JPH0751243A

JPH0751243A - 核磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH0751243A
Application number: JP6140440A
Authority: JP
Inventors: Alfred Sorenson James; アルフレッドソレンソンジェイムス
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-07-26
Filing date: 1994-06-22
Publication date: 1995-02-28
Also published as: IL108895A0

Abstract

(57)【要約】【目的】スキャン時間を増加させずに、被検査部の深
さを確実に識別する。【構成】システム制御部122 により、データを収集
し、２つの画像を再構築する。このシステム制御部122
を用いてスキャンを行う。各画像は、異なる角度からの
励起されたスピンにおけるスラブの投影情報であり、深
さ識別を改良するために各画像を立体的に表示する。加
えて、三角測定法を用いて、スラブ内における各被検査
部の相対的な深さを計算できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）
イメージング装置およびその方法に係わり、特に、二次
元のＮＭＲ像における被検査部の深さ識別を改良した核
磁気共鳴イメージング装置およびその方法に係わる。

【０００２】

【従来の技術】磁気モーメントを有する全ての原子核を
磁場の中におくと、原子核は磁場の方向にそろって向か
おうとする。この状態において原子核は、磁場の強さ
と、特定の核種における性質（核磁気回転比γ）とに依
存する特定の角周波数（ラーモア周波数）で、磁場の方
向の回りを歳差運動する。こうした現象は、原子核の内
部にスピンを有することに起因する。

【０００３】人間の組織のような被検体を一様な磁場
（極性場：ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇｆｉｅｌｄＢ0 ）
の中におくと、組織内における各スピンに伴う個々の磁
気モーメントが、この極性場にそろって向かおうとする
が、各磁気モーメントは、それらが持つ特定のラーモア
周波数で磁場の回りをランダムに歳差運動する。このと
き、正味の磁気モーメントＭz は極性場の方向に発生す
るものの、垂直あるいは水平のＸ−Ｙ平面内におけるラ
ンダムな方向に向けられた各磁気的要素は、相互に打消
し合う。しかしながら、仮に被検体あるいは組織が、前
記ｘ−ｙ平面内において、ラーモア周波数に近いある磁
場（励起場：ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎｆｉｅｌｄＢ1
）を被ると、今度は正味の磁気モーメントＭz がｘ−
ｙ平面に対して、いわゆる倒れるようにして回転し、こ
れによって、ラーモア周波数でｘ−ｙ平面内を回転ある
いはスピンする正味の水平磁気モーメントＭt が発生す
る。こうした現象の実用的価値は、励起信号Ｂ1 を止め
た後、励起されたスピンによって発生した信号内にあ
り、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象が有効利用される測定シ
ーケンスの幅広い多様性がここに存在する。

【０００４】ＮＭＲを利用して画像を作成する場合、病
変部における特定の位置から、各ＮＭＲ信号を得る技術
的な手法が利用される。一般的に、ＮＭＲの測定サイク
ルは特別な位置確認方法を用いることで変化し、このＮ
ＭＲの各測定サイクル毎のシーケンスによって、画像化
されるべき興味ある部分がスキャンされる。そして、公
知である多くの復元方法の一つを用いることで、受信さ
れた各ＮＭＲ信号の結果が、画像を復元するためにデジ
タル化処理される。こうしたスキャンを実行すること
は、病変部における特定の位置から、ＮＭＲ信号を引き
出すために当然必要なことである。これは、ｘ，ｙおよ
びｚ軸から傾斜してはいるが、前記極性場Ｂ0 と同一方
向の各磁場（Ｇx ，Ｇy ，およびＧz ）を利用すること
で達成される。ＮＭＲの各測定サイクル中、これらの勾
配の強さを制御することによって、励起したスピンの空
間的な配置が制御されるとともに、最終的なＮＭＲ信号
の位置が確認される。

【０００５】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、二次
元あるいは三次元の画像を得るのに利用され、一般に二
次元画像（２Ｄ）の場合、人体組織を１乃至数ミリメー
タの厚さにスライスした断面像となり、１組の三次元画
像（３Ｄ）データの場合、近接したマルチスライスから
なる積み重ね画像として表示される。そして殆ど一般的
に、こうした積み重ね画像が、コンピュータのハードウ
ェアにより実行されるとともに、異なる斜線からのイメ
ージされた三次元ボリュームを調べるために、データが
再フォーマットされる。

【０００６】個々のイメージング処理手順の一続きにお
いて、ある時間における１つのスライスから、三次元ボ
リュームをイメージングするために求められる多様のス
ライス体を得ることが可能である。また選択的には、あ
るイメージング処理手順中に、マルチスライスに対する
データを得ることが可能である。このマルチスライスに
よるイメージングは、イメージングするパルスシーケン
スの各サイクル中に、複数の二次元スライスに対するデ
ータ収集をインターリーブすることにより達成できる。
これに対して、他のボリュームイメージングによる方法
では、３方向の全ての軸に沿って空間的にコード化した
勾配を印加することで、ある三次元ボリュームにおける
全ての部分から、データが同時に得られる。そして、後
者のボリュームイメージングによる手法では、三次元画
像を再構築するための三次元フーリエ変換法を利用す
る。こうしたマルチスライスによるイメージング、およ
びボリュームイメージングなどの手法は、例えば、特公
平６−１１２５７号公報などにおいて開示されており、
数枚の画像の撮影を時分割的に行うことで、トータルの
撮影時間を短縮するようにしている。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】インターリーブされた
マルチスライスのデータ収集によって、単一のスライス
による二次元画像を得るのに必要な時間に比べて、トー
タルのイメージング時間を増やすことなく、複数の二次
元スライスにおけるイメージングが可能になる。しかし
ながら、こうした技術的な手法では、限られたスライス
の数に対してのみ実用的であり、これは、時間パラメー
タ（繰り返し時間ＴＲおよびエコー時間ＴＥ）と、イメ
ージングする特別なパルスシーケンスを有する他の構成
要素とに依存する。３０乃至４０までのスライスは、長
い繰り返し時間ＴＲと、短いエコー時間ＴＥとによるい
くつかのパルスシーケンスで得られるが、例えば繰り返
し時間ＴＲが短い場合などには、単に１０以下のわずか
なスライスが得られるような時間パラメータになる。例
えば、ある勾配エコーと血管とをイメージングするパル
スシーケンスに用いられる非常に短い繰り返し時間ＴＲ
に対しては、要求される時間パラメータが、１サイクル
のパルスシーケンスに対し１つのスライスの収集を許す
だけのものになる。この場合、再フォーマットされた三
次元表示を作成するのに必要なｎ個のスライスのイメー
ジングは、単一のスライスのイメージング処理手順をｎ
回実行しなければならず、スキャンを行うのにｎ回の長
いイメージング時間が必要になる。さらに、三次元再フ
ォーマットのためのマルチスライス二次元イメージング
法の欠点は、スライスの厚さ方向における空間的な分析
が個々のスライスの厚さによって制限されることにあ
り、二次元画像面における個々のピクセルの次元よりも
非常に大きくなる。したがって、再フォーマットされた
画像は、このスライスの厚さ方向に沿って、不揃いな濃
淡状の、かつ段階状のものが現れやすくなる。

【０００８】一方、３つの空間方向全てに沿った空間的
なコード化を利用する三次元ボリュームのパルスシーケ
ンスでは、短い繰り返し時間ＴＲによる技術的な手法が
好適である。この三次元ボリュームのパルスシーケンス
は、マルチスライス収集に比べて比較的薄い再構築され
たスライスで画像を得るのにも用いられ、これによっ
て、スライスの厚さ方向における細部を損なうことなし
に、再構築された画像を再フォーマットすることができ
る。しかしながら、直接的な三次元イメージング法で
は、比較的長いスキャン時間が必要とされ、ｎ個のスラ
イスを再構築するための三次元イメージングシーケンス
は、相対する同一のイメージングシーケンスからなる単
一のスライスバージョンをｎ回実行する時間が必要とな
る。

【０００９】上述の各問題点により、組織のある単一の
厚いスラブ（撮像幅）をイメージし、かつ、このスラブ
の全体透視を調べることが、いくつかのＭＲアプリケー
ションで望まれている。こうしたアプリケーションに１
つとして、例えば、血管を二次元イメージングするため
のあるタイプがあり、これは、イメージング時間が長く
なく、しかも、マルチスライスや三次元のボリュームイ
メージングで発生する空間的な分析における欠点を回避
しつつ、生体の重要なる厚さ方向の血管をイメージする
ことが望まれる。また、他のアプリケーションでは、脳
やその他の器官における表面部の特徴をイメージングす
るためのものがある。

【００１０】二次元の厚いスラブを透視するイメージン
グの欠点は、スラブを通過した組織の相対的な深さに関
する情報が、投影された画像の中で失われることにあ
る。この情報は、様々な投影角度からスラブにおける多
様の画像を得ることによって、少なくとも部分的には復
元され、これは、フランクＲ．コロセック氏とチャー
ルスＡ．ミストレッタ氏によって、１９８９年刊行の
ＲａｄｉｏｌｏｇｙＶｏｌ．１７３の３５９頁“Ｔｉ
ｍｅ−ｒｅｓｏｌｖｅｄＲｏｔａｔｉｎｇＰｒｏｊ
ｅｃｔｉｏｎＭＲＰｈａｓｅＣｏｎｔｒａｓｔ
Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ”に示されている。

【００１１】近年有効なＭＲイメージング装置を用いる
と、厚いスラブの異なる投影像に対する画像の収集が、
シーケンス的なイメージング処理手順を用いて達成さ
れ、一般的に、スラブ全体を回転すると、それに伴って
幾分異なるスラブのボリュームがイメージされる。しか
し、この方法では、イメージデータを収集している間に
異なる投影を行うために、操作する者がスキャナーを再
プログラムしなければならないという欠点を有する。ま
た、こうした不利な点に加え、２組のデータを収集する
間に時間的遅延を生じることになる。このデータを収集
する期間中、（命令しているにもかかわらず、スキャニ
ングが終了した時点でその位置を度々調節して）患者が
動いたり、あるいは、血管のイメージング処理手順にお
ける血流などのように、イメージング状態が変わったり
する場合もあり、結果的に、２組のデータの立体的な視
界および相対的な深さ計算が一致しなくなる。しかも、
この最新型の有効な方法における欠点は、読み込まれた
傾斜方向に代わって、選択されたスラブを回転すること
によって、幾分異なるボリュームがイメージされること
にあり、これは不一致なデータ組を招くことにもなり得
る。

【００１２】そこで、本発明は上記各問題点に鑑み、ト
ータルのスキャン時間を増加させることなく、二次元の
ＮＭＲ像における被検査部の深さ識別を改良することが
可能な核磁気共鳴イメージング装置およびその方法を提
供することを目的とする。

【００１３】また本発明の他の目的は、立体的な視界お
よび画像測定に対して、幾何学的に一致した２組のデー
タを有する投影画像を得ることにある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】本発明の核磁気共鳴イメ
ージング装置は、極性場を発生する手段と、前記極性場
に従属されるスピンに横方向の磁化を生じるＲＦ励起場
を発生する励起手段と、前記横方向磁化によって発生し
たＮＭＲ信号を感知し、このＮＭＲ信号のデジタル化さ
れたサンプルを生成する受信手段と、前記ＮＭＲ信号の
位相エンコード用に第１の勾配磁場を発生する第１の勾
配手段と、前記ＮＭＲ信号の周波数エンコード用に第２
の勾配磁場を発生する第２の勾配手段と、前記横方向に
磁化したスピンのスラブ選択用に第３の勾配磁場を発生
する第３の勾配手段と、前記励起手段，第１の勾配手
段，第２の勾配手段，第３の勾配手段および受信手段に
連結するとともに、選択されたスラブの各スピンが横方
向に磁化され、第１の画像を再構築して第１の投影角度
から横方向に磁化したスラブ内の被検査部を描写する第
１のＮＭＲデータ組を形成するのに、各ＮＭＲ信号が受
信およびデジタル化され、かつ、第２の画像を再構築し
て第２の投影角度から横方向に磁化したスラブ内の前記
被検査部を描写する第２のＮＭＲデータ組を形成するの
に、各ＮＭＲ信号が受信およびデジタル化されるスキャ
ンを実行可能なパルス制御手段と、スラブ内の被検査部
の相対的深さが決定されるようにオペレータに双方の再
構築された各画像を表示する表示器とからなることを特
徴とするものである。この場合、前記横方向に磁化した
スラブ内の被検査部の立体的な視界を得るのに、前記双
方の再構築された各画像を同時に表示するものであるこ
とが好ましい。さらに、前記双方の再構築された各画像
が表示器で表示され、双方の再構築された各画像の被検
査部間の距離を測定し、前記第１の投影角度と前記第２
の投影角度との差θを用いて被検査部の相対的深さを計
算することで、スラブ内における被検査部の相対的深さ
が設定されるものであってもよい。

【００１５】また、前記パルス制御手段により行われる
スキャンは、前記第１のＮＭＲデータ組を得るための一
組の位相エンコード値を介して前記第１の勾配手段を動
作させる第１のパルスシーケンスと、前記第２のＮＭＲ
データ組を得るための一組の位相エンコード値を介して
前記第１の勾配手段を動作させる第２のパルスシーケン
スとを含み、前記第１の勾配手段，第２の勾配手段およ
び第３の勾配手段の中の２つの手段により発生する勾配
磁場の振幅によって、前記第２の各パルスシーケンスに
おける個々のパルスシーケンスが、前記第１の各パルス
シーケンスにおける対応するパルスシーケンスと異なる
ものであることが好ましく、この場合、前記第２のパル
スシーケンスにおいて異なる２つの勾配磁場の振幅が、
前記第２の勾配手段と前記第３の勾配手段によって生成
されるものであり、前記各第１のパルスシーケンス間に
前記第２の勾配手段によって生成される読み取りパルス
の振幅Ｇf が、前記各第２のパルスシーケンス間におけ
る前記第２の勾配手段の振幅Ｇx に換算され、次の数式
に示す振幅を有する読み取りパルスＧz が、

【００１６】

【数３】

【００１７】前記第３の勾配手段によって生成されるも
のであり、さらに、前記各第２のパルスシーケンス間に
前記第２の勾配手段によって生成される読み取りパルス
の振幅Ｇx が、次の数式に示すように、

【００１８】

【数４】

【００１９】前記第１の投影角度と前記第２の投影角度
との差θによって設定されるものであることが好まし
い。また、前記各第２のパルスシーケンスを構成するパ
ルスシーケンスが、前記各第１のパルスシーケンスを構
成するパルスシーケンスとインターリーブされるもので
あることが好ましい。

【００２０】

【作用】上記構成により、スラブからの３次元データ
組、あるいはスラブ内における連続するスライスからの
一続きの二次元データ組を得ることよりも、むしろ、少
なくとも２つの異なる投影角度から観測されるような、
完全なるスラブの２組の二次元ＮＭＲデータ組が得られ
るようになる。そして、多くの場合、二次元画像と同
一、あるいは、最悪でも２倍のスキャン時間で、２組の
二次元ＮＭＲデータ組を得ることができる。いずれの場
合であっても、比較となる三次元およびマルチスライス
二次元法以上に、スキャン時間が減少する。

【００２１】また、各画像に対応するviewの収集をイン
ターリーブすることによって、患者が動いても、同一の
幾何学的な形状に患部を捕らえるのに十分な時間でこれ
らを得ることができる。これによって、必要な深さ情報
を提供する投影角度の違いを除いて、２つの各画像は幾
何学的に同一になる。

【００２２】

【実施例】以下、本発明の一実施例を添付図面に基づい
て詳述する。先ず、図１を参照すると、この図１には、
本発明に係わる好ましいＮＭＲ装置の概略構成が示され
ており、これはゼネラルエレクトリック社の商標名“Ｓ
ＩＧＮＡ”と称して販売されている。本装置の操作はオ
ペレータコンソール100 から制御され、オペレータコン
ソール100 は、キーボード102 をスキャンするととも
に、プラズマ表示あるいはタッチスクリーン104 および
制御パネル103 を介してオペレータからの入力を受信す
るコンソールプロセッサ101 を備えている。また、コン
ソールプロセッサ101 は、通信リンク116 を介して別個
のコンピュータ装置107 のアプリケーションインターフ
ェースモジュール117 と通信を行うようになっている。
コンピュータ装置107 内のイメージプロセッサ106 は、
ビデオケーブル105 を介してオペレータコンソール100
のビデオ表示器118 に直接接続しており、このイメージ
プロセッサ106 によって、オペレータはキーボード102
および制御パネル103 から、オペレータは画像の作成と
表示とを操作する。

【００２３】コンピュータ装置107 はＶＭＥ規格に一致
する背面バスの周辺に形成され、この背面バスを介して
互いに通信を行う複数のモジュールを有する。複数のモ
ジュールは、アプリケーションインターフェース117 お
よびイメージプロセッサ106に加えて、ＶＭＥ背面を制
御するＣＰＵモジュールと、バス110 を介してコンピュ
ータ装置107 をディスク装置111 およびテープ装置112
を含む１組の周辺装置に接続するＳＣＳＩインターフェ
ース109 とを備えている。また、コンピュータ装置107
は、イメージデータ配列を蓄積するためのフレームバッ
ファとして公知のメモリモジュール113 と、高速直列リ
ンク115 を介してコンピュータ装置107を別個のシステ
ム制御部122 内に配置されるシステムインターフェース
モジュール120 に連結する直列インターフェースモジュ
ール114 とを備えている。

【００２４】システム制御部122 は、共通の背面部118a
に接続された１組のモジュールを有する。背面部118aは
複数のバスから構成され、各バスはＣＰＵモジュール11
9 によって制御される。直列インターフェースモジュー
ル120 は、この背面部118aを高速直列リンク115 に接続
し、かつ、パルスジェネレータモジュール121 は、直列
リンク125 を介して背面部118aをオペレータコンソール
100 に接続する。そして、オペレータから実行されるべ
きスキャンシーケンスを指示すると、リンク125 を介し
てシステム制御部122 がコマンドを受信する。

【００２５】パルスジェネレータモジュール121 は、要
求されたスキャンシーケンスを実行するためにシステム
装置を操作するものであり、作成されるべきＲＦ（高周
波）パルスのタイミング，強さおよび波形と、データ収
集ウィンドのタイミングおよび長さとを示すデータを作
成する。また、このパルスジェネレータモジュール121
は、直列リンク126 を介して１組の勾配アンプ127 に接
続し、これによって、スキャン中に作成されるべき勾配
パルスのタイミングと波形を示すデータを転送するとと
もに、直列リンク128 を介して生理的収集コントローラ
129 からの被検査部たる患者のデータを受信する。ま
た、生理的収集コントローラ129 は、患者に接続された
多数の異なるセンサからの信号をも受信することができ
る。例えば、患者の心拍周期あるいは呼吸周期にスキャ
ンを同期させるパルスジェネレータモジュール121 に対
して、べローズまたは生成パルスからの電極信号あるい
は呼吸信号からＥＣＧ（心電図）信号を受信するように
してもよい。結果的に、パルスジェネレータモジュール
121 は、直列リンク132 を介して患者の位置および状態
と磁気装置に係わる各センサーからの入力部135 の信号
を受信するスキャンルームインターフェース回路133 を
接続する。また、患者位置装置134 は患者の受け台を動
かすコマンドを受信して、スキャンに対して望ましい位
置に患者を動かすものであり、これもスキャンルームイ
ンターフェース回路133 を介して、パルスジェネレータ
モジュール121 に接続される。

【００２６】パルスジェネレータモジュール121 で得ら
れた勾配波形は、Ｇx アンプ136 ，Ｇy アンプ137 およ
びＧz アンプ138 により各々構成された勾配アンプ装置
127に用いられる。各アンプ136 ，137 ，138 は、一般
に指定されたアセンブリの対応する勾配コイル139 を励
起するために利用される。この勾配コイルアセンブリ13
9 は、孔142 に沿って水平に広がる０．５あるいは１．
５テスラの極性場をもたらす極性マグネット140 を含む
マグネットアセンブリ141 の部分を形成する。勾配コイ
ル139 は孔142 を取り囲むようにして設けられ、励起す
ると、勾配磁場Ｇx ，Ｇy ，およびＧz がデカルト座標
系の直交するｘ，ｙ，ｚ軸方向に向けられながら、主極
性場と同一方向に発生する。すなわち、主マグネット14
0 で発生した磁場Ｂ0 がｚ方向に向けられるとすれば、
ｚ方向の総合の磁場をＢｚとすると、各勾配磁場Ｇx ，
Ｇy ，Ｇz は次の数式にて示される。

【００２７】

【数５】

【００２８】また、マグネットアセンブリ141 の孔のあ
る地点（ｘ，ｙ，ｚ）における磁場Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）
は、次の数式によって与えられる。

【００２９】

【数６】

【００３０】勾配磁場は、スキャンされた患者から発散
するＮＭＲ信号の空間的な情報をエンコードするのに利
用される。

【００３１】孔142 の中には、円筒状をなす全身用ＲＦ
コイル152 が配置される。このコイル152 により、シス
テム制御部122 内のトランシーバーモジュール150 によ
り供給されたＲＦパルスに対応して、円周状に分極され
たＲＦ場が得られる。これらのＲＦパルスはＲＦアンプ
151 により増幅され、ＲＦコイルと一体形成される送信
／受信スイッチ154 を介してＲＦコイル152 に連結され
る。波形および制御信号はパルスジェネレータモジュー
ル121 によって付与され、ＲＦキャリア変調とモード制
御のためにトランシーバーモジュール150 によって利用
される。得られたＮＭＲ信号は患者に励起された原子核
によって放射され、同一のＲＦコイルで感知され得ると
ともに、送信／受信スイッチ154 を介してプリアンプ15
3 に連結される。この増幅されたＮＭＲ信号は、トラン
シーバーモジュール150 の受信部により復調検波および
ろ波された後、デジタル化される。送信／受信スイッチ
154 は、パルスジェネレータモジュール121 からの制御
信号によって制御され、送信モードの期間には、ＲＦア
ンプ151 をＲＦコイル152 に接続し、受信モードの期間
には、プリアンプ153 をＲＦコイル152 に接続する。ま
た、この送信／受信スイッチ154 により、例えばヘッド
コイルやサーフェースコイルなどのセパレートＲＦコイ
ルを、いずれか一方の送信あるいは受信モードで用いる
ことが可能になる。

【００３２】主マグネットアセンブリ141 は、極性マグ
ネット140 ，勾配コイル139 およびＲＦコイル152 を支
援するのに加えて、主マグネット140 と連動し、かつ極
性磁場内の不均一性を補正する一組のシムコイル156 を
も支援している。主電源装置157 は、超伝導主マグネッ
ト140 によって得られた極性場を正確な動作強度に発生
させるのに用いられ、その後取り除かれる。

【００３３】ＲＦコイル152 によって捕捉されたＮＭＲ
信号は、トランシーバーモジュール150 によってデジタ
ル化され、同様にシステム制御部122 の一部分をなすメ
モリモジュール160 に転送される。スキャンが行われ、
データのエンタイアアレイがメモリモジュール160 に取
り込まれるようになると、アレイプロセッサ161 はイメ
ージデータのアレイに対してデータをフーリエ変換す
る。このイメージデータは、直列リンク115 を介してコ
ンピュータ装置107 に伝送され、ディスク装置111 に格
納される。オペレータコンソール100 からのコマンドに
対して、このイメージデータをテープ駆動装置112 に記
録してもよく、さらに、イメージプロセッサ106 により
生成し、オペレータコンソール100 に転送して、ビデオ
表示器118に表示してもよい。

【００３４】図１に示すＮＭＲ装置では、二次元のフー
リエ変換を用いて画像が再構築される二次元（２Ｄ）デ
ータ組を得るために、多数知られているパルスシーケン
スのいずれかを実行してよい。しかし、本発明を実施す
る場合、こうしたＮＭＲパルスシーケンスは、少なくと
も２組の二次元データを得るために、次に述べるように
変更される。

【００３５】図２を参照すると、先ず第１の変更点は、
ＲＦ励起パルスと、スライス選択勾配磁場Ｇz とを変え
ることにあり、これによって、スピンからなる厚いスラ
ブが励起される。イメージ化されるスラブは、図２の
Ａ，ＢおよびＣに示すような興味のある被検査部の全部
分を含有するのに十分な厚さとなるはずである。この例
では、ｘ方向は周波数エンコードを行う読み取り勾配磁
場（Ｇf ＝Ｇx ）を伴う空間的にコード化した方向とな
り、紙面（ｘ−ｚ平面）に対して垂直なｙ方向は、位相
エンコード勾配磁場の方向となる。周波数エンコードを
行う読み取り勾配磁場Ｇf はベクトル190 によって示さ
れており、空間的にコード化した勾配磁場を用いたデー
タ組から再構築された二次元フーリエ変換画像は、191
に示すｘ−ｙ平面に位置することになる。励起されたス
ラブ内にある被検査部は、このイメージ平面191 に対し
てＡ´，Ｂ´およびＣ´に示すように投影されるが、投
影方向192 に沿って被検査部Ａ，Ｂがアライメントされ
るために、被検査部Ａ，Ｂの画像は重なり合う。結果的
に、この画像では被検査部Ａと被検査部Ｂとを区別する
ことはできず、被検査部Ａ，Ｂに対する相対的な被検査
部Ｃの深さを測定することができない。

【００３６】次の図３は、異なる投影角度から得られた
第２の画像が、いかにして図２における不明確点を解決
できるのかを示している。この例では、同一のスラブが
イメージングを行うために選択されるが、同一のスラブ
を通過する投影角度は、ベクトル190 に示すように、ｘ
方向に対して角度θの周波数エンコードを行う勾配磁場
Ｇf を加えることで変更される。すなわち、投影角度の
変更は、この勾配磁場の方向を変えることに等しい。方
向の変更は、読み取り中にｘ方向およびｚ方向に沿って
各勾配磁場を加えることで達成され、結果として得られ
た周波数エンコードを行う勾配磁場Ｇf は、次に詳述す
るようなこれらの２つの勾配磁場を合計したベクトルと
なる。

【００３７】図３における第２の画像では、励起された
スラブ内における各被検査部の投影部の相対位置が各々
異なっている。被検査部Ａ，Ｂの投影部Ａ´Ｂ´は、重
なり合うことなく、しかも、各被検査部の相対的な深さ
は、２つの画像の相対的な位置を比較することによって
測定することができる。本発明における重要な点とは、
図２および図３に示す２つの画像が単一のスキャンで得
られ、かつ、各データ収集間の時間間隔は、その間に励
起されたスピンの動きがない程度の短さになることにあ
る。例えば、仮に速いパルスシーケンスが用いられたと
しても、各二次元フーリエ変換画像を瞬時にかつ交互に
得ることができ、インタリーブされた手法により、２つ
の投影を選択的に得ることができる。つまり、各投影に
おいて対応する各View（すなわち、これは対応する各位
相エンコード勾配値に相当する。）は、共にかつ交互に
得られる。これは、各viewに対する一対の連続するパル
スシーケンスで達成してもよく、あるいは、各viewに対
する一対のＮＭＲ信号を、シングルあるいはマルチエコ
ーによるＮＭＲパルスシーケンスで得るようにしてもよ
い。いずれの場合にも、各投影に対応するviewは互いに
数ミリセカンドで得られ、これによって、励起されたス
ラブにおける被検査部の幾何学的位置は、その間に動く
機会を持たなくなる。生成されたあらゆる動きからのア
ーチファクトは、双方の投影において同一に現れるとと
もに、スキャン間に用いられるあらゆる動きあるいは流
体からのアーチファクトを抑制する技術が、各投影に等
しく作用することになる。

【００３８】２つの投影角度により得られた一対の画像
は、重なり合う構造部の不明確さを解決するために、引
き続いて並んで見ることのできる２つの異なる透視画を
提供する。これらは選択的に単一の表示器で周期的に表
示させることが可能であり、循環する被検査部の幻影を
創造することもできる。さらに、他のアプローチとし
て、適切に選択された別々の角度（５゜乃至１０゜）
で、三次元視覚効果を作り出すためのステレオスコープ
的な立体画像を見ることもできる。本実施例では、２つ
の再構築された画像が同一の表示器スクリーンに同時に
表示されるが、これは、例えば赤と緑のように異なる色
で表示される。使用者は各々対応する色を持つレンズを
備えた眼鏡をかけることで、画像を三次元で見ることが
できる。

【００３９】異なる投影角度から得られた画像は、公知
の三角測定アルゴリズムを用いることによって、スラブ
内における各被検査部の相対的な深さを計算するために
も用いられる。例えば、２つの投影間の角度θが判って
おり、２つの被検査部間の相対的な距離が各画像上で測
定される場合には、画像化されたスラブ内における相対
的な深さを計算することができる。こうした計算法は、
例えば、定規を用いたり、あるいは、マウス制御された
カーソルを用いて被検査部の位置を特定し、その後、コ
ンピュータにより距離と深さを計算するコンピュータ手
法によって、画像上の距離を直接的に測定することで達
成される。

【００４０】図４は、グラジエントエコー法によるイメ
ージングパルスシーケンスの基本的な構成要素を示した
ものである。このダイアグラムでは、スラブ選択と周波
数エンコードに用いられるＲＦ（高周波）および勾配波
形のみが示されている。なお、スピンエコー法によるイ
メージングのためのrefocusing パルスや、血管をイメ
ージングするためのflow-encoding gradients などの様
々なイメージング技術に特定する位相エンコード勾配お
よびＲＦ波形は示されていない。

【００４１】同図において、ＲＦ軸には、ＮＭＲ装置に
よってもたらされたスラブ選択ＲＦ励起波形195 と、そ
の後得られた再フォーカスされた勾配ＮＭＲエコー信号
196が図式的に示されている。図２に示すように、次の
Ｇz スラブ選択軸には、傾斜のないスラブに対するｚ軸
方向に沿った選択勾配磁場が実線197 に示されている。
また、図２に示すように、Ｇx 読み取り軸には、傾斜の
ない投影に対する周波数エンコードを行う勾配磁場が実
線198 に示されている。さらに、Ｇz およびＧx 軸に
は、図３に示すような傾斜した投影に付加された波形
が、破線199 ，200に示されている。この傾斜した角度
θは、次の数式で与えられる。

【００４２】

【数７】

【００４３】但し、Ｇz およびＧy は、読み取り期間中
における勾配磁場波形の振幅を示している。

【００４４】仮に、非傾斜および傾斜時のデータ収集期
間中に、どのサンプリングパラメータも変更していない
とすれば、各々再構築された画像たる画像スケールの視
界（ＦＯＶ）は、周波数エンコードを行う勾配磁場Ｇf
の振幅に依存する。したがって、同一の画像スケールを
維持するためには、この勾配磁場Ｇf の振幅を２つのデ
ータ収集間で同一にするべきである。このため、傾斜し
ていない投影に対する周波数エンコードを行う勾配磁場
の振幅をＧf とするならば、その後、傾斜した投影に対
する勾配磁場Ｇx ，Ｇz は、次の数式に示す条件を満足
するはずである。

【００４５】

【数８】

【００４６】さらに、傾斜した投影に対する勾配磁場Ｇ
x ，Ｇz の望ましい振幅を決定するために、数８に示す
数式を数７に結合すると、次の各数式が得られる。

【００４７】

【数９】

【００４８】

【数１０】

【００４９】但し、上記各数式において、θの方向が図
３に示すように時計回りであれば、勾配磁場Ｇz は負に
なり、θの方向が反時計回りであれば、勾配磁場Ｇz は
正になる。２つの便宜上選ばれた投影角度に対し、先ず
第１に、望ましい視界あるいは画像スケールに必要なＧ
f の値を選択する。その後、上記数９および数１０を用
いて、望ましい投影角度に対する必要な勾配磁場の組合
わせを算出する。

【００５０】このように、適切な勾配磁場の振幅がスキ
ャンをする前に望ましい投影角度に対して算出されるた
め、データ収集における特定の命令にかかわらず、２つ
の投影画像を得るために、システムを再プログラムする
必要がなくなる。しかも、イメージ収集中に、患者が動
いて位置ずれを起こす機会が減少する。さらに、パルス
シーケンスによる連続的なサイクルで、２つの投影に対
するデータ収集をインターリーブすることによって、ス
キャン処理中に生じる例えば血流などのあらゆる動きや
他の状態の変化が、双方の画像で共通となる。このこと
は、立体的な視界および深さ計算に対して、不一致なデ
ータ組を得る可能性が減少することになる。

【００５１】同一の静止したスラブから多数の投影を得
る場合、イメージ平面に投影された生体の厚さが、僅か
ではあるが投影角度の作用として変化することが、多少
複雑な要因となる。これは、投影中に僅かに異なった画
像輝度として現れるが、多くの場合、その影響は注目さ
れない程度に小さいものである。しかも、一方の画像の
輝度レベルを変えるか、あるいは、各画像のピクセルの
輝度数値にスケールファクターを加えることによって、
この影響を補正することができる。

【００５２】２つの投影に対してデータ入手のために必
要とされる時間は、同等の単一の投影に対して必要とさ
れる時間の２倍になる。しかし、多くの適用例では、画
像の信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）を改善するために、個々
の画像に対して多数のデータ組を得ることが共通にな
る。平均化するのに用いられる繰り返し数は、ＮＥＸ数
として引用される。本発明では、２つの異なるスラブ投
影に対する一対の１ＮＥＸ画像が、単一の２ＮＥＸ画像
に対して必要とされる時間と同一に得られるようにして
もよい。但し、この場合には、２つの画像を立体的に見
る際に、信号を平均化した影響によって部分的にオフセ
ットされる欠点がある。また、この影響は、回転する表
示の幻影を得るために２つの投影を循環させた時に、あ
る範囲で行われる。

【００５３】上記実施例では、極性場を発生する手段
が、極性マグネット140 に相当し、極性場に従属される
スピンに横方向の磁化を生じるＲＦ励起場を発生する励
起手段が、ＲＦコイル152 に相当する。また、横方向磁
化によって発生したＮＭＲ信号を感知し、このＮＭＲ信
号のデジタル化されたサンプルを生成する受信手段は、
ＲＦコイル152 およびトランシーバーモジュール150 に
相当し、ＮＭＲ信号の位相エンコード用に第１の勾配磁
場を発生する第１の勾配手段と、ＮＭＲ信号の周波数エ
ンコード用に第２の勾配磁場を発生する第２の勾配手段
と、横方向に磁化したスピンのスラブ選択用に第３の勾
配磁場を発生する第３の勾配手段は、各々Ｇy アンプ13
7 ，Ｇx アンプ136 およびＧz アンプ138 に相当する。
さらに、前記ＲＦコイル152 ，Ｇx アンプ136 ，Ｇy ア
ンプ137 ，およびＧz アンプ138 に連結するとともに、
選択されたスラブの各スピンが横方向に磁化され、第１
の画像を再構築して第１の投影角度から横方向に磁化し
たスラブ内の被検査部を描写する第１のＮＭＲデータ組
を形成するのに、各ＮＭＲ信号が受信およびデジタル化
され、かつ、第２の画像を再構築して第２の投影角度か
ら横方向に磁化したスラブ内の被検査部を描写する第２
のＮＭＲデータ組を形成するのに、各ＮＭＲ信号が受信
およびデジタル化されるスキャンを実行可能なパルス制
御手段が、システム制御部122 に相当し、スラブ内の被
検査部の相対的深さが決定されるようにオペレータに双
方の再構築された各画像を表示する表示器が、ビデオ表
示器118に相当する。

【００５４】また、第１のＮＭＲデータ組を得るための
一組の位相エンコード勾配値を介してＧy アンプ137 を
動作させる第１のパルスシーケンスが、図２に示す傾斜
の内投影に対応するパルスシーケンスに相当し、さら
に、第２のＮＭＲデータ組を得るための一組の位相エン
コード勾配値を介して前記第１の勾配手段を動作させる
第２のパルスシーケンスが、傾斜した投影に対応するパ
ルスシーケンスに相当する。

【００５５】本発明は、その精神を逸脱することなく、
上述の好ましい実施例から多くの変更を行うことが可能
である。上述のように、スラブ選択勾配磁場Ｇz と、読
み取り勾配磁場Ｇx との組合わせを用いて、各投影を最
も簡単に回転させることがある一方、位相エンコード勾
配磁場Ｇy を用いて各投影を回転させることもある。ま
た、位相エンコード勾配磁場Ｇy はイメージ収集におけ
る各viewを変更するものであるため、各viewに対して望
ましい回転総数を達成するために、この勾配磁場Ｇy を
個々に計算することが必要となる。望ましい位相エンコ
ードと、各viewに対する振幅Ｇp を生成するために、位
相エンコード勾配磁場Ｇy をスラブ選択勾配磁場Ｇz と
組合わせて利用することがある。この場合、振幅Ｇp は
次の数式にて示される。

【００５６】

【数１１】

【００５７】周波数エンコード勾配磁場Ｇx と位相エン
コード勾配磁場Ｇy とによる同様の組合わせが、傾斜角
度で画像投影を発生するのに用いられるであろう。

【００５８】

【発明の効果】本発明における核磁気共鳴イメージング
装置は、極性場を発生する手段と、前記極性場に従属さ
れるスピンに横方向の磁化を生じるＲＦ励起磁場を発生
する励起手段と、前記横方向磁化によって発生したＮＭ
Ｒ信号を感知し、このＮＭＲ信号のデジタル化されたサ
２プルを生成する受信手段と、前記ＮＭＲ信号の位相エ
ンコード用に第１の勾配磁場を発生する第１の勾配手段
と、前記ＮＭＲ信号の周波数エンコード用に第２の勾配
磁場を発生する第２の勾配手段と、前記横方向に磁化し
たスピンのスラブ選択用に第３の勾配磁場を発生する第
３の勾配手段と、前記励起手段，第１の勾配手段，第２
の勾配手段，第３の勾配手段および受信手段に連結する
とともに、選択されたスラブの各スピンが横方向に磁化
され、第１の画像を再構築して第１の投影角度から横方
向に磁化したスラブ内の被検査部を描写する第１のＮＭ
Ｒデータ組を形成するのに、各ＮＭＲ信号が受信および
デジタル化され、かつ、第２の画像を再構築して第２の
投影角度から横方向に磁化したスラブ内の前記被検査部
を描写する第２のＮＭＲデータ組を形成するのに、各Ｎ
ＭＲ信号が受信およびデジタル化されるスキャンを実行
可能なパルス制御手段と、スラブ内の被検査部の相対的
深さが決定されるようにオペレータに双方の再構築され
た各画像を表示する表示器とからなるものであるから、
トータルのスキャン時間を増加させることなく、二次元
のＮＭＲ像における被検査部の深さ識別を改良すること
ができる。

【００５９】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記横方向に磁化したスラブ内の被検査部の立体
的な視界を得るのに、前記双方の再構築された各画像を
同時に表示するものであり、この場合には、トータルの
スキャン時間を増加させることなく、二次元のＮＭＲ像
における被検査部の深さ識別を改良して、画像を三次元
で見ることが可能となる。

【００６０】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記パルス制御手段により行われるスキャンが、
前記第１のＮＭＲデータ組を得るための一組の位相エン
コード値を介して前記第１の勾配手段を動作させる第１
のパルスシーケンスと、前記第２のＮＭＲデータ組を得
るための一組の位相エンコード値を介して前記第１の勾
配手段を動作させる第２のパルスシーケンスとを含み、
前記第１の勾配手段，第２の勾配手段および第３の勾配
手段の中の２つの手段により発生する勾配磁場の振幅に
よって、前記第２の各パルスシーケンスにおける個々の
パルスシーケンスが、前記第１の各パルスシーケンスに
おける対応するパルスシーケンスと異なるものであるか
ら、２つのパルスシーケンスを用いるだけで、トータル
のスキャン時間を増加させることなく、二次元のＮＭＲ
像における被検査部の深さ識別を改良することができ
る。

【００６１】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記第２のパルスシーケンスにおいて異なる２つ
の勾配磁場の振幅が、前記第２の勾配手段と前記第３の
勾配手段によって生成されるものであるから、この場合
には、トータルのスキャン時間を増加させることなく、
二次元のＮＭＲ像における被検査部の深さ識別を改良す
ることができるとともに、投影角度を最も簡単に回転さ
せることができる。

【００６２】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記各第１のパルスシーケンス間に前記第２の勾
配手段によって生成される読み取りパルスの振幅Ｇf
が、前記各第２のパルスシーケンス間における前記第２
の勾配手段の振幅Ｇx に換算され、次の数式に示す振幅
を有する読み取りパルスＧz が、

【００６３】

【数１２】

【００６４】前記第３の勾配手段によって生成されるも
のであるから、この場合には、トータルのスキャン時間
を増加させることなく、二次元のＮＭＲ像における被検
査部の深さ識別を改良することができるとともに、ｘ方
向およびｚ方向に沿って各勾配磁場を加えることで、投
影角度を最も簡単に回転させることができる。

【００６５】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記各第２のパルスシーケンス間に前記第２の勾
配手段によって生成される読み取りパルスの振幅Ｇx
が、次の数式に示すように、

【００６６】

【数１３】

【００６７】前記第１の投影角度と前記第２の投影角度
との差θによって設定されるものであり、この場合に
は、スキャンをする前に望ましい投影角度に対して勾配
磁場の振幅を算出することができるため、各投影画像を
得るために、システムを再プログラムする必要がなくな
る。

【００６８】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記各第２のパルスシーケンスを構成するパルス
シーケンスが、前記各第１のパルスシーケンスを構成す
るパルスシーケンスとインターリーブされるものであ
り、立体的な視界および画像測定に対して、幾何学的に
一致した２組のデータを有する投影画像を得ることがで
きる。

【００６９】また、本発明の核磁気共鳴イメージング装
置は、前記双方の再構築された各画像が表示器で表示さ
れ、双方の再構築された各画像の被検査部間の距離を測
定し、前記第１の投影角度と前記第２の投影角度との差
θを用いて被検査部の相対的深さを計算することで、ス
ラブ内における被検査部の相対的深さが設定されるもの
であり、この場合には、トータルのスキャン時間を増加
させることなく、二次元のＮＭＲ像における被検査部の
深さ識別を改良して、スラブ内における相対的な深さを
計算することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例に適用されるＮＭＲ装置のブ
ロック構成図である。

【図２】同上図１におけるＮＭＲ装置を用いた場合の、
画像化される要部の概略説明図である。

【図３】同上図１におけるＮＭＲ装置を用いた場合の、
画像化される要部の概略説明図である。

【図４】同上図１におけるＮＭＲ装置によって励起され
るパルスシーケンスのグラフ図である。

【符号の説明】

118 ビデオ表示器（表示器） 122 システム制御部（パルス制御手段） 136 Ｇx アンプ（第２の勾配手段） 137 Ｇy アンプ（第１の勾配手段） 138 Ｇz アンプ（第３の勾配手段） 140 極性マグネット（極性場発生手段） 150 トランシーバーモジュール（受信手段） 152 ＲＦコイル（励起手段，受信手段）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】極性場を発生する手段と、前記極性場に
従属されるスピンに横方向の磁化を生じるＲＦ励起場を
発生する励起手段と、前記横方向磁化によって発生した
ＮＭＲ信号を感知し、このＮＭＲ信号のデジタル化され
たサンプルを生成する受信手段と、前記ＮＭＲ信号の位
相エンコード用に第１の勾配磁場を発生する第１の勾配
手段と、前記ＮＭＲ信号の周波数エンコード用に第２の
勾配磁場を発生する第２の勾配手段と、前記横方向に磁
化したスピンのスラブ選択用に第３の勾配磁場を発生す
る第３の勾配手段と、前記励起手段，第１の勾配手段，
第２の勾配手段，第３の勾配手段および受信手段に連結
するとともに、選択されたスラブの各スピンが横方向に
磁化され、第１の画像を再構築して第１の投影角度から
横方向に磁化したスラブ内の被検査部を描写する第１の
ＮＭＲデータ組を形成するのに、各ＮＭＲ信号が受信お
よびデジタル化され、かつ、第２の画像を再構築して第
２の投影角度から横方向に磁化したスラブ内の前記被検
査部を描写する第２のＮＭＲデータ組を形成するのに、
各ＮＭＲ信号が受信およびデジタル化されるスキャンを
実行可能なパルス制御手段と、スラブ内の被検査部の相
対的深さが決定されるようにオペレータに双方の再構築
された各画像を表示する表示器とからなることを特徴と
する核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】前記横方向に磁化したスラブ内の被検査
部の立体的な視界を得るのに、前記双方の再構築された
各画像を同時に表示するものであることを特徴とする請
求項１記載の核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】前記パルス制御手段により行われるスキ
ャンは、前記第１のＮＭＲデータ組を得るための一組の
位相エンコード値を介して前記第１の勾配手段を動作さ
せる第１のパルスシーケンスと、前記第２のＮＭＲデー
タ組を得るための一組の位相エンコード値を介して前記
第１の勾配手段を動作させる第２のパルスシーケンスと
を含み、前記第１の勾配手段，第２の勾配手段および第
３の勾配手段の中の２つの手段により発生する勾配磁場
の振幅によって、前記第２の各パルスシーケンスにおけ
る個々のパルスシーケンスが、前記第１の各パルスシー
ケンスにおける対応するパルスシーケンスと異なるもの
であることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴イメ
ージング装置。
【請求項４】前記第２のパルスシーケンスにおいて異
なる２つの勾配磁場の振幅が、前記第２の勾配手段と前
記第３の勾配手段によって生成されるものであることを
特徴とする請求項３記載の核磁気共鳴イメージング装
置。
【請求項５】前記各第１のパルスシーケンス間に前記
第２の勾配手段によって生成される読み取りパルスの振
幅Ｇf が、前記各第２のパルスシーケンス間における前
記第２の勾配手段の振幅Ｇx に換算され、次の数式に示
す振幅を有する読み取りパルスＧz が、【数１】前記第３の勾配手段によって生成されるものであること
を特徴とする請求項４記載の核磁気共鳴イメージング装
置。
【請求項６】前記各第２のパルスシーケンス間に前記
第２の勾配手段によって生成される読み取りパルスの振
幅Ｇx が、次の数式に示すように、【数２】前記第１の投影角度と前記第２の投影角度との差θによ
って設定されるものであることを特徴とする請求項５記
載の核磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】前記各第２のパルスシーケンスを構成す
るパルスシーケンスが、前記各第１のパルスシーケンス
を構成するパルスシーケンスとインターリーブされるも
のであることを特徴とする請求項３記載の核磁気共鳴イ
メージング装置。
【請求項８】前記双方の再構築された各画像が表示器
で表示され、双方の再構築された各画像の被検査部間の
距離を測定し、前記第１の投影角度と前記第２の投影角
度との差θを用いて被検査部の相対的深さを計算するこ
とで、スラブ内における被検査部の相対的深さが設定さ
れるものであることを特徴とする請求項１記載の核磁気
共鳴イメージング装置。