JPH0747024B2 - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPH0747024B2 JPH0747024B2 JP62003183A JP318387A JPH0747024B2 JP H0747024 B2 JPH0747024 B2 JP H0747024B2 JP 62003183 A JP62003183 A JP 62003183A JP 318387 A JP318387 A JP 318387A JP H0747024 B2 JPH0747024 B2 JP H0747024B2
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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、特に位相エンコード方向に撮像部位
を移動することが可能なNMRを用いた検査方法に関す
る。
た検査装置に関し、特に位相エンコード方向に撮像部位
を移動することが可能なNMRを用いた検査方法に関す
る。
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ェーズ・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。
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ェーズ・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、ジヤーナル・オブ・マグネテ
イツク・レゾナンス誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第69
頁（1975年）に、あるいはフィジックス・オブ・メディ
シン・アンド・バイオロジー誌（Phys.Med.＆Biol.）第
25巻，第751頁（1980年）に報告されている。
イツク・レゾナンス誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第69
頁（1975年）に、あるいはフィジックス・オブ・メディ
シン・アンド・バイオロジー誌（Phys.Med.＆Biol.）第
25巻，第751頁（1980年）に報告されている。
このようなイメージングの１方法として、局所選択励起
イメージングがある。これは、人体の特定部位だけを選
択的に励起し、この部位だけをイメージングするもので
ある。局所選択励起イメージングにおいては、イメージ
ングする部位を移動させる必要がある。その内、、スラ
イス方向、リードアウト方向には、従来用いられている
技術である送信用高周波磁場の周波数、あるいは検波用
参照波の周波数を切換える手法により達成できる。
イメージングがある。これは、人体の特定部位だけを選
択的に励起し、この部位だけをイメージングするもので
ある。局所選択励起イメージングにおいては、イメージ
ングする部位を移動させる必要がある。その内、、スラ
イス方向、リードアウト方向には、従来用いられている
技術である送信用高周波磁場の周波数、あるいは検波用
参照波の周波数を切換える手法により達成できる。
しかしながら、位相エンコード方向へのイメージング部
位の移動は、従来技術では、傾斜磁場コイル対に流す電
流の大きさを不均等にする必要があり、そのため通常用
いられているコイル駆動方式を変更するなどの装置改造
が必要であった。また、その場合、傾斜磁場の直線性が
劣化し、画像歪が増大する問題点も生じていた。
位の移動は、従来技術では、傾斜磁場コイル対に流す電
流の大きさを不均等にする必要があり、そのため通常用
いられているコイル駆動方式を変更するなどの装置改造
が必要であった。また、その場合、傾斜磁場の直線性が
劣化し、画像歪が増大する問題点も生じていた。
本発明はこのような欠点に鑑がみてなされたもので、そ
の目的は従来の傾斜磁場駆動方式を変更することなく、
画像処理だけでイメージング部位を移動させる方法を提
供することにある。
の目的は従来の傾斜磁場駆動方式を変更することなく、
画像処理だけでイメージング部位を移動させる方法を提
供することにある。
上記目的は、局所選択励起法によりイメージング部位を
限定することと、像再構成処理で用いるフーリエ変換に
伴なう折返し現象を積極的に利用することにより達成さ
れる。
限定することと、像再構成処理で用いるフーリエ変換に
伴なう折返し現象を積極的に利用することにより達成さ
れる。
以下、本発明の動作原理につ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って、
