここで、 ０≦cos-1（δ）＜π で、ｇ（0,0）は、Gy＝０の時のｔ＝０の値。得られた
角度θを用いて、全観測データに対して次式の補正を行
う。
角度θを用いて、全観測データに対して次式の補正を行
う。
ステップ503:前ステップ502で得られ観測データを用い
て、２次元フーリエ変換を行う。すなわち この結果が、NMR画像となる。
て、２次元フーリエ変換を行う。すなわち この結果が、NMR画像となる。
ステップ504:先に推定した位相の傾きを用いて、画像デ
ータの直線位相歪の補正をおこなう。更に必要であれ
ば、磁場の不均一により生じる位相歪の補正を行う。磁
場の不均一による位相歪の補正を先に説明する。不均一
磁場をＥ（x,y）とすると、その時に、再構成される画
像（x,y）と、Ｅ（x,y）＝０の時の画像ｆ（x,y）の
間には、次の関係がある。
ータの直線位相歪の補正をおこなう。更に必要であれ
ば、磁場の不均一により生じる位相歪の補正を行う。磁
場の不均一による位相歪の補正を先に説明する。不均一
磁場をＥ（x,y）とすると、その時に、再構成される画
像（x,y）と、Ｅ（x,y）＝０の時の画像ｆ（x,y）の
間には、次の関係がある。
ここで、γ：核磁気回転比 t:不均一磁場下の時間 従って ２πγＥ（x,y）ｔの位相回り の補正を行ってやればよい。この補正は、Ｅ（x,y）が
既知であれば容易に実施できる。詳細はつぎの文献を参
照のこと。「直接フーリエNMRイメージングにおける磁
場不均一性の影響からの画像復元」フィジィックス イ
ン メディスン エンド バイオロジィ（“Image rest
oration from non−uniform magnetic field influence
for direct Fourier NMR imaging,"Phys.Med.Biol.19
84,Vol.29,No.1,15−24） なお、上記ステップ501における原点ずれを検出した後
の補正を行う方法には、３種類ある。
既知であれば容易に実施できる。詳細はつぎの文献を参
照のこと。「直接フーリエNMRイメージングにおける磁
場不均一性の影響からの画像復元」フィジィックス イ
ン メディスン エンド バイオロジィ（“Image rest
oration from non−uniform magnetic field influence
for direct Fourier NMR imaging,"Phys.Med.Biol.19
84,Vol.29,No.1,15−24） なお、上記ステップ501における原点ずれを検出した後
の補正を行う方法には、３種類ある。
計測データを１次元フーリエ変換したのち、周波数に
比例した位相補正を行い。逆フーリエ変換でもどす。
比例した位相補正を行い。逆フーリエ変換でもどす。
計測データをsinc関数でリサンプリングする。
再構成画像のｘ方向の位置に比例した位相補正を行
う。
う。
いずれの方法でも、等価な結果が得られるが、計算時間
の観点から、がもっとも適している。そこで、本実施
例では第５図のステップ504で以下の補正を行う。位置
に依存して、位相は直線的に変化する。その傾きをαと
すると、次式に基づいて、画像に対して補正を施す。
の観点から、がもっとも適している。そこで、本実施
例では第５図のステップ504で以下の補正を行う。位置
に依存して、位相は直線的に変化する。その傾きをαと
すると、次式に基づいて、画像に対して補正を施す。
ここで、（x,y）＝Ｒ（x,y）＋ｉＩ（x,y）は、
補正後画像である。
補正後画像である。
以上、歪補正処理手順について述べた。以下、ステップ
501における原点ずれの補正処理に起因する位相の傾き
の推定処理の詳細手順について、第６図のフローチャー
トを用いて説明する。処理の対象となるデータは、傾斜
磁場Gxを印加しない時の計測データｇ（0,t）である。
以後、簡単のためｇ（ｔ）と書く。これを真の信号とす
ると、実際に観測される信号は、時間α１だけずれてい
る。すなわち、ｇ（ｔ−α１）と表現される。
501における原点ずれの補正処理に起因する位相の傾き
の推定処理の詳細手順について、第６図のフローチャー
トを用いて説明する。処理の対象となるデータは、傾斜
磁場Gxを印加しない時の計測データｇ（0,t）である。
以後、簡単のためｇ（ｔ）と書く。これを真の信号とす
ると、実際に観測される信号は、時間α１だけずれてい
る。すなわち、ｇ（ｔ−α１）と表現される。
ステップ601:信号強度がピーク値を持つサンプル点を、
原点位置に持っていく。この処理で、原点位置ずれは、
１サンプル点以下となる。この処理により、信号は、ｇ
（ｔ−α）（α＜サンプル間隔）となる。
原点位置に持っていく。この処理で、原点位置ずれは、
１サンプル点以下となる。この処理により、信号は、ｇ
（ｔ−α）（α＜サンプル間隔）となる。
ステップ602:g（ｔ−α）をフーリエ変換する。すなわ
ち Ｆ〔ｇ（ｔ−α）〕＝Ｇ（ｘ）ｅ−ｉαｘ＝（ｘ）
（11） ここで、Ｆ〔ｇ（ｔ）〕＝Ｇ（ｘ） となる。ｇ（ｔ）の性質より、Ｇ（ｘ）は、実数値であ
る。
ち Ｆ〔ｇ（ｔ−α）〕＝Ｇ（ｘ）ｅ−ｉαｘ＝（ｘ）
（11） ここで、Ｆ〔ｇ（ｔ）〕＝Ｇ（ｘ） となる。ｇ（ｔ）の性質より、Ｇ（ｘ）は、実数値であ
る。
ステップ603:（11）式のｘのサンプル点毎に、 を求める。通常ノイズが重畳しているので、観測位相β
（xi）は、 β（xi）＝−αxi＋ni （13） ここで、niはノイズ となる。β（xi）の値の信頼度は、振幅Ｇ（xi）の大き
さにほぼ比例すると考えられるので、Ｇ（xi）の大きさ
が、ある値以上のサンプル点xiのみ選択する。
（xi）は、 β（xi）＝−αxi＋ni （13） ここで、niはノイズ となる。β（xi）の値の信頼度は、振幅Ｇ（xi）の大き
さにほぼ比例すると考えられるので、Ｇ（xi）の大きさ
が、ある値以上のサンプル点xiのみ選択する。
ステップ604:前ステップ603で選択したxiに関して、位
相角度β（xi）を次式に基づき求める。
相角度β（xi）を次式に基づき求める。
ここで（ｘ）＝Ｒ（ｘ）＋ｉＩ（ｘ） ステップ605:最小二乗推定により、傾きαを推定する。
すなわち、 で、αを算出する。
すなわち、 で、αを算出する。
以上、２次元フーリエ変換法について述べたが、投影再
構成法についても同様に可能である。
構成法についても同様に可能である。
本発明によれば、NMR画像信号データに混入する主要な
位相歪を除去することがる。したがって、検査対象の血
流に起因する位相の変化を正しく反映する画像を得るこ
とができる。
位相歪を除去することがる。したがって、検査対象の血
流に起因する位相の変化を正しく反映する画像を得るこ
とができる。
第１図は、血流速度と従来のNMRイメージングにおける
濃度の関係の一例を示す図、第２図は本発明を適用した
NMRイメージング装置の一実施例を示すブロック構成
図、第３図は計測信号に歪を含まない理想状態下におけ
る本発明の処理手順を示したフローチャート、第４図は
本発明を実施するための撮影手順であるパルスシーケン
スの一例を示す図、第５図は計測信号に歪が含まれてい
る場合の、その補正処理手順を示すフローチャート、第
６図は歪補正の中の原点位置ずれ量算出処理手順を示す
フローチャートである。
濃度の関係の一例を示す図、第２図は本発明を適用した
NMRイメージング装置の一実施例を示すブロック構成
図、第３図は計測信号に歪を含まない理想状態下におけ
る本発明の処理手順を示したフローチャート、第４図は
本発明を実施するための撮影手順であるパルスシーケン
スの一例を示す図、第５図は計測信号に歪が含まれてい
る場合の、その補正処理手順を示すフローチャート、第
６図は歪補正の中の原点位置ずれ量算出処理手順を示す
フローチャートである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０６Ｔ 1/00 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５２０ Ｙ Ｇ０６Ｆ 15/62 ３９０ Ｃ
Claims (4)
- 【請求項１】検査装置の所定空間の核スピンを励起して
そのスピンエコーを生じさせ、上記スピンエコーの計測
に先立ち第１の方向に位置に応じた位相情報を付与する
傾斜磁場を発生し、次に第２の方向の傾斜磁場を発生し
た状態で上記スピンエコーをサンプリング計測するパル
スシーケンスを用い、上記第１の方向の傾斜磁場の強度
を順次変化させながら上記パルスシーケンス繰り返し実
行することにより、映像化する画像の周波数成分に相当
するNMR信号を計測し、計測した信号に基づいて画像再
生処理をし、その結果を画像表示するNMRイメージング
方法において、上記画像再生処理は、 １）計測した全NMR信号中のうち、上記第１の方向の傾
斜磁場がゼロであるパルスシーケンスで計測した一連の
計測信号をフーリエ変換してサンプリングの時間原点ず
れに起因する上記第２方向の位置に依存する位相の傾き
を含む投影画像信号を得ること、 ２）上記投影画像信号の複数のデータを選択して上記位
相の傾きを推定すること、及び ３）上記計測した全NMR信号を２次元フーリエ変換して
得る２次元複素画像の各データに対し上記推定した位相
の傾きを補正する処理を実行すること、 との処理を含むことを特徴とするNMRイメージング方
法。 - 【請求項２】上記画像再生処理は、上記３）の処理に先
立ち、上記第１の傾斜磁場がゼロであるパルスシーケン
スで計測した一連の計測信号のうちのサンプリング時間
原点の計測信号データの実部、虚部から該計測信号デー
タの位相角度を求めること、及び上記位相角度を検出系
の特性によるオフセット位相歪と見做し、上記計測した
全NMR信号のそれぞれのデータを上記位相角度だけ補正
することとの処理を更に含むことを特徴とする特許請求
の範囲第１項に記載のNMRイメージング方法。 - 【請求項３】上記位相の傾きを推定する処理は上記投影
画像信号の複数のデータから最小二乗法により位相の傾
きを推定することを特徴とする特許請求の範囲第１項に
記載のNMRイメージング方法。 - 【請求項４】位相の傾きを補正する処理を実行した２次
元複素画像から映像対象の位相マップ像を作成すること
を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載のNMRイメー
ジング方法。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60026241A JPH07108288B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | Ｎｍｒイメ−ジング方法 |
| GB8603238A GB2173003B (en) | 1985-02-15 | 1986-02-10 | A method of nuclear magnetic resonance imaging |
| DE19863604514 DE3604514A1 (de) | 1985-02-15 | 1986-02-13 | Abbildungsverfahren mit hilfe magnetischer kernresonanz und vorrichtung zu dessen durchfuehrung |
| US07/133,069 US4870362A (en) | 1985-02-15 | 1987-12-15 | Nuclear magnetic resonance imaging method and apparatus |
| US07/412,219 US5014007A (en) | 1985-02-15 | 1989-09-25 | Nuclear magnetic resonance imaging method and apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60026241A JPH07108288B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | Ｎｍｒイメ−ジング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61187850A JPS61187850A (ja) | 1986-08-21 |
| JPH07108288B2 true JPH07108288B2 (ja) | 1995-11-22 |
Family
ID=12187803
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60026241A Expired - Lifetime JPH07108288B2 (ja) | 1985-02-15 | 1985-02-15 | Ｎｍｒイメ−ジング方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4870362A (ja) |
| JP (1) | JPH07108288B2 (ja) |
| DE (1) | DE3604514A1 (ja) |
| GB (1) | GB2173003B (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4710717A (en) * | 1986-12-29 | 1987-12-01 | General Electric Company | Method for fast scan cine NMR imaging |
| NL8701642A (nl) * | 1987-07-13 | 1989-02-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij mr angiografie. |
| IL86231A (en) * | 1988-04-29 | 1991-07-18 | Elscint Ltd | Correction for eddy current caused phase degradation |
| JPH02159252A (ja) * | 1988-12-14 | 1990-06-19 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
| US10089729B2 (en) * | 2014-04-23 | 2018-10-02 | Toshiba Medical Systems Corporation | Merging magnetic resonance (MR) magnitude and phase images |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2079946B (en) * | 1980-03-14 | 1984-11-07 | Nat Res Dev | Nmr imaging method |
| US4409550A (en) * | 1981-05-15 | 1983-10-11 | President And Fellows Of Harvard College | NMR Sodium images |
| GB2127155B (en) * | 1982-09-17 | 1987-04-08 | Picker Int Ltd | Flow determination by nuclear magnetic resonance |
| US4516075A (en) * | 1983-01-04 | 1985-05-07 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR scanner with motion zeugmatography |
| US4570119A (en) * | 1983-11-15 | 1986-02-11 | General Electric Company | Method for visualization of in-plane fluid flow by proton NMR imaging |
| GB8331500D0 (en) * | 1983-11-25 | 1984-01-04 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance |
| AT386256B (de) * | 1984-07-02 | 1988-07-25 | Atlas Fahrzeugtechnik Gmbh | Anordnung zur erzeugung eines ausloeseimpulses fuer die zuendung einer brennkraftmaschine |
| US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
| US4625169A (en) * | 1984-08-10 | 1986-11-25 | The General Hospital Corporation | Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance |
| GB2164155B (en) * | 1984-08-10 | 1989-07-19 | Gen Hospital Corp | Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance |
| IL74942A (en) * | 1984-10-22 | 1988-11-30 | Univ Leland Stanford Junior | Flow measurement using nuclear magnetic resonance |
-
1985
- 1985-02-15 JP JP60026241A patent/JPH07108288B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-02-10 GB GB8603238A patent/GB2173003B/en not_active Expired
- 1986-02-13 DE DE19863604514 patent/DE3604514A1/de active Granted
-
1987
- 1987-12-15 US US07/133,069 patent/US4870362A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB2173003A (en) | 1986-10-01 |
| US4870362A (en) | 1989-09-26 |
| JPS61187850A (ja) | 1986-08-21 |
| DE3604514C2 (ja) | 1991-02-28 |
| GB2173003B (en) | 1989-11-22 |
| GB8603238D0 (en) | 1986-03-19 |
| DE3604514A1 (de) | 1986-08-21 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |