JPS6078337A - 矢状又は冠状ｎｍｒ画像形成におけるエイリアシングを低減する方法及びその装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、被検体の内部の選択した分子構造のポイント
毎の内部分布を表わすデータを核磁気共鳴現象を利用し
て得るＮＭＲ（核磁気共鳴）画像形成方法及びその装置
に関する。さらに詳細には、本発明は、エイリアシング
アーチファクトを大きく低減したＮＭＲ画像のデジタル
化信号発生方式に関し、人体の矢状平面及び、又は冠状
平面の画像形成の場合に通常値まれるように被験体の広
い領域を通る横断面の一部のみを画像形成するときに特
に有用である。

本願は本願と同時に出願される同時係属出願及び米国特
許第４，３１８，０４３ 号、第４，２９７，６３７号及び第　号と関連している
。

■画像形成は、磁界が存在するときに選択された原子核
の磁気モーメントの共鳴を誘起し、監視することができ
るという機能に基づいている。位置変動磁界の利用によ
シ少量の共鳴原子核の位置と濃度と共に測定することが
でき、それによって生体粗織（たとえば人体）又は被検
体の他の内部構造におけるこの分布を反映する可視表示
画像を形成することができる。水素は安定原子核の下で
一現象に対する感度が最も高く、また人体に最も多く存
在する原子核であるので、Ｍ化画像形成には非常に適し
ている。

ＮＭＲ画像形成はコンピユータ化断層撮影走査方式（た
とえばＸ線放射を利用する）にやや類似する非侵入診断
技術であるが、それとは全く異なる物理現象に基づいて
いる。

本発明の実施例に利用するのが好ましい特定のｍスピン
エコー現象は前記同時係属出願及び発行特許に既に詳細
に説明されている。

関心領域から取出される無線周波ＮＭＲ信号応答の包絡
線は、可聴周波ＮＭＲ応答信号（たとえばスピンエコ一
応答の包絡線）を提供するために検出されるのが普通で
ある。この可聴周波ＮＭＲ応答信号は、その後、サンプ
ル時点の瞬間的な信号値を表わすデジタル化電気信号を
提供するために間隔をおいて繰返しサンプリングされる
。このようにサンプリングされた値は、通常、（たとえ
ば許容し°うるＳ／Ｎ比を得るように）繰返される複数
の同様外測穴サイクルにわたって累算され、続いて実行
されるデジタルデータ信号処理装置を使用する間両像再
構成及び表示のために記憶される。サンプリングされた
信号値を処理し、関心領域の内部の様々な物理的位置又
は空間位置と関連する、ＮＭＲ応答信号の中の周波数成
分の大きさを取出すために、デジタルフーリエ変換方式
（たとえば高速フーリエ変換）を利用するのが普通であ
る。すなわち、薦信号応答の発生及び読出しに採用され
る傾斜磁界のために、ＮＭＲ応答信号を提供する傾斜し
た原子核の空間位置はＮＭＲ応答信号の様々な周波数成
分についてコード化される。

周知のように、信号の中に存在するごく限られた帯域の
周波数成分のみがそのような不連続サンプリングプロセ
スによシ限定される。さらに詳細には、以前にナイキス
）　（Ｎｙｑｕｌｓｔ　）が指摘しているように、サン
プリング速度の二倍の−よシ高い周波数を有する信号の
周期的サンプルは、サンプリング速度の二倍の−よシ低
い周波数を有する信号の周期的サンプル値と同じサンプ
ル点値を有する。従って、そのようなサンプル波形の周
波数スペクトルを取出すと（たとえば高速フーリエ変換
によシ）、そのような高周波数（すなわちナイキスト周
波数を越える周波数）は取出される周波数スペクトルの
中で低周波数（たとえばナイキスト周波数よシ低い周波
数）と同じ部分を占めるよ、うに見える。この効果は時
によシ「エイリアシング」という用語によｐ知られてい
る。

爺画像形成においては、傾斜した原子核の空間位置はＮ
ＭＲ応答信号の中に存在する信号成分の周波数によりコ
ード化されるので、曳信号の取出された周波数ス（クト
ルの中の最大周波数成分は最大画像サイズ又は「視野」
を有効に限定する。従来は信号サンプリング速Ｗ　２ｔ
。

の二倍の−にほぼ等しい遮断周波数ｆｃを有するエイリ
アシング阻子電気フィルタが採用されていた。すなわち
、サンプリング速度は従来の慣例に従って、通常は低域
エイリアシング阻子フィルタの遮断周波数と関連するナ
イキスト周波数とほぼ等しくなるように設定された。従
って、従来はフィルタ遮断周波数とサンプリング速度と
が連帯して同一の広がシを有する再構成視野を限定する
ように作用していた。全く完璧な、すなわち理想像なエ
イリアシング阻子フィルタ（たとえば、遮断周波数よシ
高い周波数を有する全ての信号成分る完全に排除し、遮
断周波数よシ低い周波数を有する全ての信号成分をひず
み又は減衰なく通過させるフィルタ）を実現させること
ができるならば、この従来の方式は結果として得られる
ｍ画像の全てのエイリアシングアーチファクトを阻子し
うると予測されるであろう。

しかしながら、実際には、そのような完全な又は理想的
なエイリアシング阻子フィルタを物理的に実現するのは
不可能である。従って、実際には、取出されるアナログ
ｍ信号の中に重大な高周波成分が存在するので、そのよ
うな高周波成分の一部はエイリアシング阻子フィルタを
通過してしまい、結果として得られるＮＭＲ画像ニエイ
リアシングアーチファクトを発生させると考えられる。

そのような高周波成分は人体の去状横断面又は冠状横断
面の画像形成に際して発生すると通常は予期される。こ
れは、たとえば、人体の完全な矢状平面又は冠状平面が
画像形成すべき視野を（その一端で又は他端又は両端で
）相当に越えるほど広がっているためである。すなわち
、選択された冠状平面又は矢状平面から取出されるＮＭ
Ｒ応答に著しく大きな高周波成分が含まれることがあり
うる。従って、体軸横断毘画像と比べて冠状断面及び矢
状断面のＮＭＲ画像の方が重大なエイリアシング発生の
問題をよシ頻繁に起こしやすく、重大な問題となる。

通常の先行技術の方法はスカートの傾斜が急な極低域エ
イリアシング阻子フィルタを使用してはいるが、全体と
して問題を軽減するものではない。このことは、たとえ
ば、Ｇ、Ｎ、ホランド（Ｇ、Ｎ、　Ｈｏ１ｌａｎｄ）他
の論文「脳の核磁気共鳴（ＮＭＲ）断層撮影法、冠状断
面及び矢状断面（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　
Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　（ＮＭＲ）Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ
　Ｏｆ　Ｔｈｅ　Ｂｒａｌｎ　：　Ｃｏｒｏｎａｌ　Ａ
ｎｄＳａｇｉｔｔａｌ　５ｅｃｔｉｏｎｓ）　Ｊ　（ジ
ャーナル・オツ・／ コンピュータ・アシステツド・トモグラフィ、４　（４
）：　４２９〜４３３ページ、１９８０年８月）に記載
されている。

しかし々から、発明者は、サンプリング速度を低域エイ
リアシング阻子フィルタの遮断周波数と通常関連する公
称ナイキストサンプリング速度より実質的に高くするこ
とによシ、冠状ｍ画像及び来状Ｍ（ト）画像からもエイ
リアシングアーチファクトをほぼ全て取除くことが可能
であることを発見した。このようにサンプリング速度を
高くするのに伴女って必然的にいくつかの欠点（たとえ
ば、サンプル値の数が多くなるので、それらを記憶する
ために付加的なデジタル記憶ス被−スが必要となシ、ま
た、余分のサンプル値を処理するために処理時間を延長
しなければ力らない）が発生するが、最終画像のエイリ
アシングアーチファクトを低減する又はほぼ排除するこ
とによシ得られる利点は付加コストを要求されても余シ
あるものと考えられる。

さらに、実際の表示に使用するために上位の最終演算画
素値（たとえば視野の中心部の付近の画素値）のみを保
持することによシ、要求される付加的記憶装置の数を最
少限にすることができる。この方法によシ、演算画素値
を記憶するために必要とするメモリを、演算されるＮＭ
Ｒ画像の記憶に必要な先行技術の記憶装置と同等に維持
することができる（ｆｃだし、付加サンプルを記憶する
ための付加的メモリは依然として必要でちる）。

好ましい実施例においては、サンプリング速度は低域エ
イリアシング阻子フィルタの遮断周波数と関連する公称
ナイキスト速度よシ高く（たとえば２倍）なるように設
定される。好ましい実施例で使用されるｍ応答信号は、
被験体の第１の部分を９０°傾斜’ｆ（、ｐ　ａ４ルス
で選択的に励起し、その後、被験体の第１の部分と第２
の部分の共通の交差領域によシ限定される関心領域から
スピンエコ一応答を取出すように第２の部分を１８０°
傾斜ＲＦ　／ｅルスで選択的に励起することによシ取出
されるスピンエコーである。

好ましい実施例においては、同様のスピンエコー信号を
繰返し測定し、測定されたサンプル値をＮＭＲ再構成過
程で使用する前に累貧する。この再構成過程は、そのよ
うに測定され且つひとつ又は累算されるサンプル信号値
の二次元フーリエ変換から成るのが好ましい、来状平面
によシ規定される体積又は冠状平面によシ規定される体
積の画像を警戒すべき場合、傾斜磁界はＮＭＲスピンエ
コー発生中に人体の長袖に清って印加されるのが好まし
い。この場合、リアルタイム低域アナログ信号フィルタ
リングによシ、エイリアシングアーチファクトが最も多
くなる可能性のある人体の長軸に浴ったエイリアシング
の発生が低減される。

以下、添付の図面を参照して本発明の好ましい実施例を
詳細に説明する。

本発明の好ましい実施例において採用されるハードワイ
ヤード装置は前記同時係属特許出願で使用され、記載さ
れる装置と同様のものであシ、第１図及び第２図は前記
同時係属特許出願からほぼ変更なく複写されている。た
だし、例外としてエイリアソング阻子フィルタ２）とそ
れに関連する遮断周波数は直列回線インターフェース及
びコンビーータ化制−システム２０を介してデータ収集
表示用コンピータ３ノによ’）　ｆｌ！Ｉ御される。こ
の装置及びその動作において、ここに記載され、特許請
求される発明の実施を可能にするようなその他の機能上
の相違は、アナログ／デジタル変換器２５によシ採用さ
れるサンプリング速度ＳＲがエイリア・ソング阻子フィ
ルタ２ノの遮断周波数ｆｃと関連するナイキスト周波数
２ｆｃよシ実質的に高くなる（たとえば、好ましい実施
例ではナイキスト速度の２倍）ように確保するようにデ
ータ収集表示用コンピュータ３ノを再プログラムするこ
とによシ達成される。この場合、数の増したサンプルデ
ータ値を確実に処理し記憶するためにデータ収集表示用
コンピュータ３ノが十分な付加メモリと適切なプログラ
ムを具備しなければならないことは自明である。

第１図に関して説明する。本発明のこの実施例は、軸に
沿う向きを有する一様な靜磁界Ｈ６を発生する静界磁コ
イルｌＯを含む。この実施例においては、静界磁コイル
１０はその中空部に人体を十分に受入れることができる
大きさであるのが好１しく、寸だ、静界磁コイルＪｏを
Ｈ４１２ｆｆ、状態とするように液体ヘリウム等を充満
した低温ハウジング１２をコイルの周囲に配置するのが
好ましい。この場合、静磁界は約３．５ｋｇの強さであ
るので、水素原子核は約１５　ＭＨｚの周波数でＮＭＲ
を示す。第１図に分解斜視図で示されるＸ傾斜コイル、
Ｙ傾斜コイル及びＸ傾斜コイルは実際には静界磁コイル
１０の内部に互いに同心に重ね合わせて配置され、その
内部に少なくとも人体の一部を受入れるように構成され
るのが好ましい。ＲＦ送送受受信コイル（第１図に示さ
れる他のコイルと同様に）従来通りの構成のものであシ
、当業者には理解されるようにＲＦ磁界が静磁界Ｈｏに
対して垂直となるように構成される。

それぞれの界磁コイルと、ＲＦ送送受受信コイル順次駆
動するだめの電子装置の一実施例を第２図に簡略化した
形で示す。第２図に示されるように、コンピユータ化制
御システム２ｏは直列回線リンクを介してデータ収集表
示用コンビーータ３ノと通信している。この制御システ
ムは、送信される必要なＲＦパルスの振幅、タイミング
及び、又は整相と、傾斜磁界コイルへの駆動電流と、懇
に必要であるＲＦＦ出プロセスとを制御するＮＭＲシス
テム制御装置を構成する。制御システムは、特定の設置
条件に適する従来構成のデータ記憶コンポーネント、デ
ータ出・入力コンポーネント及びデータエントリコンポ
ーネントを含む。コンピユータ化制御システム２０は、
運営、上位演算処理装置であるデータ収集表示用コンピ
ュータ３ノの制御の下に並行動作する複数のテータブロ
セッザをさらに具備する。特定の新規なエイリアシング
阻子フィルタリング／サンプリング及び再構成のシーケ
ンス及びスは機能を（たとえば以下に記載するように）
実行すべきであるということを除き、制御システム２０
は従来通りの構成又は前記同時係属出願及び特許に記載
されるような構成を有する。必要々再構成デジタルデー
タ信号処理のスピードアップを図るため、希望に応じて
デジタル信号処理回路内にアレイノロセッサ（たとえば
Ｃ３ＰＩ　Ｃｏ。モデルＭＡＰ　２００　）を設けても
良い。

ＲＦコイル２２は、被験体に無線周波エネルギーを送信
し且つ被験体から無線周波エネルギーを受信するために
使用される。このコイルは、。

ＲＦスイッチ２８を介して、ＲＦＦ信器２４又はＲＦＦ
信器２６（及びそれに関するエイリアシング阻子フィル
タ２）とアナログデジタル変換器２５）と選択的に接続
される。ＲＦスイッチ２８はコンビーータ化制御システ
ム２０によシ制御回腺を介して制御される。装置のこの
部分は、無線周波エネルギーの傾斜パルスを被験体に選
択的に送信するため（所望の原子核傾斜を生じさせるよ
うに、それらのパルスの振幅、周波数、位相及びパルス
幅をプログラムすることができる）及びプログラム可能
な聴取時間の中で被験体からのＮＭＲ無線周波スピンエ
コ一応答を選択的に検出するために使用される。無線周
波発生器、ＲＦＦ信器２４、ＲＦＦ信器及びＡ／Ｄ変換
器２６は前述の既に発行された特許及び／又は同時係属
出願にさらに詳細に記載される５＋ＭｉＯものである。

エイリアソング阻子フィルタ２ノは可聴周波低域フィル
タであれば良く、本発明に従って相対値を維持しつつサ
ンシリング速度ＳＲ及びフィルタ遮断周波数ｆｃを共に
希望に応じて変化させることができるように、フィルタ
の遮断周波数ｆｃは制御可能であるのが好ましい。プレ
シジョン。フィルターズ・インコーホレイテッド（Ｐｒ
ｅｃｉｓｊｏｎ　Ｆｉｌｔｅｒｓ　Ｉｎｃ　）から市販
されているモデル６０２二重エイリアシング阻子フィル
タは、このような用途に適するフィルりのひとつである
。フィルタ遮断周波数ｆｃとＡ／Ｄサンプリング速度Ｓ
Ｒは共に、コンビーータ化制御システム２０及び従来の
直列／並列デジタルインターフェースを介してデータ収
集表示用コンビーータ３１によシ制御されるのが好まし
い。

傾斜磁界コイル駆動装置３θは、プログラム可能な犬ぎ
さ、持続時間、極性などを有する電流によりＸ傾斜コイ
ル、Ｙ傾斜コイル及び２傾斜コイルを選択的に駆動する
ようにコンピユータ化制御システム２０によシ制御され
る。

複数の同様の測定サイクルから得られたスピンエコー信
号のデジタルサンプルは、この実施例においては、フー
リエ変換又は他の多次元再構成プロセスの前に組合わさ
れるので、ＲＦ励起信号（及び受信回路における周波数
変換及び同期復調に使用される基準ＲＦ信号）の相対位
相が各無線周波ｉ’４ルス及び／又は無線周波検出ウィ
ンドウの開始に対して正確に制御され、整相されるなら
ば、ある条件（たとえば、スピンエコーの中に誤った残
留ＦＩＤ成分が存在する場合）の下でシステム性能の改
善を達成することができる。

第２図において、Ｔ　Ｒ／＃ラメータ及び／又はＴＥパ
ラメータについて所望の機械ノ４ラメータ筐を選択でき
るようにするため、従来のデータエントリ装置がコンピ
ユータ化制御システム２０と関連している。ＴＲ及びＴ
Ｅは、前記同時係属出願の一部ではａｚ４ラメータ及び
ｂパラメータとして記載されていたパラメータに対する
、アメリカン・カレッジ・オブ・レジオロジ−（Ａｍｅ
ｒｉｃａｎ　ＣｏＣｏ１１ｅ　ｏｆ　Ｒａｇｉｏｌｏｇ
ｙ　）規格の記号である。ＴＲは測定シーケンスの反復
時間であ、！ｌ）、ＴＩコントラストに影響を及ぼす。

ＴＥは９０°傾斜パルスの後のスピンエコーの遅延時間
であシ、Ｔ２コントラストに影響を及ぼす。

第３図及び第４図は、前記同時係属出願に記載されてい
る二次元フーリエ変換再構成プロセスを来状平面（たと
えば第１図に示されるＹ−２平面と平行上ある横断面）
のＮＭＲ画像形成が可能となるように変更したプロセス
を簡略化して示す。さらに詳細には、先に９０°傾斜パ
ルス及び１８０°傾斜パルスが印加される体軸横断平面
体積を選択するために体軸横断面画像について２傾斜磁
界を利用したが、今度は、第３図に示されるように、Ｘ
傾斜磁界を利用して来状平面？リュームを選択する。さ
らに、２軸傾斜はスピンエコー読出し中に２軸位相コー
ド化を実行するようにスピンエコー読出し中に使用され
る。冠状平面画像形成に関しては、Ｘ軸傾斜とＸ軸傾斜
の役割は第３図に示されるものとは互いに逆になると考
えられる。

さらに、第３図に示されるように、スピンエコー信号（
実際には無線周波スピンエコ一応答信号の検出された可
聴周波包絡線である）はｔ秒ごとにサンプリング速度５
Ｒ＝ｔ／ｌで順次サンプリングされる。そのようにサン
プリングされた複数のサンプル薦信号値は反復測定サイ
クルの全体にわたって累算され、次に傾斜スピン密度の
ラインプロジェクションを表わすデジタル化周波数スペ
クトルを提供するために高速フーリエ変換されるのが好
ましい。第４図に示されるように、第３図でリアルタイ
ムＺ軸位相コード化を採用したため、高速フーリエ変換
によシ得られる不連続周波数成分（各成分の大きさは第
４図に適切な長さの上向き矢印で示されている）は、特
定のＹ軸位相コード化位置に対して２軸次尤における対
応する様々な不連続空間位置のスピン密度のラインプロ
ジェクションを表わす。第３図及び第４図に示されるよ
うに、このプロセスは様々なＹ軸位相コード化位置につ
いて繰返される。その結果、高速フーリエ変換によシ得
られる周波数スペクトル周波数成分値から成るＮＸＭア
レイが形成される。前述のよらに、第４図に示される全
ての周波数成分値は実際にはスピン密度値のプロジェク
ションを表わす。しかしながら、このアレイの横方向要
素によシ（すなわち、第４図に点線の関数線によシ示さ
れる、Ｙ軸と平行な線にＧｖで）限定される関数が次に
高速フーリエ変換されると、この第２の次元のフーリエ
変換はｙ−ｚ平面（又はそれと平行な平面）にあるＮｘ
Ｍ個一つ対応する位置の点ごとのスピン密度値を提供す
る。

先に説明したように、全く完璧な、すなわち理想的なエ
イリアシング阻子フィルタ２１を物理的に実現すること
ができるならば、従来のようにエイリアシング阻子低域
フィルタの遮断周波数の２倍の周波数とほぼ等しくなる
程度にサンプリング速度を設定したとしても、サンプリ
ングされるアナログ信号の中にサンプリング速度の二倍
の−よシ大きい周波数成分はなくなるであろう。しかし
ながら、そのように完全なエイリアシング阻子フィルタ
を実現するのは不可能であるので、実際には、フィルタ
の遮断周波数を越える重大な周波数成分が存在すると予
測できる。また、前述のように、そのような高周波数の
成分は、特に、ＮＭＲ信号が人体の長軸に沿った拡張冠
状平面及び／又は拡張来状平面から取出される来状扉（
ト）画像信号又は冠状曳画像信号に存在するものと考え
られる。従って、このような状態においては、隔置像を
再構成するために使用されるフーリエ変換後の周波数成
分値にエイリアシングアーチファクトが存在すると予期
することができる。

エイリアシングアーチファクトの一般的性質は第５図（
、）及び（ｂ）からさらに良く理解できるであろう。第
５図（、）に示されるように、ＮＭＲ信号が再構成視野
よシ狭い関心領域から発生する場合、関心領域はエイリ
アシングアーチファクトなしに正しく描出される。しか
しながら、信号発生領域が再構成視野よシ広い場合には
、轟仏アナログ信号の高周波成分が擬似周波成分として
画像の再構成に使用される再構成周波数スペクトルに現
われてエイリアシングとして作用するものと予測される
。従って、第５図（ｂ）に示されるように、画像の一部
は視野の境界を「巻込む」又は「折シ重ねる」と考えら
れる。このエイリアシングアーチ７アクトの重なシ合う
部分は、対応する周波数の真のＮＭＲ信号成分に折シ重
なった周波数成分との位相関係に従って任意の点におけ
る真の、すなわち正しい画像強度に付加されるか又はそ
れから減じられれば良い。

完全な、すなわち理想的なエイリアシング阻子低域フィ
ルタは実際には実現不可能であるのでエイリアシング阻
子フィルタの実際の周波数応答曲線は第６図に示される
一般的な形状を有する。第６図に示されるように、与え
られる「遮断」周波数ｆ。を越える周波数成分は徐々に
減衰される。フィルタの遮断周波数は通常は一３デシベ
ルの減衰レベルで測定される（必ずしもそのようにする
必要はない）。その後、減衰はフィルタスカートの「傾
斜」に応じて様々に異なる率で増大することができる（
たどえば第６図の集線のスカート線６０又はそれよシ幾
分急な点線のスカート線６２によｐ示されるように減衰
する）。

サンプリング速度ＳＲは、従来は、フィルタ遮断周波数
ｆｃの２倍に設定される。言いかえれば、フィルタ遮断
周波数ｆｃは、従来はサンプリング速度ＳＲの二倍の−
となるように選択される。フィルタスカートの傾斜が通
常であるとき、遮断周波数の２倍の速度で発生する信号
はたとえば一３６デシベルだけ減衰されると予測される
（す万わち、出力信号のレベルはこの周波数の入力信号
レベルのわずか１．５８　％である）。

従って、エイリアシング阻子フィルタを適切に配置した
としても、従来のサンプリング速度を利用すれば、第７
図（、）に示されるようにたたみ込まれる、すなわちエ
イリアシングとなる画像値が徐々に消去されることを期
待できるとはいえ、同様に第７図（、）に示されるよう
に巻込みエイリアシングアーチファクトは依然として残
るものと考えられる。ｉ兄野の中心に近づくにつれてエ
イリアシング周波数は徐々に高くなり、従ってエイリア
シング阻子フィルタによシ減衰される確率が高くなるの
で、エイリアシング成分は視野の中心に近づくほど消去
される。

相当に長い被検体の断面（たとえば人体の冠状断面又は
来状断面）の１ｉｌ！Ｉｉ像を形成したい場合、アナロ
グＮＭＲ応答イに号に非常に強い高周波成分が現われる
と予測することができる。従って、それらの信号がエイ
リアシング阻子フィルタ応答曲線のスカートにより減衰
された後でも、再構成画像には重大な折９Ｍなシ周波数
成分が含まれるものと考えられる。しかしながら、発明
者の発見によれば、（たとえば、はるかに広い再構成視
野を限定するようにフィルタ遮断周波数と通常関連する
ナイキスト周波数よシ実質的に高いザンプリン、グ速度
を設定することにより）エイリアシング阻子フィルタの
みに有効表示視野を限定させ′／′Ｃ場合、フィルタ応
答曲線のスカートを通過する強い高周波成分でも画像中
の正しい相対位置において消去されると考えられる（た
とえば第７図（ｂ）を参照→。す外わち、そのような高
周波成分はエイリアシングとならず、「折シ重なり」に
ならない。好ましい実□施例ににおいては、ザンゾリン
グ周波数ＳＲはフィルタ遮断周波数ｆ。の２倍よ）実質
的に高い。その結果、再構成されるＮＭＲ画像は（サン
プリング速度によシ限定される相当に広い再構成視野の
内部でフィルタ曲線が徐々に減衰されるために）その縁
部で消失し、重なシ合いすなわちエイリアシングアーチ
ファクトを含まない。

比較的顎い可視視野（サンプリング速度により限定され
る）と比べて、相当に広い再構成視野（エイリアシング
阻子フィルタの遮断周波数及びそのスカートの傾斜によ
り限定される）を用すると、冠状画像及び来状画像の形
成に関して特に有用な改善が達成される。これは、人体
の長軸が関心領域よシ通常ははるかに長いためである。

捷だ、たとえば、再構成視野の縁部と関連する強い高周
波信号源を除去することが望ましい場合（たとえば患者
の両側の腕など）にも、体軸横断画像形成において視野
を広くすることは有用であるといえよう。

来状画像及び冠状画像の形成において、関心領域の上下
に位置する人体組織は強い湛応答信号を発生する可能性
があり、実際に発生する。

すなわち、第８図に示されるように、無線周波ピッファ
ツジコイルの感知領域は脳の関心領域をかなシ越えるま
で広がっておシ、検出される帛（ト）応答信号は頚部領
域からも取出されて込ると考えられる。標準のエイリア
シング阻子フィルタと、それに適合する、サンプリング
速度により限定される再構成視野とを採用する場合、第
８図に示すようなエイリアシングアーチ７アクトの発生
を予測することができる。しかしながら、同じフィルタ
設定を保ちつつ、よシ広い再構成視野に合わせてサンプ
リング速度を高くすることによシ、可視画像におけるエ
イ１ナアシングアーチフアクトを同様に箇８図に示すよ
うに取除くことができる。同様に、心臓及び肺の冠状画
像もたとえば頭部や肝臓から発生する妨害聴応答信号を
含むものと考えられる。そのような望ましくないＮＭＲ
信号は、空気が充満している肺から発生する比較的低い
ＮＭＲ応答信号よシ実際にははるかに強い。この場合に
も、第９図に示されるように、標準のエイリアシング阻
止フィルタ及びサンプリング速度を採用したのでは重大
なエイリアシングアーチファクトが現われてしまう。し
かしながら、サンプリング速度を相当に高くすれば、本
発明に従ってエイリアシングアーチファクトを除去する
ことができる。

本発明の好ましい実施例は一次元（たとえば第１図、第
３図及び第４図に示されるＹＭ次元）での位相コード化
を伴々う二次元フーリエ変換再構成方式を利用するので
、この位相コード化される次元にはこのＹ次元のエイリ
アシングの問題を解決するように使用しうるよう々リア
ルタイム゛肛気但域フィルタと同等のものは設けられて
いない。従って、当然のことがら再構成視野より狭い限
られた信号発生領域を有する方向ｒ（位相コード化次元
を設定するのが好ましい。好ましい実施においては、来
状の場合に位相コード化次元について体厚（腹背方向）
を制限しておフ、冠状画像形成の場合には位相コード化
に際して人体の幅（左右方向）を制限している。非常に
限定された感度領域を有するように無線周波ピッファツ
ジコイルを構成すれば、人体の長袖（たとえばこの実施
例においては２軸）に沿って位相コード化を実行するこ
とができる。しかしながら、好ましい実施例では、来状
画像の位相コード化にＹ軸を使用し、冠状画像の位相コ
ード化にＹ軸を使用しておシ、リアルタイムＮＴ侃スピ
ンエコ一応答信号を位相コード化するだめに人体の長袖
（たとえば２軸）を使用し寿ければならない。そのため
に、リアルタイムアナログ電気エイリアシング阻子フィ
ルタを利用して本発明に従って有効視野を制限すること
ができる。

第８図及び第９図にボされるように、関心領域全体と、
無線周波ピックアップコイルの限定された感度領域とを
示す非常に広い再構成画像視野は、本発明に比べてはる
かに多くのデータを記憶踵処理しなければならないとは
いえ、エイリアシング発生を阻子する手段とな７）（す
なわち、無線周波ピックアップコイルはこの次元に沿っ
て検出される信号の周波数範囲を制限する）。しかしな
がら、従来のように最低サンプリング速度条件に適合す
るだけの遮断周波数を有する（すなわちＳＲ＝２　ｆＣ
）エイリアシング阻子信号フィルタを使用したのでは、
頚部領域から発生する強い高周波信号成分が図示される
来状の例のＨノ画像に容易にエイリアシングとして現わ
れ、画像を妨害する。同様に、図示される冠状の例にお
いては、頚部及び／又は腹部がエイリアシング源となシ
、従って所望の胸部領域の画像を妨害する。しかしなが
ら、同様に第８図及び第９図に示されるように、サンプ
リング速度を実質的に高める（たとえば５Ｒ−４ｆＣ）
ことにより、エイリアシングアーチファクトを著しく減
少させることができる。追熱のこと々がら、高めもれた
サンプリング速度の二倍の−を越える（すなわち２　ｆ
ｏよシ高い）周波数はいずれもエイリアシングとなる。

しかしながら、このように比較的高い周一波数において
は、エイリアシング阻子フィルタは相当に高い相対減衰
率を示すので、それらの依然として折シ重なっているが
はるかに高周波数の成分は小さくなシ、検出可能レベル
以下にもなる。

フィルタスカートの領域が大きくなるほど、重大なエイ
リアシングアーチファクトを回避するだめのサンプリン
グ速度の上昇率が少なくてすむのは自明である。従って
、スカートの傾斜が大きいエイリアシング阻子フィルタ
を使用すれば、サンプリング速度を自然ナイキスト速度
の２倍（たとえば４ｆｃ）に設定する必要はないであろ
う。しかしながら、本発明、にょれば、サンプリング速
度は依然として自然ナイキスト周波数よシ実質的に高い
値（たとえば２ｆｃよシ実質的に高い値）に設定される
ので、エイリアシング阻子フィルタの遮断周波数及びそ
の減衰特性は、サンプリング速度に再構成信号処理にお
いて使用される再構成視野のみならず、有効可視視野又
は有効表示視野をも限定させるのではなく、むしろ表示
視野を有効に限定する。プレシジョン・フィルターズ・
インコー？レイテッド製のモデル６０２エイリアシング
阻子フイルタを使用すると、２．４ｆｃのサンプリング
速度で検出可能なエイリアシングを含まない画像を十分
に形成できることがわかった。

関心領域の所望の画像分解能を本発明が採用される以前
と同じに維持すべき場合、本発明に従って比較的高いサ
ンプリング速度を採用すると、それらの付加的なサンプ
ルＮＭＲ信号値を記憶し、処理するための手段を構じな
ければならない。さらに、最終的な画像において計算さ
れ、表示される画素値の数もそれに相応して多くなる。

しかしながら、エイリアシング阻子フィルタは余分の画
素を含む最終画像の最も外側の領領に対応する罵信号の
周波数成分を大きく減衰しているため、それらの余分の
画素値は実情報を含んでいなくても良い。この場合には
その状況が当てはまるので、再構成又は演算される画素
値を放棄し、それによ）、最終画像を表示する際に使用
されるべく演算された画素値を記憶するだめのデータ記
憶条件を省略するように簡単にコンピュータをプログラ
ムすることが望ましい。しかしながら、当業者には明白
であるように、余分なサンプル点自体を放棄することは
できず、それらの点を再構成プロセスで使用しなければ
ならない。

本発明の代表的な適用例として脳の来状走査があり、こ
の場合、エイリアシング阻子フィルタは７ｋＦｉｚの遮
断周波数を有するように設定され、アナログ／デジタル
変換器は約２８　ｋＩＩＺのサンプリング周波数に対応
して３６マイクロ秒ごとにサンプリングを実行するよう
に制御される（すなわち、ナイキスト定理に従って約１
４ｋＨｚの最大周波数までの信号成分は確実に再構成さ
れる）。従って、この例においては１本のＮＭＲスピン
エコー包絡線が得られる時間である９．２マイクロ秒の
間隔で２５６個ずつのサンプルが収集される。次に、そ
れらのサンプルのデジタル化フーリエ変換によシ、２５
６個の不連続点を含む周波数スペクトルが提供される。

その中心１２８個の点は所望の画像領域を構成し、中心
部の両側にある外側の６４個ずつの点は、それらの外側
位置に対応する信号成分に対するエイリアシング阻子フ
ィルタの減衰が徐々に大きくなるために徐々に消失して
いく。再構成画像の消失しつつある外側部分が不要であ
れば前述のように放棄することができる。従って、結果
として得られる画像演算値は、他の場合には必要である
と考えられるデータ記憶スペースの約半分を必要とする
にすぎない。

上述の例について変更を行なうことも可能である。たと
えば、表示される可視画像において（す々わち、それが
消失する前に）幾分広い有効視野を得るように１０　ｋ
Ｈｚのフィルタ遮断周波数を使用しても良い。この場合
、放棄される画素の数は少なくなり、ここでわかるべき
であるようにエイリアシングアーチファクトがＷｈ生す
る危険は幾分大きくなる。

既に説明したように、好ましい実施例においては、エイ
リアシング阻子フィルタ２１は無線周波、復調器の出力
端子と二重アナログ／デジタル変換器２５の入力端子の
間に設けられる可聴周波フィルタであっても良い。プレ
シジョン・フィルターズ・インコーホレイテッド製のモ
デル６０２二重エイリアシング阻子フィルタは、遠隔制
御される遮断周波数を有する適切々市販のフィルタであ
る。この周波数遮断制御入力及びＡ’／Ｄ変換器のサン
プリング速度ＳＲは、前述のように好寸しい実施例にお
いてはコンピュータ化制御システム及び直列／並列デジ
タルインターフェースを介してデータ収集表示用コンビ
ーータによりそれぞれ制御される。

唯一つの好ましい実施例を詳細に説明したが、本発明の
有利な新規な特徴の多くを維持しつつこの実施例につい
て数多くの変更及び変形が可能であることは当業者には
自明であろう。従って、そのような全ての変形及び変更
は特許請求の範囲の範囲内に含まれるものとする。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の実施例に使用するのに適する靜磁界
コイル及び傾斜コイルの分解斜視図、第２図は、傾斜磁
界コイルと、本発明の一災施例に使用される無線周波数
／受信コイルを含む無線周波コイルとを駆動するために
利用されるコンピユータ化電子装置のブロック線図、第
３図は、二次元フーリエ変換再構成方式を伴なう矢状平
面画像形成に使用される傾斜磁界ｉＲルス及び無線周波
ノヤルスのシーケンスの一９Ｇを示し、選択された１つ
の矢状平面から取出されるスピンエコー検出信号の図示
される可Ｉ！忽周波包絡線をサンプリングするためにオ
Ｕ用されるサンプリング時間を示すグラフ、 第４図は、測定されたスピンエコー信号の周波数スペク
トルに含まれる周波数成分力≧ら投影スピン密度と、場
合によっては点ごとのスピン密度とを得るだめのデジモ
ル化フー１化工−換ゾロセスを示すグラフ、 第５図（、）及び第５図（ｂ）は、サンプリング速度に
より限定される再構成視野がＮＭＲ応答信号の発生源と
なる被験体の対応する大きさよシ狭いときに発生すると
予期される一般的なＦｌｍのエイリアシングアーチファ
クトを示す図、第６図は、エイリアシング阻子フィルタ
の一般的な周波数応答曲線及びエイリアシング阻子フィ
ルタによシ限定される再構成視野と、サンシリング速度
ＳＲによシ限定される再構成視野との関係を示す図、 第７図（ａ）は、従来のフィルタリング／サンプリング
構成を使用するときに予期される一般的な種類のエイリ
アシング画像再構成を比較のために示す第５図（ａ）に
類似する図、第７図（ｂ）は、サンプリング速度を高く
して再構成視野を拡張することによシ得られる一般的な
種類のエイリアシングを含捷ない画像再形成を比較のた
めに示す図、 第８図は、本発明による矢状画像形成プロセスと、□本
発明を適用しないときに予期されるエイリアシングアー
チファクトとを示す図、及び第９図は、本発明による冠
状画像形成プロセスと、本発明を適用しないときに予期
されるエイリアシングアーチファクトを示す図である。 １０・・・靜界磁ニイル、２０・・・コンビーータ化制
御システム、２１・・・エイリアシング阻子フィルタ、
２２・・・ＲＦ送送受受信コイル２４・・・Ｒ，Ｆ送信
器、２５・・・Ａ／Ｄ変換器、２６・・・ＲＦＦ信器、
３０・・・傾斜磁界コイル駆動装置、３ノ・・・データ
収集表示用コンピュータ　、ｆｃ・・・フィルタ遮断周
波数、ＳＲ・・・サンプリング速度。 出願人代理人　弁理士　鈴　江　武　彦ＦＩ６．３

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　関心領域から爺応答信号を収集し、その信号に遮
   断周波数ｆ。を有する低域電気フィルタを通過させる収
   集過程と； フィルタを通過したＮＭＲ応答信号を２ｆｃよシ実質的
   に高いサンプリング速度ＳＲで連続してサンプリングし
   、各サンプリング時間間隔で信号の値を測定するサンプ
   リング過程と；前記低域電気フィルタの遮断周波数ｆ。 によシ限定される有効視野をもって、信号の測定値から
   前記関心領域のＮＭＲ画像を再構成する再構成過程と： から成るエイリアシング効果を低減する広い被検体の関
   心領域のＮＭＲ画像形成方法。 ２　前記サンプリング速度ＳＲは少なくとも４ｆｃであ
   る特許請求の範囲第１項記載のＮＭＲ画像形成方法。 ３、　前記収集過程は、 被検体の第１の部分を９０°傾斜ＲＦｔ４ルスで選択的
   に励起する過程と； その後、被検体の前記第１の部分及び第２の部分の共通
   の交差領域によシ限定される関心領域からスピンエコー
   ＮＭＲ応答信号を取出すように前記第２の部分を１８０
   °傾斜ＲＦｉ４ルスで選択的に励起する過程と； から成る特許請求の範囲第１項記載のｍｉｉ！ｉｉ像形
   成方法。 ４、　前記収集過程及びサンプリング過程は繰返し実行
   され１．それぞれの繰返しの対応するサンプル信号値は
   累算され、そのように累算された信号値は前記再構成過
   程で使用される特許請求の範囲第１項、第２項又は第３
   項に記載の鑞侃画像形成方法。 ５、前記再：構成過程は前記累算された信号値の二次元
   ７−リエ変換を含む特許請求の範囲第４項記載の脇側像
   形成方法。 ６、　前記再構成過程は前記信号の測定値の二次元フー
   リエ変換を含む特許請求の範囲第１項、第２項又は第３
   項に記載の肩面像形成方法。 ７、　前記低域電気フィルタでの信号通過はＮＭＲ応答
   信号がアナログ形態である間の検出の後に起こる特許請
   求の範囲第１項、第２項又は第３項に記載の■画像形成
   方法。 ８、　前記低域電気フィルタでの信号通過はＲＦ　ＮＭ
   Ｒ応答信号の検出後及びその信号がアナログ形態である
   間に起こる特許請求の範囲第４項記載のｔＷ画像形成方
   法。 ９、　前記低域電気フィルタでの信号通過はＲＦ　ＮＭ
   Ｒ応答信号の検出後及びその信号がアナログ形態である
   間に起こる特許請求の範囲第５項記載の畠（ト）画像形
   成方法。 １０、前記低域電気フィルタでの信号通過はＲＦ　ＮＭ
   Ｒ応答信号の検出後及びその信号がアナログ形態である
   間に起こる特許請求の範囲第６項記載のＮＭＲ画像形成
   方法。 １１、前記関心領域は人体の来状平面の体積であシ、傾
   斜磁界は薦スピンエコー発生中に人体の長軸に沿って印
   加されるので、低域フィルタリングによシ再構成Ｘα画
   像の人体の長軸に治ったエイ６アシングアーチフアクト
   が低減される特許請求の範囲第３項記載の隔置像形成方
   法。 １ｚ　前記関心領域は人体の来状平面によシ規定される
   体積であシ、傾斜磁界は薦スピンエコー発生中に人体の
   長軸に沿って印加されるので、低域フィルタリングによ
   り再構成ＮＭＲ画像の人体の長軸に沿ったエイリアシン
   グアーチファクトが低減される特許請求の範囲第４項記
   載の間両像形成方法。 １３、前記関心領域は人体の来状平面によシ規定される
   体積であシ、傾斜磁界はＩＮＦ、ｍスピンエコー発生中
   に人体の長軸に清って印加されるので、低域フィルタリ
   ングによシ再構成凹画像の人体の長軸に沿ったエイリア
   シングアーチファクトが低減される特許請求の範囲第５
   項記載の屈面像形成方法。 １４、前記関心領域は人体の冠状平面によ）規定される
   体積であシ、傾斜磁界は轟侃スピンエコー発生中に人体
   の長軸に沿って印加されるので、低域フィルタリングに
   よシ再構成ＮＭＲ画像の人体の長軸に沿ったエイリアシ
   ングアーチファクトが低減される特許請求の範囲第３項
   記載の間両像形成方法。 １５、前記関心領域は人体の冠状平面によシ規定される
   体積であシ、傾斜磁界はＮＭＲスピンエコー発生中に人
   体の長袖に沿って印加されるので、低域フィルタリング
   によシ再構成ＮＭＲ画像の人体の長軸に宿ったエイリア
   シングアーチファクトが低減される特許請求の範囲第４
   項記載の間両像形成方法。 １６、前記関心領域は人体の冠状平面によ）規定される
   体積であ）、傾斜磁界はＮＭＲスぎンエコー発生中に人
   体の長軸に沿って印加されるので、低域フィルタリング
   によシ再構成ＮＭＲ画像の人体の長軸にＧりたエイリア
   シングアーチファクトが低減される特許請求の範囲第５
   項記載の間両像形成方法。 １７、関心領域かい靴応答信号を収集し、その信号に遮
   断周波数ｆｃを有する低域電気フィルタを通過させる収
   集手段と； フィルタを通過したＮＭＲ応答信号を２ｆｃよシ実質的
   に高いサンシリング速度ＳＲで連続してサンプリングし
   、各サンプリング時間間隔で信号の値を測定するサンプ
   リング手段と；前記低減電気フィルタの遮断周波数ｆｃ
   によシ限定される有効視野をもって、信号の測定値から
   前記関心領域の膿画像を再構成する再構成手段と； を具備するエイリアシング効果を低減する広い被検体の
   関心領域の褐侃画像形成装置。 １８、前記サンプリング速度ＳＲは少なくとも４ｆｃ′
   ″Ｃある特許請求の範囲第１７項記載の間両像形成装置
   。 １９　前記収集手段は、 被検体の第１の部分を９０°傾斜ＲＦパルスで選択的に
   励起する手段と； その後、被検体の前記第１の部分及び第２の部分の共通
   の交差領域によシ限定される関心領域からスピンエコー
   踊応答信号を取出すように前記第２の部分を１８０°傾
   斜ＲＦパルスで選択的に励起する手段と； を含む特許請求の範囲第１７項記載の踊画像形成装置。 ２０　前記収集手段及びサンプリング手段は反復される
   ＮＭＲ信号測定によシ得られる対応するサンプリング信
   号値を累算する手段を含み、前記再構成手段は前記再構
   成においてそのように累算された信号値を使用する特許
   請求の範囲第１７項、第１８項又は第１９項に記載の脇
   側像形成装置。 ２１、前記再構成手段は前記累算された信号値の二次元
   フーリエ変換を実行する手段を含む特許請求の範囲第２
   ０項記載の重化画像形成装置。 ２２、前記再構成手段は前記信号の測定値の二次元フー
   リエ変換を実行する手段を含む特許請求の範囲第１７項
   、第１８項又は第１９項に記載のＮＭＲ画像形成装置３
   ． ２３、前記低域電気フィルタは、前記ＮＭＲ応答信号が
   アナログ形態にある間にその信号を検出後に遮断するよ
   うに配置される特許請求の範囲第１７項、第１８項又は
   第１９項に記載のＭ（ト）画像形成装置。