通常よく用いられるフーリエイメージング法の原理と、
本発明をこの方法に適用した場合について述べる。
通常よく用いられるフーリエイメージング法の原理と、
本発明をこの方法に適用した場合について述べる。
第１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。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、Gyおよび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。
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。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、Gyおよび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°
側する。その直後に、上記傾斜磁場Gxを時間tyだけ印加
する。このGxはスピン位相にｘ方向の位置情報をエンコ
ードするための傾斜磁場であり、エンコード磁場と呼ば
れる。次に180°RFパルスを照射する。信号の観測はリ
ードアウト磁場と呼ばれるGyを印加しながら行う。
側する。その直後に、上記傾斜磁場Gxを時間tyだけ印加
する。このGxはスピン位相にｘ方向の位置情報をエンコ
ードするための傾斜磁場であり、エンコード磁場と呼ば
れる。次に180°RFパルスを照射する。信号の観測はリ
ードアウト磁場と呼ばれるGyを印加しながら行う。
このような計測を、エンコード磁場Gxの大きさを変化さ
せて行った結果得られる２次元信号Ｓ（Gx，ty）は、前
記選択断面の核スピン分布ρ（x,y）との間に Ｓ（Gx，ty））＝∬ρ（x,y）exp〔−ｊν（Gxｘtx＋Gy
ｙty）〕 ……（１） の関係がある。ここで、νは核磁気回転比である。
（１）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（Gx，ty）を２次元逆フーリエ変換する
ことにより求まる。以上がフーリエイメージング法の原
理である。
せて行った結果得られる２次元信号Ｓ（Gx，ty）は、前
記選択断面の核スピン分布ρ（x,y）との間に Ｓ（Gx，ty））＝∬ρ（x,y）exp〔−ｊν（Gxｘtx＋Gy
ｙty）〕 ……（１） の関係がある。ここで、νは核磁気回転比である。
（１）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（Gx，ty）を２次元逆フーリエ変換する
ことにより求まる。以上がフーリエイメージング法の原
理である。
次に、このようなフーリエイメージング法を用いて第２
図に示す人体１の特定の部位２だけを選択的にイメージ
ングする場合を考える。この時用いるシーケンスは、特
定の部位２を選択的に励起することと、その部位をイメ
ージングすることの２つのプロセスに分解できる。選択
励起については、ガロウェイらにより、ジューナル・オ
ブ・フィズィックス・シー（J,Phys.C:Solid State Phy
s.）第７巻，第L457頁（1974）に報告されているので、
それを利用することができる。一方、後者のイメージン
グについても、従来法を適用すればよいが、ここで先に
述べたように撮像領域の移動法が問題となる。すなわ
ち、撮像領域のリードアウト方向およびフェーズエンコ
ード方法に動かす方法が問題となる。その内、前者につ
いては、選択励起において印加する高周波磁場の中心周
波数をΔｆずらし、かつ信号検波時の参照波の周波数も
Δｆずらすことにより達成できる。第２図に即して言え
ば画像の中心をリードアウト方向にΔｌずらす場合、Δ
ｆは次式で与えることができる。
図に示す人体１の特定の部位２だけを選択的にイメージ
ングする場合を考える。この時用いるシーケンスは、特
定の部位２を選択的に励起することと、その部位をイメ
ージングすることの２つのプロセスに分解できる。選択
励起については、ガロウェイらにより、ジューナル・オ
ブ・フィズィックス・シー（J,Phys.C:Solid State Phy
s.）第７巻，第L457頁（1974）に報告されているので、
それを利用することができる。一方、後者のイメージン
グについても、従来法を適用すればよいが、ここで先に
述べたように撮像領域の移動法が問題となる。すなわ
ち、撮像領域のリードアウト方向およびフェーズエンコ
ード方法に動かす方法が問題となる。その内、前者につ
いては、選択励起において印加する高周波磁場の中心周
波数をΔｆずらし、かつ信号検波時の参照波の周波数も
Δｆずらすことにより達成できる。第２図に即して言え
ば画像の中心をリードアウト方向にΔｌずらす場合、Δ
ｆは次式で与えることができる。
ここで、Gyは選択励起およびリードアウトにおいて印加
する傾斜磁場である。
する傾斜磁場である。
さて、後者のフェーズコンコード方向に撮影領域を移動
する方法については、領域磁場Gxの中心を動かせば良い
ことは容易に推定できる。しかし，これを実行するのは
容易ではない。なぜならば、傾斜磁場の中心はコイルの
幾何学的形状と、コイルを流れる電流の分布により決ま
るが、通常のコイルでは両者とも固定されているからで
ある。前者は当然であるが、後者についても通常はコイ
ルを構成する線分は全て直列接続されるため、傾斜磁場
の大きさは容易に変えられるが、その中心を変えること
は困難である。これを行なうには、ｘ方向の傾斜磁場を
発生させるのに複数個の電源を用い、電流分布自体を変
えなければならない。
する方法については、領域磁場Gxの中心を動かせば良い
ことは容易に推定できる。しかし，これを実行するのは
容易ではない。なぜならば、傾斜磁場の中心はコイルの
幾何学的形状と、コイルを流れる電流の分布により決ま
るが、通常のコイルでは両者とも固定されているからで
ある。前者は当然であるが、後者についても通常はコイ
ルを構成する線分は全て直列接続されるため、傾斜磁場
の大きさは容易に変えられるが、その中心を変えること
は困難である。これを行なうには、ｘ方向の傾斜磁場を
発生させるのに複数個の電源を用い、電流分布自体を変
えなければならない。
そこで、本発明は選択励起により選択された領域を撮影
領域内に含むようにフェーズエンコード磁場の大きさ
（すなわち計測ごとに変化させる量）を設定し、計測さ
れた信号をフーリエ変換して得られる画像を、フエーズ
エンコード方向に部分的に置換することにより、実質的
に撮影領域を移動させるものである。これを第３図によ
り詳細に説明する。第３図において、横軸はフェーズエ
ンコード方向に向いており、フェーズコンコード磁場Gx
で決まる撮影領域を表わす。いま、Gxのきざみで決まる
撮影領域をＢとし、領域磁場の中心xoに対し±B/2の広
がりを有する場合を考える。
領域内に含むようにフェーズエンコード磁場の大きさ
（すなわち計測ごとに変化させる量）を設定し、計測さ
れた信号をフーリエ変換して得られる画像を、フエーズ
エンコード方向に部分的に置換することにより、実質的
に撮影領域を移動させるものである。これを第３図によ
り詳細に説明する。第３図において、横軸はフェーズエ
ンコード方向に向いており、フェーズコンコード磁場Gx
で決まる撮影領域を表わす。いま、Gxのきざみで決まる
撮影領域をＢとし、領域磁場の中心xoに対し±B/2の広
がりを有する場合を考える。
この時、領域の下端は となる。さて、この領域Ｂが人体の占める領域（ただ
し、フェーズエンコード方向）よりも広い場合は、通常
のイメージングになる。しかし、その逆の場合には、フ
ーリエ変換でよく知られているように、折返し現象が生
じる。すなわち、撮影領域Ｂを有するような傾斜磁場の
変化量を与えた場合、ｘ±nB（ｎは０でない整数）に位
置する原子核からの信号は、ｘに位置する原子核からの
信号と区別できないということである。画像で説明する
と、第３図のB0という画像と、B1，B2…，B-1，B-2…を
区別することはできず、これら全てが重なり合って１つ
の像として再生されることになる。これを避けるには勿
論、領域Ｂを広げればよいが、分解能を一定にしたまま
領域Ｂを広げるには計測時間を増大させなければならな
い。しかし、選択励起法とフーリエ変換の性質を利用す
ることにより、このような問題を解決することができ
る。第４図、第５図はこれを説明するための図である。
第３図と同様に領域Ｂを有するような傾斜磁場の変化量
を与えたとする。目的とする領域は第４図に太線で示す
領域であり、その領域の中心はx0に対しx1ずれているも
のとする。この領域は丁度、画像B1とB2にまたがってお
り、下端はx0＋x1−B/2、上端はx0＋x1＋B/2である。
し、フェーズエンコード方向）よりも広い場合は、通常
のイメージングになる。しかし、その逆の場合には、フ
ーリエ変換でよく知られているように、折返し現象が生
じる。すなわち、撮影領域Ｂを有するような傾斜磁場の
変化量を与えた場合、ｘ±nB（ｎは０でない整数）に位
置する原子核からの信号は、ｘに位置する原子核からの
信号と区別できないということである。画像で説明する
と、第３図のB0という画像と、B1，B2…，B-1，B-2…を
区別することはできず、これら全てが重なり合って１つ
の像として再生されることになる。これを避けるには勿
論、領域Ｂを広げればよいが、分解能を一定にしたまま
領域Ｂを広げるには計測時間を増大させなければならな
い。しかし、選択励起法とフーリエ変換の性質を利用す
ることにより、このような問題を解決することができ
る。第４図、第５図はこれを説明するための図である。
第３図と同様に領域Ｂを有するような傾斜磁場の変化量
を与えたとする。目的とする領域は第４図に太線で示す
領域であり、その領域の中心はx0に対しx1ずれているも
のとする。この領域は丁度、画像B1とB2にまたがってお
り、下端はx0＋x1−B/2、上端はx0＋x1＋B/2である。
まず最初に、帯域制限した中心周波数f1の高周波磁場を
Gxとともに印加する。これにより、人体の特定部位（Ｐ
−Ｓ）を選択的に励起する。続いて、エンコード磁場Gx
を印加し、ｘ方向にフェーズエンコードを行なった後、
Gyを印加しながら信号を計測する。計測信号を２次元フ
ーリエ変換すると、第５図（ａ）のような像が得られ
る。第４図における領域Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓは、先に述べた
折返し現象により画像B1内の領域Ｐ−Ｑと画像B2内の領
域Ｒ−Ｓとが入れ換って再生されることになる。ここで
注意すべき点は、最初に行なった選択励起により、x0＋
x1−B/2とx0＋x1−B/2に囲まれる領域からの信号だけし
か発生せず、その他の領域は存在しないのと同じである
ことである。そのため、折返し現象によりB1とB2にまた
がっていた像がB0に折返されても、B0には元々像が存在
しないため、Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓの像は全く影響を受けない
ことである。そこで、第５図（ａ）に示す画像におい
て、Ｒ−ＳとＰ−Ｑを置換すれば、初期の目的である領
域Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓだけの像を得ることができることにな
る。実際のイメージングではＲ−ＳとＰ−Ｑの境界を見
つけることは、一般的には困難である。そのため、視野
中心のずれx1からあらかじめその境界を算出しておかな
ければならない。具体的には、次に示す方法が考えられ
る。まず、撮影領域の中心のずれ（長さ）x1および領域
Ｂを設定する。視野Ｂは次式により与えられる。
Gxとともに印加する。これにより、人体の特定部位（Ｐ
−Ｓ）を選択的に励起する。続いて、エンコード磁場Gx
を印加し、ｘ方向にフェーズエンコードを行なった後、
Gyを印加しながら信号を計測する。計測信号を２次元フ
ーリエ変換すると、第５図（ａ）のような像が得られ
る。第４図における領域Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓは、先に述べた
折返し現象により画像B1内の領域Ｐ−Ｑと画像B2内の領
域Ｒ−Ｓとが入れ換って再生されることになる。ここで
注意すべき点は、最初に行なった選択励起により、x0＋
x1−B/2とx0＋x1−B/2に囲まれる領域からの信号だけし
か発生せず、その他の領域は存在しないのと同じである
ことである。そのため、折返し現象によりB1とB2にまた
がっていた像がB0に折返されても、B0には元々像が存在
しないため、Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓの像は全く影響を受けない
ことである。そこで、第５図（ａ）に示す画像におい
て、Ｒ−ＳとＰ−Ｑを置換すれば、初期の目的である領
域Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓだけの像を得ることができることにな
る。実際のイメージングではＲ−ＳとＰ−Ｑの境界を見
つけることは、一般的には困難である。そのため、視野
中心のずれx1からあらかじめその境界を算出しておかな
ければならない。具体的には、次に示す方法が考えられ
る。まず、撮影領域の中心のずれ（長さ）x1および領域
Ｂを設定する。視野Ｂは次式により与えられる。
Ｂ＝1/（ν・ΔGx・tx） ……（３） ここで、ΔGyはフェーズエンコード磁場の増分、txは印
加時間を表わす。従って、第４図に示す例では、Ｐ−Ｑ
＝2B−x1,R−Ｓ＝x1−Ｂとなるので、この値に応じて第
５図（ａ）に示す画像を分割し、両者を第５図（ｂ）に
示すように置換すればよい。
加時間を表わす。従って、第４図に示す例では、Ｐ−Ｑ
＝2B−x1,R−Ｓ＝x1−Ｂとなるので、この値に応じて第
５図（ａ）に示す画像を分割し、両者を第５図（ｂ）に
示すように置換すればよい。
以下、本発明の実施例を図面により説明する。
第６図は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、18は計算機、19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はディスプレイであ
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。
す。図において、18は計算機、19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はディスプレイであ
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18′は各装置に種々の命令を一定のタイミングで
出力する機能をも有するものである。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帯域制限フィルター５を通
り検波器６で検網器後、計算機18′に入力され信号処理
後ディスプレイ７で画像に変換される。
出力する機能をも有するものである。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帯域制限フィルター５を通
り検波器６で検網器後、計算機18′に入力され信号処理
後ディスプレイ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。第７図には本発明で用いるパルスシーケ
ンスの例を示す。基本的な動作は第１図に示したシーケ
ンスと同じであるが、局所選択励起を行うために一部追
加・修正が行われている。すなわち、90°RFとGz、180
°RFとGxを各々同時に印加してｚ、ｘ方向の信号発生領
域を限定した後、Gyの印加のもとで信号を計測する。こ
の時帯域制限フィルター５により、信号の帯域を制限す
る。これによりｙ方向の領域（検出領域）が制限でき
る。フェーズエンコードはGxにより行っている。
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。第７図には本発明で用いるパルスシーケ
ンスの例を示す。基本的な動作は第１図に示したシーケ
ンスと同じであるが、局所選択励起を行うために一部追
加・修正が行われている。すなわち、90°RFとGz、180
°RFとGxを各々同時に印加してｚ、ｘ方向の信号発生領
域を限定した後、Gyの印加のもとで信号を計測する。こ
の時帯域制限フィルター５により、信号の帯域を制限す
る。これによりｙ方向の領域（検出領域）が制限でき
る。フェーズエンコードはGxにより行っている。
以上の説明でわかる通り本実施例では90°RFパルス、及
び180°RFパルスの帯域制限及び帯域制限フィルター５
の帯域制限を選択することにより、信号発生領域及び検
出領域を選択し、もって所望のイメージング領域を選択
する。
び180°RFパルスの帯域制限及び帯域制限フィルター５
の帯域制限を選択することにより、信号発生領域及び検
出領域を選択し、もって所望のイメージング領域を選択
する。
さて、第６図に示した装置構成の各要素のうち、本発明
に特有の信号処理を行う信号処理装置18について図７を
用いて説明する。第８図は信号から画像を再生するまで
のフローチャートを示す。検波器６からの信号は、まず
２次元フーリエ変換される。ここで得られる信号は、予
め選択励起された領域からの信号であり、その信号は領
域Ｂ内に含まれる原子核から発生したものである。再生
された画像は第５図に示すように、折返しを有する画像
である。次に、この画像を分割する点S,Pを計算する。
点S,Pは視野中心の座標をx1，画像B0（第４図参照）の
中心をx0、フェーズエンコード磁場の増分量をΔGx、印
加時間をtxとすると、Ｐ−Ｑ＝2B−x1、Ｒ−Ｓ＝x1−Ｂ
を満足するように定める。ここで、Ｂは1/（νΔGxtx）
で与えられる。このようにして分割点S,Pが求まったの
で、領域Ｐ−ＱとＰ−Ｓを置換すれば、真の画像が得ら
れる。
に特有の信号処理を行う信号処理装置18について図７を
用いて説明する。第８図は信号から画像を再生するまで
のフローチャートを示す。検波器６からの信号は、まず
２次元フーリエ変換される。ここで得られる信号は、予
め選択励起された領域からの信号であり、その信号は領
域Ｂ内に含まれる原子核から発生したものである。再生
された画像は第５図に示すように、折返しを有する画像
である。次に、この画像を分割する点S,Pを計算する。
点S,Pは視野中心の座標をx1，画像B0（第４図参照）の
中心をx0、フェーズエンコード磁場の増分量をΔGx、印
加時間をtxとすると、Ｐ−Ｑ＝2B−x1、Ｒ−Ｓ＝x1−Ｂ
を満足するように定める。ここで、Ｂは1/（νΔGxtx）
で与えられる。このようにして分割点S,Pが求まったの
で、領域Ｐ−ＱとＰ−Ｓを置換すれば、真の画像が得ら
れる。
以上に示した実施例では計算により画像の再生のための
分割点を計算により求めたが、フーリエ変換により得た
画像そのものの性質から分割点を検出して正しい画像を
再生することもできる。以下にこの自動的検出を行なう
実施例について述べる。
分割点を計算により求めたが、フーリエ変換により得た
画像そのものの性質から分割点を検出して正しい画像を
再生することもできる。以下にこの自動的検出を行なう
実施例について述べる。
第９図（ａ）の斜線部は第７図の180°RFパルスの帯域
制限により制限した信号発生領域、及び受信信号の帯域
制限フィルターにより制限した検出領域で定まる時望の
イメージング領域を示す。この図の場合縦軸がエンコー
ド傾斜磁場Gxの方向、横軸がリードアウト傾斜磁場Gyの
方向である。
制限により制限した信号発生領域、及び受信信号の帯域
制限フィルターにより制限した検出領域で定まる時望の
イメージング領域を示す。この図の場合縦軸がエンコー
ド傾斜磁場Gxの方向、横軸がリードアウト傾斜磁場Gyの
方向である。
また、同図（ａ）において、実線で囲んだ領域ａ−ｂ−
ｃ−ｄがGxのきざみで決定される視野を示す。図に示す
ように本実施例では帯域制限フィルターにより制限する
検出領域の巾はエンコード傾斜磁場のきざみで決定する
視野の巾より小さくする。このとき、領域Ａ＋Ｂからの
信号を２次元フーリエ変換し画像再構成を行うと、領域
Ｂは視野外にあるので、その像は領域Ｂ′の位置に折っ
て現れる。その様子を同図（ｂ）に示す。そこで、この
画像をエンコード方向に垂直な適当な線Ｌで分割し、分
割した画像の位置を同図（ｃ）に示す用に置換すれば正
常な画像が得られるので、この画像を分割する位置を自
動的に検出する方法を以下に示す。第10図はその実施例
の一例である。同図に示すようにエンコード方向に垂直
な任意の線L1上の濃度プロファイルを求める。この濃度
プロファイルが雑音レベルではなくかつ平坦でなけれ
ば、L1と異なる線上の濃度プロファイルを求めることを
繰り返し、もしその濃度プロファイルがL3の濃度プロフ
ァイルのように雑音レベルでかつ平坦であれば、その線
を第９図（ｂ）に示す分割線Ｌとする。
ｃ−ｄがGxのきざみで決定される視野を示す。図に示す
ように本実施例では帯域制限フィルターにより制限する
検出領域の巾はエンコード傾斜磁場のきざみで決定する
視野の巾より小さくする。このとき、領域Ａ＋Ｂからの
信号を２次元フーリエ変換し画像再構成を行うと、領域
Ｂは視野外にあるので、その像は領域Ｂ′の位置に折っ
て現れる。その様子を同図（ｂ）に示す。そこで、この
画像をエンコード方向に垂直な適当な線Ｌで分割し、分
割した画像の位置を同図（ｃ）に示す用に置換すれば正
常な画像が得られるので、この画像を分割する位置を自
動的に検出する方法を以下に示す。第10図はその実施例
の一例である。同図に示すようにエンコード方向に垂直
な任意の線L1上の濃度プロファイルを求める。この濃度
プロファイルが雑音レベルではなくかつ平坦でなけれ
ば、L1と異なる線上の濃度プロファイルを求めることを
繰り返し、もしその濃度プロファイルがL3の濃度プロフ
ァイルのように雑音レベルでかつ平坦であれば、その線
を第９図（ｂ）に示す分割線Ｌとする。
また、第11図に画像の分割線を求めるためのさらに別の
実施例を示す。まず、最初にエンコード方向に平行な任
意の線Ｍ上の濃度プロファイルを求め、雑音レベル領域
LS−LEを検出する。次にLS−LE間のエンコード方向に垂
直な任意の線L1上の濃度プロファイルを求める。このと
き、第３図に示した方法と同様に線L1上の濃度プロファ
イルが雑音レベルでなくかつ平坦でなければ、L1と異な
る線上の濃度プロファイルを求めていく。もし濃度プロ
ファイルがL2の濃度プロファイルのように雑音レベルで
かつ平坦であれば、この線を図２に示す分割線Ｌとす
る。
実施例を示す。まず、最初にエンコード方向に平行な任
意の線Ｍ上の濃度プロファイルを求め、雑音レベル領域
LS−LEを検出する。次にLS−LE間のエンコード方向に垂
直な任意の線L1上の濃度プロファイルを求める。このと
き、第３図に示した方法と同様に線L1上の濃度プロファ
イルが雑音レベルでなくかつ平坦でなければ、L1と異な
る線上の濃度プロファイルを求めていく。もし濃度プロ
ファイルがL2の濃度プロファイルのように雑音レベルで
かつ平坦であれば、この線を図２に示す分割線Ｌとす
る。
また、第12図に画像の分割線を求める更に別の実施例を
示す。まず、エンコード方向に平行な線Ｍ上の濃度プロ
ファイルを求める。次にこの濃度プロファイルが雑音レ
ベルにある領域の中点E0を求める。そして、E0を通るエ
ンコード方向に垂直な線Ｌを分割線とする。
示す。まず、エンコード方向に平行な線Ｍ上の濃度プロ
ファイルを求める。次にこの濃度プロファイルが雑音レ
ベルにある領域の中点E0を求める。そして、E0を通るエ
ンコード方向に垂直な線Ｌを分割線とする。
また、第13図に画像の分割線を求める更に別の実施例を
示す。まず画像内の任意の位置のある一定領域の濃度平
均値を求める。この濃度平均値が領域N2のように雑音レ
ベルでないならば、領域N2と異なる領域について平均値
を求めることを繰り返す。もし、濃度平均値が領域N1の
ように雑音レベルであるとすると、領域N1を通るエンコ
ード方向に垂直な任意の線Ｌを分割線とする。
示す。まず画像内の任意の位置のある一定領域の濃度平
均値を求める。この濃度平均値が領域N2のように雑音レ
ベルでないならば、領域N2と異なる領域について平均値
を求めることを繰り返す。もし、濃度平均値が領域N1の
ように雑音レベルであるとすると、領域N1を通るエンコ
ード方向に垂直な任意の線Ｌを分割線とする。
なお、第14図は第10図に示す動作のフローチャート、第
15図は第11図に示す動作のフローチャート、第15図は第
12図に示す動作のフローチャート、第17図は第13図に示
す動作のフローチャートを示す。
15図は第11図に示す動作のフローチャート、第15図は第
12図に示す動作のフローチャート、第17図は第13図に示
す動作のフローチャートを示す。
以上に第９図〜第17図を用いて述べた種々の実施例によ
れば、信号発生領域及び検出領域を任意の位置に設定し
た時に生じる画像の折り返しの分割点を自動的に検出で
き、折返しを補正した正しい局所高分解能イメージング
を効率よく行なうことができる。
れば、信号発生領域及び検出領域を任意の位置に設定し
た時に生じる画像の折り返しの分割点を自動的に検出で
き、折返しを補正した正しい局所高分解能イメージング
を効率よく行なうことができる。
以上述べた如く、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、局所選択励起法と画像処理を組合せることに
より、撮影領域を任意の部位に設定できるので、検査装
置の対象部位を拡大するのに効果がある。
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、局所選択励起法と画像処理を組合せることに
より、撮影領域を任意の部位に設定できるので、検査装
置の対象部位を拡大するのに効果がある。
第１図は従来法の２次元フーリエイメージング法のパル
スシーケンスを示す図、第２図は本発明の目的を説明す
るための図、第３図、第４図および第５図は本発明の原
理を説明するための図、第６図は本発明で用いる装置構
成を示す図、第７図は本発明が適用される２次元フーリ
エイメージング法のパルスシーケンスを示す図、第８図
は本発明の実施例の動作を示すフローチャート、第９図
（ａ），（ｂ），（ｃ）は本発明の別の実施例の画像の
補正法を説明する図、第10図〜第13図は画像の補正を行
うときに必要な画像分割線を自動的に検出する他の実施
例を示す図、第14図〜第17図は第10図〜第13図に示した
方法の動作をそれぞれ示すフローチャートである。
スシーケンスを示す図、第２図は本発明の目的を説明す
るための図、第３図、第４図および第５図は本発明の原
理を説明するための図、第６図は本発明で用いる装置構
成を示す図、第７図は本発明が適用される２次元フーリ
エイメージング法のパルスシーケンスを示す図、第８図
は本発明の実施例の動作を示すフローチャート、第９図
（ａ），（ｂ），（ｃ）は本発明の別の実施例の画像の
補正法を説明する図、第10図〜第13図は画像の補正を行
うときに必要な画像分割線を自動的に検出する他の実施
例を示す図、第14図〜第17図は第10図〜第13図に示した
方法の動作をそれぞれ示すフローチャートである。
Claims (5)
- 【請求項１】静磁場、傾斜磁場、および高周波磁場の各
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、該信号検出手段の検出信号の演算
を行う計算機および該計算機による演算結果の出力手段
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、前記検査対象の一部を第１の方向の傾斜磁
場の印加と同時に第１の高周波磁場を印加して核スピン
を励起し、第２の方向の傾斜磁場の印加と同時に第２の
高周波磁場を印加して前記核スピンの一部を反転し、も
って前記検査対象の一部を選択的に励起し、発生した信
号のフーリエ変換により得られた位相エンコード方向に
折り返しの生じた画像を、前記位相エンコード方向に垂
直な線である分割線により分割し、分割された画像を交
互に置換すること特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装
置。 - 【請求項２】前記フーリエ変換により得られた画像の前
記位相エンコード方向の垂直な方向の濃度プロファイル
から、該濃度プロファイルが雑音レベルにある前記位相
エンコード方向に垂直な線を検出して、前記分割線とす
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。 - 【請求項３】前記フーリエ変換により得られた画像の前
記位相エンコード方向に平行な方向の濃度プロファイル
から、該濃度プロファイルが雑音レベルにある領域を検
出してこの領域を通る前記位相エンコード方向に垂直な
線を、前記分割線と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。 - 【請求項４】前記フーリエ変換により得られた画像内の
任意の領域の濃度の平均値を求め、該平均値が雑音レベ
ルである領域を検出しこの領域を通る前記位相エンコー
ド方向に垂直な線を、前記分割線と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。 - 【請求項５】静磁場、傾斜磁場およ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、該信号検出手段の検出信号の演算を
行う計算機および該計算機による演算結果の出力手段を
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、前記検査対象の一部を第１の方向の傾斜磁場
の印加と同時に第１の高周波磁場を印加して核スピンを
励起し、第２の方向の傾斜磁場の印加と同時に第２の高
周波磁場を印加して前記核スピンの一部を反転し、もっ
て前記検査対象の一部を選択的に励起し、発生した信号
のフーリエ変換により得られた位相エンコード方向に折
り返しの生じた画像を、前記フーリエ変換により得られ
た画像の前記位相エンコード方向に平行又は垂直な方向
における濃度プロファイルに基づいて、前記フーリエ変
換により得られた画像を前記位相エンコード方向に垂直
な線で分割する分割線により分割し、分割された画像を
交互に置換すること特徴とする核磁気共鳴を用いた検査
装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62003183A JPH0747024B2 (ja) | 1987-01-12 | 1987-01-12 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US07/141,788 US4853636A (en) | 1987-01-12 | 1988-01-11 | NMR imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62003183A JPH0747024B2 (ja) | 1987-01-12 | 1987-01-12 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63171552A JPS63171552A (ja) | 1988-07-15 |
| JPH0747024B2 true JPH0747024B2 (ja) | 1995-05-24 |
Family
ID=11550272
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62003183A Expired - Fee Related JPH0747024B2 (ja) | 1987-01-12 | 1987-01-12 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0747024B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0384770B1 (en) * | 1989-02-23 | 1999-04-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
-
1987
- 1987-01-12 JP JP62003183A patent/JPH0747024B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63171552A (ja) | 1988-07-15 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |