JPH0747023B2 - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は核磁気共鳴（以下、「NMR」という）を用いた
検査装置に関し、特にNMRイメージングにおいて、画質
劣化の原因となる静磁場の不均一および傾斜磁場の非直
線性の影響を完全に、独立に補正可能なNMRを用いた検
査装置に関する。

〔従来の技術〕

従来、人体の頭部，腹部などの内部構造を非破壊的に検
査する装置として、Ｘ線CTや超音波撮像装置が広く利用
されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行う試みが成功し、Ｘ線CTや超音波撮像装置では
得られない情報を取得できることが明らかになつて来
た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印加
し、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより
各部の共鳴周波数あるいはフエーズ・エンコード量を異
ならせることで位置の情報を得る方法がある。

その基本原理については、クーマー（Kumar）らがジヤ
ーナル・オブ・マグネテイツク・レゾナンス（J.Magnet
ic Resonance）18,69（1975）に、あるいはエデルシユ
タイン（Edelstein）らがフイズイツクス・イン・メデ
イスン・アンド・バイオロジー（Physics in Medicine
and Biology）25,751（1980）に報告しているのでここ
では省略する。

このようなイメージングにおいては、静磁場の不均一性
および傾斜磁場の非直線性は画質を劣化させる原因とな
つている。従来まで、静磁場の不均一性および傾斜磁場
の非直線性の影響については、これらの分布が知られて
いるならば補正可能であることが報告されている（セキ
ハラ（Sekihara）らによるフイズイツクス・イン・メデ
イスン・アンド・バイオロジー（Physics in Medicine
and Biology）29,15（1984）を参照のこと）。これらの
分布のうち、静磁場の不均一分布を測定する方法につい
ては、すでにモーズリイ（Maudsley）らがジヤーナル・
オブ・フイズイツクス・イ：サイエンテイフイツク・イ
ンスツルメント（J.Physics E:Scientific Instrumen
t）17,216（1984）に報告しているように、絵素単位の
分布までも求めることが可能である。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかし、従来技術では傾斜磁場の非直線性を、静磁場不
均一と分離して求める方法については配慮されておら
ず、その補正を正確に行なうことは困難であつた。

本発明はこのような欠点を鑑がみてなされたもので、そ
の目的は静磁場不均一と傾斜磁場の非直線性とを分離し
て検出し、それらのうちの少なくとも一方の影響を補正
可能にした検査装置を提供することを目的とする。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明の要点は、フーリエイメージング法を用いた検査
装置において、視野内における静磁場の不均一分布およ
び傾斜磁場の分布を求めるのに、極性あるいは大きさの
異なる２種類の傾斜磁場（分布は同じとする）を用いて
両者を分離して検出し、そのデータをもとに得られた画
像を補正するようにした点にある。

〔作用〕

これについて、以下、若干補足的説明を行なう。説明を
簡単にするために、２次元で後述する変形スピンワープ
法を例にとつて説明する。

ρ（x,y）を対象のスピン密度分布、Ｅ（x,y）を静磁場
の分布の基準量からのずれ、G_x，G_yを静磁場の分布の基
準量からのずれ、G_x，G_yをそれぞれｘ方向,y方向の傾斜
磁場の大きさとする。ここで、x,y方向の非直線的な傾
斜磁場をG_x（ｘ＋ε_ｘ（x,y）），G_y（ｙ＋ε_ｙ（x,
y））と表わす。このように表すと、G_x，G_yはコイルに
流れる電流に比例し、ε_ｘ（x,y），ε_ｙ（x,y）はコイ
ルの形状により決まる量となる。ここで、ε_ｘ（x,
y），ε_ｙ（x,y）は、それらの直線からずれた成分を表
わす。この時、計測された２次元信号Ｓ（G_x，t_y）は Ｓ（G_x，t_y）∬ρ（x,y）exp〔−ｊν｛t_x（ｘ＋ε
_ｘ（x,y））G_x＋（Ｅ（x,y）＋G_yε_ｙ（x,y）＋G_yｙ）t
_y｝〕d_xd_y （１） で表わされる。νは核磁気回転比である。ここで積分変
数を とすると、 Ｓ（G_x，t_y）∬ρ′（ｘ′,y′）exp〔−ｊν｛t_xｘ′G
_x＋t_yｙ′G_y）｝d_x′d_y′ （３） ここで、ρ（x,y）とρ′（ｘ′,y′）との間には次式
で示される関係が成立する。

ρ′（ｘ′,y′）＝ρ（x,y）/J（x,y） （４） ただし、Ｊ（x,y）は次式で与えられる。

（７）式、ε_ｘ,Eの変化が小さい時には と表わすことができる。

ところで、（２）式から分かるように、対象物体の分布
ρ（x,y）が静磁場の不均一Ｅ（x,y）と傾斜磁場の非直
線性ε_ｘ（x,y）とε_ｙ（x,y）との影響でρ′（ｘ′,
y′）に変化する場合、このままでは両者の影響を分離
することはできない。しかし、ここでG_yとして極性ある
いは大きさが異なる複数の傾斜磁場を用いることによ
り、両者の影響を分離できることを見い出した。例とし
て、２種類の磁場を用いたとしその磁場をG_y1，−G_y2と
する。

（２）式に対応する式として、 が得られる。

（８）式と（９）式を連立させて解けば、ε_ｘ（x,
y），ε_ｙ（x,y）,E（x,y）が求まることになる。例え
ば より次式が得られる。

この式を意味するところは、G_y1に対して得られる画像
の歪と−G_y1に対して得られる画像の歪とから、傾斜磁
場の非直線性ε_ｙがまず求まることができる。次に、同
じくｙ′−ｙ″よりＥ（x,y）が求まり、さらにｘ′−
ｘあるいはｘ″−ｘよりε_ｘ（x,y）が求められる。な
お、G_y1≠G_y2の場合には得られる画像の視野が異なるの
で、信号をサンプリングする時間間隔をG_y1と−G_y2とに
対して逆比例するようにして同じ視野となるようにする
か、あるいは、得られた画像を拡大あるいは縮小するこ
とにより視野を同じくすることが必要である。G_y1と＝G
_y2の場合には勿論このような操作は必要ない。

以上の説明においては、ｘとＸ′（Ｘ″）またはｙと
ｙ′（ｙ″）との対応関係が求められることを仮定し
た。これらの関係を求めるには、例えば第２図に示す所
定スピン密度を有する棒状の試料21を配列したフアント
ムを用い、G_y1で得た像（第３図のように、配列された
試料が22のように現れる）および−G_y2で得た像の対応
する点同志での位置関係を求めればよい。

ここで、同図中の丸印は試料の置かれた位置を示す。勿
論、丸印の部分だけ試料が抜けており、他の領域に試料
がつまつている場合でもよい。いずれにしても像の歪が
分かるフアントムであればかまわない。さて、ρ（x,
y）が像ρ′（ｘ′,y′）に対応することが分かれば、
ｘとｘ′,yとｙ′との対応関係が求められることにな
る。これを全てのx,yについて求めれば、視野内におけ
る前記対応関係が全て求まることになる。ｘとｘ″,yと
ｙ″についても全く同様に、G_yを−G_y2としてρ″
（ｘ″,y″）を求めればよい。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。

まず、２次元面をイメージングする場合を例にとつて、
変形スピンワープ法の原理と本発明を２次元変形スピン
ワープ法に適用した例について述べる。第４図は２次元
の変形スピンワープ法を実施するための照射パルスと、
x,y方向の傾斜磁場と核スピンからの信号のタイミング
を示すものである。ここでは、xy面に平行なある断面を
選択するものとしている。図においてRFは上記照射パル
スを、G_yおよびG_xはそれぞれｙおよびｘ方向の傾斜磁場
を示している。また、Ｓは核スピンからの信号を示して
いる。

まず、90°RFパルスを照射し、試料内の核スピンを90°
倒す。その直後に、上記傾斜磁場G_xを時間t_xだけ印加
し、次に180°RFパルスを照射する。信号の観測はG_yを
印加しながら行なう。

このような計測をｘ方向の傾斜磁場の大きさを変化させ
て行なつた結果得られる２次元信号Ｓ（G_x，t_y）は、前
記選択断面の核スピン分布ρ（x,y）との間に Ｓ（G_x，t_y）＝∬ρ（x,y）exp｛−ｊν（G_xｘt_x＋G_yyt
_y）｝d_xd_y （11） の関係がある。ただし、（11）式はG_x，G_yの傾斜が直線
的で静磁場が均一である場合にのみ成立するものであ
る。（11）式からも分かるように、選択断面の核スピン
分布ρ（x,y）はＳ（G_x，t_y）を２次元逆フーリエ変換
することにより求まる。以上が変形スピンワープ法の原
理である。

さて、もし視野内で静磁場が均一でなく、さらに傾斜磁
場に非直線性がある場合には、Ｓ（G_x，t_y）とρ（x,
y）の関係は（11）式ではなく、前記（１）式で表わさ
れる。そして、計測信号Ｓ（G_x，t_y）を２次元逆フーリ
エ変換して得られる画像は、ρ′（ｘ′,y′）であり、
これはもとの分布ρ（x,y）に（２）式に示される座標
変換をほどこしたものに等しい。すなわち点（x,y）に
おける核スピン分布ρ（x,y）に対応する画像濃度は、
再生画像においては（２）式で示される点（ｘ′,y′）
に再生されることになる。

本発明はこのことを利用し、ρ′（ｘ′,y′）からもと
の分布ρ（x,y）に対応した画像を得る場合に、（８）
式，（９）式，（10）式に示されるように、極性の異な
る傾斜磁場G_y1（x,y），−G_y2（x,y）を用いて、静磁場
の不均一Ｅ（x,y）と傾斜磁場の非直線性ε_ｘ（x,y），
ε_ｙ（x,y）とを分離して計測し、そのデータに基づい
て（８）式あるいは（９）式により、ρ（x,y）を得る
ものである。

ところで、実際にはρ（x,y）は離散点で求めるので、
画像をＮ×Ｎのマトリックスで計算するとして、ρ（x,
y）をρ（I,J）（Ｉ＝0,1,…Ｎ−1;J＝0,1,…Ｎ−１）
と表記する。また、画素点（I,J）上の静磁場の規準値
からのずれ、傾斜磁場の直線からのずれε_ｘ（x,y），
ε_ｙ（x,y）もそれぞれＥ（I,J），ε_ｘ（I,J），ε_ｙ
（I,J）と書く。G_y1における再生画像データρ′
（ｘ′,y′）も離散点で求まるのでρ′（Ｉ′,J′）と
表記する。さらにG_y2における再生画像データρ″
（ｘ″,y″）も離散点で求まるので、ρ″（Ｉ″,J″）
と表記する。

さて、画素点（I,J）における静磁場不均一および傾斜
磁場の非直線性を補正した後の、画素点（I,J）におけ
る値ρ（I,J）は再生画像において、 によつて計算される点（ξ，η）における画像濃度に等
しい。ところで点（ξ，η）は一般には再生像が計算さ
れている画素点（Ｉ′,J′）（Ｉ′0,1…Ｎ−1;J′＝0,
1,…Ｎ−１）とは一致しない。従つて、例えばρ′
（ξ′，η′）の値を（ξ′，η′）を囲む４点で補間
して求めることなどが考えられる。すなわち、 とする。ここで記号［ ］は、［ ］の中の値を越えな
い最大の整数を意味するものとする。（13）式の結果を
用いて ｇ＝（１−Δ_１）（１−Δ_２）ρ′（i,j）＋（１−Δ
_１）Δ_２ρ′（i,j＋１）＋Δ_１（１−Δ_１）ρ′（i,j
＋１）＋Δ_１Δ_２ρ′（ｉ＋1,j＋１） （14） を計算し、 ρ（I,J）＝ｇ （15） とする。補間誤差を無視すると、静磁場の不均一および
傾斜磁場の非直線性を補正した画像ρ（I,J）が得られ
ることになる。

第１図に本発明の一実施例である検査装置の構成図を示
す。図において、１は計算機、２は高周波パルス発生
器、３は電力増幅器、４は高周波磁場を発生させると同
時に対象物体16から生ずる信号を検出するためのコイ
ル、５は増幅器、６は検波器、７は信号処理装置であ
る。また、8,9および10はそれぞれｚ方向およびこれに
直角の方向の傾斜磁場を発生させるコイル、11,12,13は
それぞれ上記コイル8,9,10を駆動する電源部である。

計算機１は各装置に種々の命令を一定のタイミングで出
力する機能を有するものである。高周波パルス発生器２
の出力は電力増幅器３で増幅され、上記コイル４を励磁
する。該コイル４は前述の如く受信コイルを兼ねてお
り、受信された信号成分は増幅器５を通り検波器６で検
波後、計算機１に入力され信号処理後デイスプレイ７で
画像に変換される。

なお、静磁場の発生は電源15により駆動されるコイル14
で行う。検査対象物体である人体16はベツド17上に載置
され、上記ベツド17は支持台18上を移動可能なように構
成されている。

また、19,20は記憶装置（以下「メモリ」という）であ
る。メモリ19には補正前の前記画像ρ′（Ｉ′,J′），
ρ″（ｘ″,y″）が格納されており、メモリ20には（1
2）式、（13）式から計算された、すべての画素点（I,
J）に対応する（i,j）および（Δ_１，Δ_２）が格納され
ている。この（i,j），（Δ_１，Δ_２）の計算には
（８）式を用いる。上述の如く構成された検査装置にお
いて、計算機１は補正後の画素点（I,J）に対する（i,
j）および（Δ_１，Δ_２）を前記メモリ20からロード
し、ｉ＋1,j＋1,1−Δ_１,1−Δ_２を計算する。次にメモ
リ19からρ′（ｉ′,j′），ρ′（ｉ＋1,j′），ρ
（ｉ′,j＋１）およびρ′（ｉ＋1,j＋１）をロード
し、（14）式を計算し、その結果を画素点（I,J）にお
ける補間後の画像ρ（I,J）とする。上述の計算をすべ
ての画素点（I,J）について行ない、その結果をデイス
プレイ７に表示する。

ところで、（13）式を計算するにあたつては、ε_ｘ（I,
J），ε_ｙ（I,J）,E（I,J）がすでに求まつていなけれ
ばならない。これらを求めるには前述したように第１図
に示すフアントムを用いる。このファントムは丸印に示
す位置に試料が置かれているか、あるいはその部分だけ
試料が除去されているものである。以後の説明では便ぎ
上、前者の場合を対象にして行なう。いまG_y1の傾斜磁
場を印加した時に得られた画像を第２図に示すものとす
る。試料21に対応する像22となることが分かれば、試料
21の座標（x,y）と像22の座標（ｘ′,y′）との関係が
求まることになる。さて、試料21と像22とが対応するこ
とは、人間が判断して計算機に入力することも可能であ
るし、あるいは計算機に判断させることも可能である。
後者の場合について以下若干補足説明する。まず、測定
の前にフアントムの中心が再生画像の中心となるよう
に、RFパルスの周波数あるいは静電磁場の大きさを調整
する。このような条件下で第２図に示すような横軸がＮ
点、縦軸もＮ点からなる画像が得られたとすると、Ｉ
＝0,J＝０（最も左の点、I;横軸,J;縦軸）の点から出発
して、第５図の矢印に示す向きに走査し、極大値を検出
する。ただし、画像には雑音が含まれているので、あら
かじめ平滑化すると同時に、適当な閾値を設けて、背景
雑音を除去しておくことが必要である。そこで極大値
の得られた座標を（I_p，J_p）とし、それ以外の点の値を
全て零とする。次に第６図の矢印に示すように、Ｉ＝
Ｊ＝０の点から再び走査し、零以外の値を見つけたらＪ
に１を加えて再びＩ＝０から走査することを繰り返す。
このとき、隣あう勅題値の横軸の座標間に次の条件があ
れば、そこで走査を中止し、それまでに検出した極大値
の中で最大となる点の座標を（I₁，J₁）としてメモリー
19に格納する。

｜I_k−I_k ⁺ ₁｜＞ΔＩ ここで、ｋ＝0,1,…,N−２であり、ΔＩは結果を見なが
ら適当に決めればよい。（I₁，J₁）が一度求められれ
ば、それまでの検出した極大値を全て零として、再び
段階に戻つてまでを繰り返し、全て零となつた時点
で走査を中止する。このような操作により、画像上で全
ての試料の位置が求まつたことになる。このようにして
求めた（Ｉ′,J′）は画像の一部であるので残りの点は
補間により求めなければならない。フアントムでの試料
位置はあらかじめ決めることができるので、それを（I,
J）とすると前述した操作により得られた座標（Ｉ′,
J′）とから（８）式を用いて が得られる。全く同様の操作により、 が得られる。この４つの式より、ε_ｘ（I,J），ε
_ｙ（I,J）,E（I,J）が求まる。なお、試料と画像の対応
関係を求める方法はこれに限らず、例えば重心を計算す
るなどが考えられる。

以上の実施例の説明においては、変形スピンワープ法を
用いた場合であつたが、本発明はこれに限らず、他のシ
ーケンスに対しても有効なことは明らかである。

〔発明の効果〕

以上のべた如く、本発明によれば、静磁場，傾斜磁場お
よび高周波磁場内におけるNMR現象を利用する検査装置
において、前記静磁場および／または傾斜磁場の視野内
における強度分布を計測し、それにより上記磁場下で得
た画像を各点ごとに補正するようにしたので、静磁場の
不均一および／または傾斜磁場の非直線性の影響を補正
することが可能な装置を実現できるという効果を奏する
ものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の構成を示すブロツク図、第
２図は静磁場、傾斜磁場の分布を計測するためのフアン
トムう示す図、第３図はそれに対して得られた画像を示
す図、第４図は変形スピンワープ法を説明するための
図、第5,6図は画像より試料の中心位置を求める方法を
説明するための図である。

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】静磁場、傾斜磁場、及び高周波磁場の各磁
   場発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
   る信号検出手段と、該信号検出手段からの信号の演算処
   理を行なう演算手段とを有し、前記検査対象のフーリエ
   空間における座標点での核磁気共鳴信号を計測する核磁
   気共鳴を用いた検査装置において、核磁気共鳴信号の計
   測時に印加される第１の傾斜磁場の極性を変化させて得
   た画像を格納するメモリーが設けられ、前記演算手段は
   前記メモリーを読みだして演算により、前記静磁場、前
   記第１の傾斜磁場及びこれに直交する位相エコードを印
   加するための第２の傾斜磁場の強度分布を、それぞれ分
   離して独立に求めることを特徴とする核磁気共鳴を用い
   た検査装置。
2. 【請求項２】前記第１、第２の傾斜磁場の強度分布を格
   納するメモリーがさらに設けられ、前記演算手段はこの
   メモリーから読み出したデータを用いて、前記第１の傾
   斜磁場の印加のもとで得た画像を補正することを特徴と
   する特許請求の範囲第１項に記載の核磁気共鳴を用いた
   検査装置。