JPH07108289B2 - Ｎｍｒ作像における人為効果減少装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 この発明は全般的に周期的な信号の瞬時位相を実時間で
推定することに関する。更に特定すれば、この発明は、
１）NMR走査の過程で検査される被検体の動きに対応す
る略周期的な信号と、２）動きの位相に関連する信号と
の間の関係を写像する装置と方法に関する。被検体の動
きによって生ずる像の人為効果を制御する方法に関連し
て、この位相情報が使われる。

核磁気共鳴（NMR）像を収集する際の被検体の動きは、
ぼけ及び人為効果（artifact）の両方を生ずる。最も普
通に使われている２次元フーリエ変換（2DFT）又はスピ
ン捩れ方法では、人為効果は位相符号化方向の「ゴース
ト」であるのが典型的である。動きが周期的であるか又
は周期的に近い時、特にゴーストが目立つ。心臓及び呼
吸の運動を含む大抵の生理学的な動きでは、各々のNMR
スピンエコー又はFIDは、被検体のスナップ写真の撮影
と見なすことが出来る。ぼけ及びゴーストは、撮影のた
び毎に物体が一貫しない形で見えることによるものであ
る。

投影再生作像方法では、略周期的な動きにより、動く構
造から遠く離れた人為効果と共に、局部的な歪み及びぼ
けがやはり起る。こういう方法では、人為効果はゴース
トではなく、ストリークとなって現れる。

周期的な動きの両方の有害な影響、即ちぼけと人為効果
は、データの収集を周期的な動きと同期させれば、少な
くすることが出来る。この方法はゲート形走査と呼ばれ
ている。ゲート作用を使って、それに関心があれば、動
き自体の機械的な動静を研究することが出来る。ゲート
作用の欠点は、動きの周期、この周期の内、受理し得る
データを収集することが出来る部分、並びに受理し得る
様な最短のパルス順序の組返し時間に関係するが、ゲー
ト動作がデータ収集時間を大幅に長引かせることがある
ことである。

動きによるぼけが許容し難い時、並びに動き自体に関心
がある時（例えば心臓の動き又は流れ）、ゲート動作が
必要であるが、動く構造の細部が失われても差支えない
が、動く対象から遠く伸びる可能性のある人為効果の擾
乱効果は受入れることが出来ない様な他の用途がある。
この様な用途では、ゲート動作の制約なしに、人為効果
を少なくし又はなくすことの出来る方法が必要である。

周期的な信号の変動による望ましくない影響を少なくす
る１つの方法が、特願昭61−187017号（特開昭62−7435
2号）及び特願昭61−187018号（特開昭62−79047号）に
記載されている。この方法では、包括的に１つの走査を
構成するビューの時間順序を制御して、フーリエ変換を
用いて像を構成する為にビューの順序を並べ直した時、
フーリエ変換の「Ｋ−空間」で見た動きが非常に遅いか
又は非常に速くなるかの何れかになる様にする。後に述
べた方式では、呼吸運動による人為効果が像の縁へ移動
し、そこで表示される視野の外へ出すことが出来る。前
に述べた方式では、人為効果が動く物体の部分から変位
するのが極く少なく、この為像の品質の目につく低下の
大部分を事実上除く。上記特願昭61−187018号に記載さ
れている様にこの何れかの方式を実施する時、ビューの
最善の順序すなわち順番を決定する為には、呼吸運動の
位相を略瞬時的に知っていることが要求される。

ビューの順序の選択は、可変振幅の位相符号化勾配パル
ス（スピン捩れ方法の場合）又は読取勾配の方向（多重
角度投影再生方法の場合）の何れかを用いる様な順序を
設定することである。ビューの順序は、普通に使われる
逐次的なビューの順序を選択した場合に（位相符号化振
幅又は勾配の方向の関数として）特定の周波数で現れる
動きを、動きのマイナスの影響を最小限に抑える様に選
ばれた別の周波数で現れる様に選ぶ。

上記特願昭61−187017号では、走査を開始する前に、走
査に対するビューの順序を選ぶ。この方法は人為効果を
少なくする効果があり、被検体の動きによるNMR信号の
変動がどちらかと云えば規則的であって既知の周波数で
ある場合は、ある点で理想的であるが、（例えば患者の
呼吸パターンが変化するか或いは不規則である為に）動
きの時間的な周期について下した仮定が成立しない場
合、この方法はあまり利き目がない。そういうことが起
ると、物体に出来るだけ近付けるか或いは物体から出来
るだけ遠ざけるというゴーストの人為効果の集束作用が
それ程完全でなくなる為に、この方法はその有効性の幾
分かを失う。

上記特願昭61−187018号では、予め選んだ順序を放棄
し、その代りに走査を実行する時に起る測定された動き
に応答して、ビューの順序を構成することにより、改良
された結果が達成された。人為効果を少なくする為に、
動きの位相と位相符号化振幅の間の所望の関係を選択す
る。走査データを収集する時、物体の位置を表わす信号
を測定し、それを使って、動きの位相と位相符号化振幅
の間の所望の関係を充たす様なビューの順序を選択す
る。物体の位置と位相符号化振幅の間の詳しいマップ
は、物体が各々の特定の位置ですごす時間の割合に関係
する。

例えば、呼吸サイクルの終りの呼気部分は人が違えば、
相対的な長さが異なり、同じ人でも、異なる時には異な
る。勿論、規則的な速度でデータを収集するから、サイ
クルの終りの呼気部分が一層長い様な場合、ビューの
内、終りの呼気に割当てなければならない割合が一層大
きくなる。上記特願昭61−187017号の方法では、動きが
完全に判っていると仮定する為、これは問題にならな
い。然し、多くの場合、こういう知識を仮定することは
出来ない。更に、動きのパターンは検査中に変化するこ
とがある。

動きのパターンの細部を補償する負担を除く為、測定さ
れた動きの信号を、この明細書で「位相」と呼ぶ新しい
信号に変換し、ビューの順序の選択装置がそれを容易に
使うことが出来る様にする方法及び装置を提供すること
が望ましい。ビューの順序の選択装置は、もはや動きの
パターンの細部について心配する必要がないから、走査
が進む時、走査に対するビューの順序を非常に敏速にか
つ正確に選択することが出来る。ある被検体の呼吸パタ
ーンは検査の間に変化することが判っているから、動き
のパターンが変化する時に適応し得る又は「学習」し得
る方法を提供することが望ましい。これから説明する
が、普通の呼吸モニタによって発生されたアナログ信号
は、ビューの順序を敏速に且つ効率よく選択する為に直
接的に使うことは出来ない。

発明の要約 従って、この発明の主な目的は、略周期的な信号の大体
瞬時的な位相を決定する装置と方法を提供することであ
る。これに関連して、この発明の目的は、発生された信
号の各点が同じ可能性を持っていて、NMR走査に対する
ビューの順序を走査を行なう時に敏速に且つ効率よく発
生することが出来る様に、被検体の周期的な呼吸運動の
位相を表わす信号を発生する装置及び方法を提供するこ
とである。

別の目的は、動きの特性が変化する時、適応又は「学
習」することが出来る様な、位相信号を発生する装置と
方法を提供することである。

簡単に云うと、この発明は、ある期間にわたるその値が
全て同じ可能性を持っていない周期的な信号を、その値
が全て同じ可能性を持つ周期的な信号に変換する装置と
方法を提供する。NMR像に見られる多くの人為効果は、
前に説明した様に呼吸運動によって生ずるNMR信号の変
動に帰因し得る。この発明は、呼吸運動等を表わす、可
能性が同じでない周期的な信号を可能性が同じである
「位相」信号に変換し、それを前に説明した作像方法で
用いて、ある走査の位相符号化の値を、像の人為効果を
最小限に抑える様な形で、動きの位置の幅全体にわたっ
て均一に分布させることが好ましい。

この発明の新規と考えられる特徴は特許請求の範囲に具
体的に記載してあるが、この発明自体の構成と作用、及
びその他の目的並びに利点は、以下図面について説明す
る所から最もよく理解されよう。

発明の詳しい説明 この発明をNMR作像を用いる場合に制限するつもりはな
いが、この発明の好ましい実施例がNMR作像に関連して
開発されたものであるので、「スピン捩れ形」とよく呼
ばれる、NMR作像のフーリエ変換（FT）方法の１変形に
ついて、この発明を詳しく説明する。２次元フーリエ変
換（2DFT）方法の各々のビューでG_yの振幅を順次に変え
るNMR方法を具体的に説明するが、この順序を定める方
法が、３次元フーリエ変換方法の位相符号化に用いる他
の勾配成分、又は投影再生方法の読取勾配の方向にも等
しく用いることが出来ることは言うまでもない。

第１図はNMR作像装置の簡略ブロック図であり、これに
ついてこの発明の好ましい実施例を説明する。この装置
は全体を100で示してあるが、パルス制御モジュール112
を持ち、これがホスト・コンピュータ114の制御のもと
に、正しいタイミングのパルス波形信号を、全体を116
で示した磁界勾配電源に対して発生する。この磁界勾配
電源が、全体をブロック118で示した勾配コイル集成体
の一部分を形成する勾配コイルを付勢する。この集成体
のコイルは、電源によって付勢された時、デカルト座標
系のx,y及びｚ方向を向く磁界勾配G_x,G_y,G_z（これは主
磁界の方向の磁界に対して）を発生する。

バルス制御モジュール112がRF合成器120に対して作動パ
ルスを発生する。この合成器はRFトランシーバ装置の一
部分であり、その一部分が破線のブロック122の中に囲
まれている。パスル制御モジュール112は、RF周波数合
成器120の出力を変調する変調器124に対しても変調信号
を供給する。変調されたRF信号が、RF電力増幅器128及
び送信／受信スイッチ（T/Rスイッチ）130を介して、RF
コイル集成体126に印加される。RF信号を使って、検査
を受けるサンプル物体（図面に示してない）中の核スピ
ンを励振する。

励振された核スピンからのNMR信号をRFコイル126で拾
い、前置増幅器132で増幅し、その後直角位相検波器134
に送る。検波された信号をA/D変換器136でディジタル化
して、コンピュータ114に印加し、例えばサンプルのNMR
像を発生する為に、周知の形で処理する。この明細書で
云う「ビュー（view）」とは、同じ位置符号化勾配を用
いて行なわれた１組のNMR測定である。ある走査の間、
空間情報を得る為に、別々の１組の磁界勾配の値が使わ
れる。

第２図は、現在では２次元フーリエ変換（2DFT）の名前
で知られている普通の作像パルス順序の２つのビューを
示している。このパルス順序は２次元「スピン捩れ」形
と呼ぶ場合も多い。このパルス順序は、検査されるサン
プルの像を発生する為の作像データを周知の形で得るの
に役立つ。このパルス順序が、あるベースライン誤差を
相殺する為に使われる位相交番NMR信号を発生する様な
位相交番RF励振パルスを利用する。

次に普通のパルス順序でこういうことを達成するやり方
を第２図について説明する。第２図は、あるパルス順序
の２つの位相符号化のビューＡ及びＢを示している。実
際には、パルス順序は例えば128、256又は512個の位相
符号化のビューを含むことがある。各々のビューは２回
のNMR実験で構成される。最初にビューＡについて説明
すると、期間１（横軸に示す）に、正のG_z磁界勾配パル
スの存在のもとに印加される選択性90゜RF励振パルスが
示されている。パルス制御モジュール112が周波数合成
器120及び変調器124に対して必要な制御信号を供給し
て、この結果得られる励振パルスが、サンプルの予定の
領域にある核スピンだけを励振する為の正しい位相及び
周波数を持つ様にする。

典型的には、励振パルスは（sin x）/x関数によって振
幅変調することが出来る。合成器の周波数は周知のラー
モア方程式に従って、印加された磁界の強さ及び作像す
るNMR種目に関係する。パルス制御モジュール112が勾配
電源116に対する作動信号も印加して、今の場合はG_z勾
配パルスを発生する。

期間２に、G_x,G_y,及びG_zパルスが同時に印加される。G_z
勾配は位相戻しパルスであり、典型的には、期間２にわ
たる勾配波形の積分が期間１にわたる勾配波形の時間積
分に−1/2を乗じた値と大体等しくなる様に選ばれる。
負のG_zパルスの作用は、期間１に励振された核スピンの
位相戻しをすることである。

ｙ方向に空間情報を符号化する為、G_y勾配パルスが、あ
る走査の各々のビュー（例えばビューＡ、Ｂ…等）で異
なる振幅を持つ様に選ばれた位相符号化パルスである。
G_y勾配の相異なる振幅の数は、典型的には、再生された
像が位相符号化（ｙ）方向に持つ分解要素としての画素
の数に少なくとも等しく選ばれる。典型的には、128、2
56又は512個の相異なる勾配の振幅が選ばれる。

期間２のG_x勾配パルスは、励振された核スピンを予定量
だけ位相外しして、スピンエコー信号S₁（ｔ）の発生時
点を期間４に遅らせるのに必要な位相外しパルスであ
る。典型的には、期間３に180゜RFパルスを印加するこ
とによってスピンエコーが発生される。180゜RFパルス
は時間反転パルスであり、スピンの位相外しの方向を反
転して、スピンエコー信号を発生する。期間４に、線形
G_x勾配パルスの存在のもとにスピンエコー信号を標本化
して、この勾配の方向の空間情報を符号化する。

図示のパルス順序では、各々のビューの一部分として、
２番目のNMR実験を使うことにより、ベースライン誤差
成分が除かれる。この２番目の実験は１番目と略同一で
あるが、ビューＡの期間５のRF励振パルスが、ビューＡ
の期間１の励振パルスに対して180゜位相がずれる（こ
れをマイナスの符号で示してある）様に選ばれている点
が異なっており、この為期間８に得られるスピンエコー
信号S₁′（ｔ）が期間４のスピンエコー信号S₁（ｔ）に
対して180゜位相がずれている。信号S₁′（ｔ）を信号S
₁（ｔ）から減算すれば、信号S₁′（ｔ）で符号が反転
する信号成分だけが残る。ベースライン誤差成分は相殺
される。

それから像を構成することが出来る様な完全な走査を行
う為に、ビューＡについて上に述べた方法を、位相符号
化勾配G_yの全ての振幅を用いて、ビューＢ等に対して繰
返す。

普通、逐次的なビューの位相符号化勾配G_yの振幅は、第
２図について述べた順序で示す様に、単調に増加する。
第３図には、G_yの振幅と普通のビューの順序の間の関係
がグラフで示されている。各々の点がG_y勾配の１つの振
幅を表わす。典型的な走査は普通128個のビューを持っ
ているが、簡単の為に、32個のビューからなる走査を示
してある。ビュー１では、勾配G_yが予定の負の振幅（−
A_max）を持つ様に選ばれている。勾配の振幅が単調に増
加して、ビュー16では、０に近い値を持ち、更に単調に
増加して、ビュー32では正の振幅（＋A_max）になる。

前にも触れたが、第３図の位相符号化振幅順序を使う時
の被検体の準周期的な動き（例えば呼吸運動）が、構造
的な人為効果（位相符号化方向に動く構造から変位した
ゴースト像として再生像に現れる）及び分解能の低下を
招く。こういう人為効果の主な原因は、動きによって誘
起された位相及び振幅の誤差であり、それがFT作像方式
を使う時に位相符号化方向にばらつきを招くことが判っ
ている。具体的に云うと、動きが位相符号化の周期的な
関数である限り、人為効果は離散的なゴースト（１つ又
は複数）となって現れ、動く物体のある特徴を再現す
る。

一寸横道になるが、FT作像で動きによって誘起される人
為効果を理解する簡単な方法は、直接的に動きを取上げ
ずに、そのNMR信号が時間の関数である様な、空間内で
固定された小さな容積を考えることである。この小さな
容積をこゝでは画素と呼ぶが、実際には空間内のある領
域である。呼吸運動が存在する場合、輝度の時間的な変
動は、材料が画素の中に入ったり出たりすることによる
ものであることがある。平面内の運動は、１つの画素で
輝度が高くなり、別の画素で低くなる。動きの方向に関
係なく、作像過程の直線性の為に、各々の画素は独立に
取扱うことが出来る。更に、各々のビューがある瞬間の
スナップ写真であると仮定することが出来るから、関心
のある画素を含む位相符号化方向にある像の列だけを考
えればよい。

この為、作像する物体ｏが１次元（位相符号化方向、例
えば、ｙ）の関数だけであると仮定し、y₀の１点だけが
強度を持ち、更に一定の輝度B₀を持つと仮定する。その
時、物体ｏは次の式によって定義される。

ｏ（ｙ）＝B₀δ（ｙ−y₀） （１） こゝでδはディラックのデルタ関数である。

FT作像方法で行なわれた測定値から、物体ｏのフーリエ
変換は こゝでk_yはｙ方向の空間周波数であり、2DFT作像では、
位相符号化勾配パルスの下の面積に比例する。この時物
体の輝度の変動を許し、k_yの測定が行なわれる時に、B₀
を平均値、Ｂを時間的に変化する部分として、画素の輝
度がB₀＋Ｂ（k_y）であれば、測定された信号Ｈ（Ky）は 誤差項、即ち右辺の第２項が、輝度の変動Ｂ（k_y）によ
って変調された１点y₀のフーリエ変換であることに注意
されたい。

物体の像ｈ（ｙ）はＨの逆フーリエ変換を求めることに
よって得られる。

右辺の第１項が所望の像であり、輝度B₀を持つ点y₀の物
体である。第２項に畳込み積分の理論を用いると、 ｈ（ｙ）＝B₀δ（ｙ−y₀） ＋δ（ｙ−y₀）＊ｇ（ｙ） （６） こゝでｇ（ｙ）はゴーストの核であり、これはk_yに対す
る輝度振幅（これは位相符号化振幅に対する割合になっ
ている）の時間的な変動の逆フーリエ変換に等しい。

ｇ（ｙ）＝F^-1｛［Ｂ（k_y）］｝ （７） 式（６）の右辺の第１項が動きによるぼけを記述する。
物体ｏが動くと、物体が通る像内の各点は、走査全体に
わたって、物体がその点で過ごす時間の長さに比例する
寄与を受ける。式（６）の第２項は、ある点にどんな時
間的な変動があっても、それがゴーストを生ずることを
示している。ゴーストは源から位相符号化方向に発生す
る。ゴーストの詳細は、時間的な変動の周波数成分に関
係する。

最初に、輝度変動関数Ｂ（k_y）が、第４図に示した時間
に対する物体の輝度（縦軸）のグラフの例で示される様
な正弦であると仮定する。第４図には、×マークで記し
た１組の点も示されており、これはビューの測定が行な
われる32個の離散的な時刻の各々に於ける物体の輝度で
ある。実際には、この輝度変動関数は１回の走査の間に
何サイクルをも持つ。例えば作像する被検体の呼吸速度
に応じて10乃至20サイクル又はそれ以上を持つことがあ
る。簡単の為、第４図には３サイクルだけを示す。関数
Ｂ（k_y）は次の様に表わすことが出来る。

Ｂ（k_y）＝ΔB sin（２πｆ^＊k_y＋φ） （８） こゝでｆ^＊は空間周波数（k_y）の増分当たりの輝度サイ
クルで表わした周波数である。更に直観的にする為に、
周波数ｆ^＊は走査当たりの輝度サイクルに変換すること
か出来る。１つの走査にＮ個のビューがあり、視野がFO
Vであって、１つのビュー当たりの空間周波数の増分が1
/FOVであるとする。その時、１回の走査当たりのサイク
ルを単位として表わした輝度周波数は、次の様に表わす
ことが出来る。

ｆ＝ｆ^＊（1/FOV）Ｎ （９） 式（８）の正弦波に対して式（９）を使い、式（７）に
代入すると、ゴーストの核ｇ（ｙ）は次の様になる。

ｇ（ｙ）＝（ΔB/2）［sin（φ） ＋i cos（φ）］δ（ｙ−fFOV/N） ＋（ΔB/2）［sin（φ） −i cos（φ）］δ（ｙ＋fFOV/N） （10） 従って、第４図に示す様な単純な正弦状の輝度変動に対
するゴーストの核では、源の画素から２つのゴーストが
出る。式（10）の第１項が源の画素より上方のゴースト
を生じ、第２項が源の画素より下方のゴーストを生ず
る。実際の像では、像内の多くの点がゴーストを発生す
ることがあることが理解されよう。

第３図に示す簡単な32個のビューからなる例では、典型
的な単調な位相符号化の順序を用いた場合、源の輝度と
位相符号化振幅の関係は第５図に示す様になる。第５図
の各点は、各々のビューに対し、第４図の輝度の値を求
め、第３図の対応する位相符号化振幅を求めることによ
って発生される。像内のゴーストの場所は、第５図のグ
ラフで例示される様な輝度と位相符号化の振幅の間の関
係の周波数成分によって決定される。

最終的な像に於ける動きの影響を少なくする為に、2DFT
方式によって生じたゴーストは、動く構造に出来るだけ
接近する様に、又はこういう構造から出来るだけ遠ざけ
る様に移動する。後に述べた方式では、ゴーストは関心
のある区域の外側に移動するのが理想的であり、こうす
れば所望の像から完全になくなる。位相符号化の関数と
しての信号の変動の周波数成分が、像内のゴーストの場
所を決定するから、大部分のエネルギを含む周波数を最
大又は最小の何れかにする方法が開発された。この方法
では、勾配G_yの振幅を用いる順序は、測定されたデータ
を位相符号化の単調な順序に並べ直した時、輝度の変動
の見かけの周波数が変わる様に選択する。具体的に云う
と、周波数を最大又は最小にする。呼吸運動によって生
ずる輝度の変動の周波数を最小にする方式は、普通「低
周波種モード」と呼ばれ、周波数を最大にする方式は
「高周波種モード」と呼ばれる。

動きが原因の輝度の変動によって像に人為効果が発生す
るのを制御する為に、物体の位置を表わすパラメータが
必要である。考えられる１つのパラメータは、動きのサ
イクル内の相対的な位相である。この位置を限定するパ
ラメータを「動きの位相」と呼ぶが、厳密な意味では位
相ではない。

低周波種モードの目的は、各々のビューで収集された測
定データを並べ直した時、動きが１サイクルしか又はそ
れ未満しか経由しない様なビューの順序を用いることで
ある。これは例えば、選択されたビューの順序の結果と
して、32個のビューからなる例では、動きの位相が第６
図に示す様に位相符号化振幅に対して単調な関係を持つ
ことによって達成し得る。第６図の関係は、第４図に示
す信号の変動に対し、第７図のビューの順序を使えば近
似することが出来る。第７図は、位相符号化振幅を用い
る時間的な順序を示している。

像を構成する前（即ち、2DFT方法で逆フーリエ変換を求
める前）、第７図のビューの順序を用いて収集された測
定データは、位相符号化勾配の振幅が単調に増加する順
序に並べ直さなければならない。この並べ直しを行なっ
た時、位相符号化振幅に対する輝度の変動は第８図に示
す様になる。普通の単調な位相符号化の順序（第５図）
を使った時は、輝度が１回の走査当たり３サイクルの割
合いで変化した（第５図）が、第７図のビューの順序で
は、変動の見かけの周波数は１回の走査当たり１サイク
ルに変わる（第８図）。走査の間に動きが１サイクルに
しか及ばない様にした結果として、ゴーストは動く構造
に一層接近して見える様になる。この為、動く物体から
遠く離れた構造は乱れがない。

「高周波種モード」では、種々の位相符号化勾配の振幅
を用いて収集されたデータを像を構成する前に並べ直し
た後、動きが出来るだけ高い周波数を持つ様に見える様
に、位相符号化勾配の順序を選択する。

動きが最高の周波数で見える様にする、動きの位相と位
相符号化の振幅との間の１つの関係が第10図に示されて
いる。物体の輝度が隣合った位相符号化の値の間で、大
体半サイクルだけ変化する様に見えることが、第10図か
ら理解されよう。並べ直した走査データが動きの早い物
体を表わす様にする位相符号化振幅の１つの順序（即
ち、ビューの順序）が第９図に示されている。第９図の
ビューの順序を第４図に示す様な時間の関数としての輝
度と組合せると、輝度と位相符号化の間の関係は第11図
に示す様になる。第11図は主に高周波成分を持っている
から、ゴーストは主たる像から出来るだけ変位する（FO
V/2）。

第４図の例で示した正弦状パターンよりも対称性が小さ
い輝度変動パターンでは、第10図の高周波種の関係によ
って達成される、位相符号化の関係としての輝度は依然
として幾分かの低周波成分を含んでいる。例えば、第４
図の正弦波を第12図の鋸歯状波に置換えると、その結果
得られる輝度と位相符号化の間の関係は、第13図に示す
様になる。第13図では、残留の低周波成分が、左から右
への緩い上向きの傾向となって見られる。第13図の強い
高周波成分は、大部分のゴースト・エネルギが源の画素
から遠く変位することを示しているが、残留の低周波成
分により、低周波種より程度は少ないが、源の画素の近
くに若干の残留効果がある。第14図に示す様な動きの位
相と位相符号化の関係を使うことにより、この性能を更
に改善することが出来る。第14図の関係は、第15図のビ
ューの順序を使えば、近似することが出来る。第15図を
第12図の鋸歯状の変動と組合せると、その結果は第16図
になり、これは残留の低周波成分が減少することを示し
ている。その結果、源の画素の近辺はゴーストで汚染さ
れることがより少なくなる。

種モード（例えば高周波種又は低周波種）と、走査で使
われるビュー又は位相符号化勾配の振幅の値の数の選択
により、動きの位相と位相符号化振幅の間の所望の関係
が定まる。例として、第６図、第10図及び第14図は32個
のビューからなる場合について、考えられる３つの関係
を示している。

以上の説明から、動きによって誘起される人為効果を首
尾よく少なくする１つの鍵は、位相符号化勾配の振幅を
使う順序を正しく選ぶことであることが理解されよう。
上記特願昭61−187017号に記載されたビューの順序を定
める方法は、動きのパターンが実質的に、殆んど完全に
先験的に判っていることに頼っている。この知識を、時
間的に逐次的なビューの間の時間（オペレータによって
選択されるか或いは予め設定されたビューの増分時間）
と共に使って、走査データを収集する前に、ビューの順
序を選択する。

上記特願昭61−187017号では、既知のビューの増分時間
及び仮定した動きのパターンを使って、走査の各々のビ
ューを収集する時の相対的な動きの位相を計算する。種
々の分類方式を用いて、出来るだけ動きの位相と位相符
号化の間の所望の関係が満たされる様な形で、各々のビ
ューに対して一意的な位相符号化振幅を割当てる。信号
の変動が実際に仮定した通りであれば、この方式は理想
的である。然し、信号の変動の周期が、走査中に、仮定
した値とは異なるか或いは変化する場合、人為効果を少
なくする効率が低下する。

この欠陥を解決する為、上記特願昭61−187018号では、
各々のビューに対し（低周波種モードでも高周波種モー
ドでも）、このビューに対するパルス順序を開始する直
前に、位相符号化勾配の振幅を選択する。この選択は、
その時点に於ける信号の変動の位相に関係する。この
為、最終的なビューの順序（即ち、位相符号化振幅を用
いる時間的な順序）は、走査中の測定された位相に関係
する。こうすることにより、動きのパターンの変動の影
響を受けない様にする。

動きの周期が判っていると予め仮定することに頼る前に
引用した上記特願昭61−187017号の方法を用いて、第７
図、第９図及び第15図に示すビューの順序を発生した。
位相符号化振幅をビュー毎に決定することによって発生
されるビューの順序は若干異なる。

ビュー毎に決定する方式では、走査全体にわたり、実時
間の動きの位相の情報が利用出来ることが重要である。
高周波種又は低周波種モードの重要な１つの用途が、呼
吸によって起る患者の動きによるゴーストの人為効果を
減少することであるから、この情報を発生するには、第
17図に示す様な呼吸監視装置が必要である。

装置180は呼吸変換器182で構成される。この変換器は圧
力センサを持つ空気圧ベローにするのが便利であり、ベ
ロー内の圧力変化に応答して、増幅器184に対する電気
出力信号を発生する。増幅された信号がアナログ・ディ
ジタル（A/D）変換器186でディジタル化され、処理装置
188に印加されると、この処理装置が必要な位相の値を
計算する。処理装置によって計算された位相の値がPCM1
12（第１図）に印加され、これが走査データを収集する
時に、位相符号化勾配の振幅を用いる順序を選択する。
PCMが、像を構成する為に、こうして定められたビュー
の順序をコンピュータ110に供給する。

第18図は代表的な呼吸サイクル曲線190のグラフであ
り、これは呼吸モニタを用いて、時間の関数として測定
することが出来る信号ｙ（ｔ）を示している。曲線190
には４つの呼吸サイクルが示されている。信号のピーク
193,201,209,217が、肺が膨張する吸気のピークに対応
し、これらのピークの間の低い信号のレベルの浅い平坦
部が終りの呼気に対応する。

走査を開始する前に、動きの位相と位相符号化振幅の間
の所望の関係を作表する。この為、表は、有限の１組の
呼吸位相の値に対し、特定の呼吸位相に対応する所望に
位相符号化振幅の値の項目を持っている。

１番目のビューのパルス順序を開始する直前に、呼吸監
視装置180によって発生される動きの位相の読みをパル
ス制御モジュール112によって求める。一般的に、測定
された動きの位相は、表を構成する為に使われる有限の
１組の動きの位相の値の内の１つに等しくないことがあ
る。測定された実際の値が表の１つの値に等しければ、
現在のビューに対し、対応する位相符号化の値が選択さ
れる。同じ値が見つからない場合、その動きの位相が測
定された動きの位相に一番近い項目が選択される。何れ
の場合も、位相符号化振幅の値を選択し、現在のビュー
のパルス順序に用いる。その後、表の選択された項目
は、走査の残りのビューに対しては、考慮の対象外にす
る。

次のビューに対するパルス順序を開始する直前に、呼吸
監視装置180からもう１回動きの位相の読みを求め、表
に残っている値の中から、その対応する理想的な動きの
位相が実際の動きの位相に一番近い値を選ぶことによ
り、位相符号化の値を選択し、表の対応する項目は対象
外にする。全てのビュー（並びに全ての位相符号化振
幅）が求められるまで、この過程が続けられる。ビュー
を収集する時、位相符号化振幅を使った順序を記憶して
おく。これは、走査データは、像を構成する計算の前に
又はその一部分として、並べ直さなければならないから
である。更に、各々のビューに対し、選択された位相符
号化振幅に対する理想的な動きの位相と測定された実際
の動きの位相との間の差を記録することが出来る。

各々のビューの直前に位相符号化振幅を決定する上に述
べた方法を最適に作用させる為には、測定された動きの
位相から位相符号化振幅へのマップは、走査全体にわた
って平均した時、選択される確率が位相符号化の全ての
値に対して同じである様にすべきである。そうなってい
れば、走査が進む時、測定された動きの位相に極く近い
理想的な動きの位相を持つ表の項目が利用出来る可能性
があり、動きの位相と位相符号化の間の所望の関係が十
分に近似される。全ての位相符号化の値が選択される可
能性が同じでない場合、走査の早い時期には、測定され
た位相と理想的な位相の間がよく釣合う。然し、走査の
終り頃には、利用し得る位相符号化の値は、主に選択さ
れる可能性が一層少ないものであったものとなり、これ
らは測定された動きの位相にあまりよく合うものではな
いから、理想的な動きの位相及び測定された動きの位相
の間の比較的大きな食違いを甘受しなければならない。
その結果、動きの位相と位相符号化の間の予め選ばれた
所望の関係がそれ程よく近似されなくなる。

動きの特性を位相符号化の値に写像する問題は、全ての
動きの位相の値が同じ可能性を持つ（即ち、動きの位相
の値が最小値及び最大値の値で一様に分布している）と
最初に仮定し、それに応じて動きの位相と位相符号化振
幅の間の関係を定めることによって、便利に解決するこ
とが出来る。第６図、第10図及び第14図の関係はこの様
にして選択されたものである。２番目に、測定された動
きの振幅、即ち変換器からの信号を動きの位相の値に変
換する時は、その結果得られる動きの位相の値が平均し
て一様に分布する様な形で変換する。

この発明では、呼吸信号ｙ（ｔ）から動きの位相の信号
φを取出す。信号φは、作像する物体の動きを表わして
おり、φの全ての値が可能性が同じであると云う性質を
持つことを特徴としている。動きの位相の信号を求める
１つの方式では、作像する被検体の呼吸サイクル中に１
組の基準点を定める。これらの基準点が、全ての値の可
能性が同じであると云う所望の特性を持つ動きの位相の
信号φ（ｔ）を構成する根拠になる。別の２番目の方式
では、それまでに収集された呼吸データに最もよく適合
する正弦波関数の位相により、可能性が同じである位相
関係を定める。選択された正弦波の位相を次のパルス順
序に対する動きの位相の信号φ（ｔ）として利用する。
更に別の３番目の好ましい方式では、それまでの何回か
の呼吸サイクルから収集された呼吸データから伝達関数
φ（ｙ）を構成し、それを実時間信号ｙ（ｔ）に適用し
て、呼吸信号ｙ（ｔ）の値はそういう特性を持たなくて
も、全ての位相の値の可能性が同じであることを特徴と
する動きの位相の信号を発生する。

上に述べた１番目の別の方式では、例としての幾つかの
呼吸サイクルで収集された信号ｙ（ｔ）のベースライン
の値から、呼吸サイクルの型を構成する。各々の呼吸サ
イクルをある数（１より大きいか又は又は１に等しい）
の部分的な区間又はセグメントに分割する。第18図に示
したこの方式の例では、各々の呼吸サイクルが４個の基
準点マークによって表わされ、サイクルが４つの時間区
間に分れる。例えば、信号ｙ（ｔ）によって示される最
初の呼吸サイクルは、基準点191,193,195,197によって
記述される。基準点199が次のサイクルの始めをマーク
する。相次ぐ基準点191,乃至199の間の期間区間が期間
１乃至４として示されている。この後の呼吸サイクル
は、基準点199乃至221によってマークされる。

４つの基準点を求める為に種々の方式を用いることが出
来る。最も成功した方式は、信号の１次微分のゼロ交差
を使って、点193,197,201,205,209,213,217,221を定
め、信号の閾値交差を使って、点191,195,199,203,207,
211,215,219を定める。閾値を検出する前に、指数関数
形に平滑された平均値から、最初に直流ベースラインを
減算する。

位相の実時間の計算に使う前に、数個、例えば５個の呼
吸を収集することにより、監視方法を測定する被検体に
対して較正する。こういうベースラインの呼吸の間、各
々の部分的な区画ですごす平均時間を測定し、こうして
呼吸パターンの型を組立てる。その後、呼吸位相範囲
（例えば０から１まで）を、各セグメントの相対的な時
間的な長さに比例して、部分的な期間又はセグメントに
分割する。この為、各々のセグメントに対する始め及び
終りの位相の値が定められ、各々のセグメントに対する
勾配（単位時間当たりの位相の変化）が決定される。

この後、この型を使って実時間の位相の値を計算する。
更に、被検体の呼吸の変化を埋合せる為に、必要に応じ
て型を更新して変更する。任意の時点で、一番最近に交
差した基準点マークを記憶しておくことが出来るから、
呼吸サイクルの現在のセグメントが判る。各々のセグメ
ント内の位相は次の式によって計算される。

但し次の条件がある。

φ（ｔ）φｅ （12） こゝでφs,φｅ及びｄφ/dtは現在のセグメントに対す
る始めの位相、終りの位相及び勾配の値であり、ｔは関
連する基準点マークを検出してからの時間である。実時
間の位相は、次の基準点マークを観測するまで、φｅを
越えてはならない。次の基準点マークに出会った時、部
分的な区間で経過した時間を計算し、それを使って、例
えば指数関数の平均をとることにより、そのセグメント
に対する平均時間の値を更新する。各々の呼吸の終り
に、位相範囲を部分的な区間に再び割振り、各々の部分
的な区間に対してφs,φｅ及びｄφ/dtの新しい値を計
算する。

この１番目の方式はかなり成功した。然し、呼吸パター
ンに突然の変化があると、基準点を見落し、その結果位
相に誤差が生ずる。

前に述べた別の２番目の方式では、出力位相は、直前の
データと最もよく合う様な平均呼吸周期に等しい周期を
持つ正弦波の位相と定義する。この２番目の方式では、
数個の呼吸のベースラインを収集することにより、呼吸
周期を推定する。幾つかのマークの内の任意の１つの、
例えば閾値と上向きに交差することを利用して、サイク
ルの終りを定めることが出来る。更に、呼吸変換器のデ
ータを収集する時、それを円形バッファに入れて、現在
より直前のある期間にわたるデータが常に利用出来る様
にする。

ベースラインの周期が完了した後、直前のデータと最も
よく合う呼吸周期に等しい周期を持つ正弦波の位相を計
算することにより、呼吸位相の値を計算する。これは例
えば既知の周期を持つ正弦波の１サイクル及び余弦波の
１サイクルと相関させ、その比の逆正接を求めることに
よって計算することが出来る。

呼吸位相の値を計算している時、サイクルの終りのマー
クが見つかり、それを使って呼吸周期の移動推定値を更
新する。このアルゴリズムは簡単で崩れないと云う利点
があるが、呼吸速度が突然に変化すれば、一時的に利き
目がなくなる。

第18図の波形190の点191乃至221の様な数個の基準点を
確認することにより、サイクル全体にわたり信号ｙ
（ｔ）の位相を写像する根拠とすることが出来るが、こ
れは呼吸パターンの変化に対する反応が敏速ではない。
これは１つには、呼吸波形には、僅か１個又は数個の基
準点の検出によって抽出されるよりも、より多くの情報
が含まれていることによる為である。更に、点199及び2
03は、呼吸のピーク201の両側にあるけれども、物体の
同じ様な向きを表わし、前に引用した米国特許出願で述
べられている様に、この情報を使って人為効果の抑圧を
更に改善することが出来る。

上に述べた別の１番目及び２番目の方式を開発した後、
発明者は、呼吸位相の代りに、正規化した呼吸振幅を使
う方が、作像する被検体の呼吸状態を更に正確に表示す
るものになることを認識した。その考えの違いが第19図
に示されている。第19図に示す振幅方式では、出力「位
相」は、信号の振幅の正規化された目安だけに関係し、
従って息を吸込む時及び吐出す時の振幅が同じである点
は、位相の同じ値が割当てられる。

この発明では、呼吸信号ｙ（ｔ）は振幅の値の分布に対
して正規化することが好ましい。これは、測定された信
号ｙから位相φへの変換φ（ｙ）を計算することによっ
て行なわれる。その時、測定された各々の信号ｙ（ｔ）
に対し、出力位相は次の様になる。

φ（ｔ）＝φ（ｙ（ｔ）） （13） この方法によって発生る信号φ（ｔ）は、厳密な意味で
は、信号ｙ（ｔ）の位相の目安ではないが、「位相」と
呼ぶ。

この発明の別の３番目の方式に従って位相伝達関数φ
（ｙ）を決定する為、−Ｔｔ０として、ｙ（ｔ）
を、それまでのＴ秒にわたる時間の関数としての呼吸信
号の１組の測定値とする。更に、ｈ（ｙ）＝dN（ｙ）/d
yをｙ（ｔ）に対する確率密度関数又は頻度ヒストグラ
ムとする。即ち、dN/dyは、ｙとｙ＋dyの間の振幅を持
つ信号の発生個数である。呼吸信号190（第18図及び第1
9図）に対する頻度ヒストグラムが第20図に示されてい
る。ｙ（ｔ）のヒストグラムが一様でないことは容易に
判る。然し、この一様でない、可能性が同じでない呼吸
信号を可能性が同じである位相信号に写像しなければな
らない。例えば、前に説明した人為効果（アーチファク
ト）抑圧方法が作用する為には、０から１までの値の単
調な範囲に写像しなければならない。所望の位相伝達関
数φ（ｙ）が次の式で表わされる。

こゝでN₀は正規化数である。

式（14）によって定義される位相φ（ｙ）の値に対する
確率密度dN/dφは、入力がｙ（ｔ）である時、希望する
様に一様である。従って、前に述べた方法は、全ての出
力の値の可能性が同じであって、この為全ての位相符号
化振幅の可能性が同じである様な位相信号を発生し、あ
る走査のビューは最適に近い形で割当てられる。連鎖法
則を適用すれば、この一様性を証明することが出来る。

式（14）とｈの定義から 従って、式（13）及び（14）から これは実際に定数である。この為、φ（ｙ）は、入力信
号が前の期間のヒストグラムによって正確に記述される
時、出力の尺度φ＝φ（ｙ）のヒストグラムが、一様な
頻度密度で位相区間（０乃至１）にわたると云う条件を
充たす。

式（14）を検討すれば、この実施例が直感的に理解され
よう。積分はヒストグラムｈの内、ｙより小さい信号の
値を持つ読みの数に等しく、N₀はヒストグラム中の読み
の合計の数に等しい。この時、この比はｙより小さい値
を持つ読みの割合に等しい。

第19図の点233から始まる呼吸を考える。点233では、読
みｙが非常に小さいので、ヒストグラム中の233に於け
る値よりも小さい値を持つ読みが少ない為に、極く小さ
い位相の値が計算される。信号が233から225へ増加する
につれて、計算される位相が増加する。225の読みがヒ
ストグラム中の最高に極く近いから、計算された位相は
殆んど1.0である。225の後の区間で測定された信号が減
少するにつれて、計算された位相も減少する。この為、
計算された位相は測定された呼吸信号に対して単調な関
係を持つ。

然し、位相と入力信号の間の関係は非直線である。特
に、可能性が非常に大きい信号レベル（即ち、ｈ（ｙ）
が大きい様なｙの値）の近辺では、信号レベルの小さな
変化により、可能性があまり大きくない信号の読みの近
辺に於ける場合よりも、位相に一層大きな変化が生ず
る。これは終りの呼気（例えば、第19図の点235の直
前）の信号の平坦部で特に目立つ。こゝでは、信号の小
さな変化によって位相に大きな変化が起る。これも、式
（14）の積分が、こういう信号レベルでは、信号の小さ
な変化に対して大幅に変化することによるものである。
全ての位相の可能性が同じである様な位相の分布を発生
するのは、この性質、即ち信号の変化による位相の変化
が信号の値の分布に関係すると云う事実である。

全ての呼吸が同じ長さではないから、点235及び237の間
に示すものゝ様に、平均より短い呼吸が観測されること
がある。この発明の方法は、実時間で測定された信号の
値を使っている為、この様な変化に敏速に追随すること
が理解されよう。即ち、一層短い呼吸の間に呼吸信号の
減少が一層急であれば、位相出力φ（ｔ）もそうなる。
新しい呼吸が開始したことにより、測定された信号が増
加し始めれば、計算された位相もそうなる。点237及び2
39の間の信号ｙ（ｔ）によって示す様なある呼吸は、予
想よりも長いことがある。この場合、波形245の時間区
間６に示す様に、次の呼吸が発生する前に、「位相」信
号φ（ｔ）の値が０に達することがある。

前に述べた様に、検査の間、患者の呼吸パターンが変化
することがあり、従って、位相計算方法がこの様な変化
に対して調節出来ることが重要である。この実施例で
は、必要に応じて、呼吸信号のヒストグラムｈ（ｙ）を
更新することにより、これが容易に実現される。要点
は、呼吸信号の現在値をこの読みの直前のある期間中に
測定されたデータと比較する。この期間が整数個の呼
吸、例えば３個又は４個の呼吸で構成される場合、ヒス
トグラムにバイアスが入り込まない為に、更によい性能
が得られることが判った。

この発明では、上に述べた方法は、第17図の処理装置18
8で使う為に、離散的な形に変換することが出来る。第1
7図の呼吸変換器182によって発生されたアナログ信号
（第18図及び第19図の190）からA/D変換器186によって
得られたｙ（ｔ）で構成される離散的な値に対し、式
（14）は次の様に書き直すことが出来る。

こゝでN_Tは、Ｔ秒間にA/D変換器186が受取った読みの合
計の数であり、N_Lは、その振幅が予定の振幅Ｙより小さ
い様な、その前のＴ秒間の読みの数であり、N_Eはその振
幅がＹに等しい様な、その前のＴ秒間の読みの数であ
る。この離散形の方式では、ヒストグラムｈ（ｙ）が実
際に発生することは決してない。その代りに、φ（ｔ）
の現在値を見つける必要がある時、積分ヒストグラムｈ
（ｙ）中の所要の点だけが発生される。ｙ（ｔ）のこと
ごとくのサンプルの後にヒストグラムを構成し又は構成
し直す必要はないから、この発明の方法を実施すること
は、処理装置188に対する要求が過大になることはな
い。

式（19）によって表わされたこの発明の離散形の実施例
を実行する為には、呼吸波形（第18図及び第19図の19
0）のある数、例えば1,000個のサンプルがA/D変換器186
によって収集され、処理装置188の中のバッファに貯蔵
される。こうして設定された基本から、この後のことご
とくのサンプルｙ（ｔ）に対し、位相の値φ（ｔ）を決
定することが出来る。具体的に云うと、新しいサンプル
ｙ（ｔ）を収集し、データ・バッファに貯蔵し、バッフ
ァの内の一番古いサンプルを捨てる。新しいサンプルｙ
（ｔ）の値を前に貯蔵されているサンプルと比較し、こ
の比較からN_L及びN_Eを計算し、式（19）を用いて、ｙ
（ｔ）の新しい値に対する位相φ（ｔ）の値を計算す
る。確率分布関数が事実上絶えず更新され、この為、走
査中の呼吸パターンの変化に対処することが出来る。

処理装置188がこの発明の方法の実行を開始する前に、
大体の完全な呼吸サイクル又はその倍数にわたって収集
される読みの合計の数N_Tを収集する為に、呼吸周期T
_b（第19図）を推定しなければならない。新しいサンプ
ルを収集する時、一番古いサンプルを捨てるから、一番
古いサンプル及び一番新しいサンプルが呼吸サイクル中
の同様な点からのものであることが重要である。そうで
ないと、ｙ（ｔ）の関数のヒストグラムが歪む。従っ
て、ｙ（ｔ）のサンプルを収集する時間区間Ｔは次の様
に表わされる。

Ｔ＝FT_b （20） こゝでＦは整数である。サンプルの合計の数N_Tが、A/D
変換器186のサンプル周期によって決定され、次の様に
表わすことが出来る。

N_T＝T/Δｔ （21） こゝでΔｔはA/D変換器186のサンプル周期である。

呼吸サイクルT_bの変化に備えて、処理装置188が各サイ
クルの周期を測定する為の闘値検出器を用いる。測定さ
れた値T_bの変化により、サンプル期間Ｔ（式（17））の
新しい値及びサンプルの新しい合計の数N_T（式（18））
が得られる。

別の離散形の構成は、離散的なヒストグラムを使うこと
である。時刻ｔに読みy_iを測定し、ｈ（ｉ）が、値y_iを
持つ、前のＴ秒間の読みの数に等しいと仮定する。この
時、式（14）は次の様になる。

こゝではy₁＜y₂＜y₃と云う様に仮定している。各々のサ
ンプルを収集し、出力位相を計算した後、一番古い読み
（Ｔ秒前の読み）を取除き、一番新しい読みを追加する
ことにより、ヒストグラムを更新する。更に、周期Ｔが
変わった場合、ヒストグラムを更新しなければならな
い。

当業者であれば、式（14）、（19）及び（22）は、呼吸
信号の値が小さい間、大きな位相信号を発生する様に、
又はその逆に修正することが出来ることが理解されよ
う。例えば、式（14）は次の様になる。

この場合、φ（ｔ）はｙ（ｔ）より大きな読みの関数で
ある。勿論、式（23）によって発生される位相は、１か
ら式（14）によって発生された値を差引いた値に等し
い。その結果得られる位相出力は、呼吸信号に対して負
の相関性を持つが、依然として大体均一に分布してお
り、人為効果を減少する方法に関連して有利に用いられ
る。

A/D変換器186が十分な範囲を持っていて、アナログ信号
ｙ（ｔ）から直流ベースラインを減算することが不必要
になることが好ましい。更に、処理装置188がこの方法
を最もよい形で実行する為には、A/D変換器186の精度が
十分高くて、呼吸信号に対して十分な細部が得られる様
にすべきである。10ビットの分解能が、ｙ（ｔ）の直流
ベースラインに対処し且つ十分な精度を持たせるのに適
切であることが判った。

今説明した実施例は、第19図の241及び243の様な入力信
号に対し、略同じ計算された位相の値を発生する。これ
は、これら２点で物体が同じ様に現れ、位相を計算する
時とパルス制御モジュール112で実際に使う時との間の
遅れが極く小さい場合、適切であり、実際に好ましい。
この何れかの仮定に反すると、異なる物体の向きを同じ
様に扱っているので、悪い結果になる。

この為、用途によっては、241及び243の様に、同じ信号
レベルを持つ全ての点を同じ様に取扱わないことが好ま
しいことがある。この方法は、この様な条件に合わせて
容易に変更することが出来る。これは例えば、呼吸サイ
クルを２つの部分、即ち、吸気（例えば第19図の時間セ
グメント1,3,5,7）及び吸気に分離することによって行
なうことが出来る。信号の最大値及び最小値の様な基準
点マークを使って、どちらのサイクル部分にいるかの判
定を下す。各々のサイクル部分に対し、別々のヒストグ
ラムを収集して管理する。それまでのＴ秒間に、吸気で
N_I個のサンプルを収集し、呼気でN_E個のサンプルを収集
し、N_T＝N_I＋N_Eであると仮定する。更に、h_I（ｙ）及び
h_E（ｙ）を夫々吸気及び呼気ヒストグラムとする。その
時、吸気中の信号ｙ（ｔ）に対し これに対して呼気の間の信号では 以上の説明から、この発明が、周期的な信号に応答し
て、その値の可能性が全て同じである様な別の周期的な
信号を導き出す装置と方法を提供したことが理解されよ
う。可能性が同じである位相信号は、上記特願昭61−18
7018号に記載される様なビューの順番を最適にすること
に関連して使うことが好ましい。然し、この発明は、そ
の間の可能性が全部同じではない周期的な信号を、その
全ての可能性が同じである様な値を特徴とする信号に変
換することを必要とする任意の目的に全般的に応用し得
ることを承知されたい。

例えば、現在の呼吸モニタを、普通呼吸ゲート動作と呼
ばれる別の磁気共鳴作像方法と共に使うことが出来る。
この方式では、作像データに含まれる動きの程度を少な
くする為に、呼吸サイクルの一部分の間、典型的には終
りの呼気の間だけ、作像データを収集する。この目的の
為、従来のある方法は、空気圧ベローの様な呼吸変換器
の信号出力に、閾値検出器を用いている。呼吸信号が閾
値より低い時、ゲートをターンオンし、データ収集を付
能する。

然し、被検体によって、データ収集を付能する時間の割
合が変化することは明らかである。更に、この割合は、
呼吸パターンが変化する時にも変動する。

この発明は呼吸のゲート動作の為に有利に使うことが出
来る。例えば、オペレータは、呼吸位相が0.0及び0.3の
間にある時にデータを収集することを選択することが出
来る。その時、波形の形の細部又はこの形の変動に無関
係に、約30％の時間の間はデータ収集が付能される。そ
の結果、検査時間を更に正確に予測することが出来る。

医療用作像の当業者であれば、この発明の方法をこの他
の作像方式に関連して使うことが出来ることは明からで
あろう。例えば呼吸位相信号を使って、核物質医薬シン
チグラフィ又は超音波作像法に於けるデータ収集を制御
することが出来る。

【図面の簡単な説明】

第１図はNMR装置の例を示す簡略ブロック図、 第２図は２次元スピン捩れ形と呼ばれる一例のFT作像パ
ルス順序を示すグラフ、 第３図は第２図に示す様なパルス順序に於ける位相符号
化勾配の振幅を増加する普通の順序を示すグラフ、 第４図はその振幅が時間の関数として正弦状に変化する
様な、物体の輝度を時間に対して示すグラフ、 第５図は位相符号化勾配の振幅を第３図に示す様に単調
に変えた走査での、物体の輝度と位相符号化振幅との関
係を示すグラフ、 第６図は主となる像からのゴースト人為効果の空間的な
変位を最小限に抑える為の低周波種方法を実施する為の
動きの位相と位相符号化振幅の間の所望の関係を示すグ
ラフ、 第７図は低周波種方法に従って各々のビューに対する位
相符号化振幅を示すグラフ、 第８図は第６図及び第７図の低周波種方法で、位相符号
化振幅の関数として物体の輝度を示すグラフ、 第９図はゴースト人為効果の空間的な変位を最大にする
様な高周波種方法の位相符号化振幅の逐次的な順序を示
すグラフ、 第10図は従来の方法の高周波種モードの構成での動きの
位相と位相符号化振幅の間の関係を示すグラフ、 第11図は高周波種方法での物体の輝度と位相符号化振幅
の間の関係を示すグラフ、 第12図は第４図に示した波形よりも対称性が少ない様
な、物体の輝度の何サイクルかを示すグラフ、 第13図は第12図に示した物体の輝度の変動パターンに対
し、物体の輝度と位相符号化振幅の間の関係を示すグラ
フ、 第14図は高周波種方法の別の方式に対する動きの位相と
位相符号化振幅の間の関係を示すグラフ、 第15図は第14図の高周波種方法に於ける位相符号化振幅
とビューの番号との関係を示すグラフ、 第16図は第14図の高周波種方法で輝度を位相符号化振幅
に対して示すグラフ、 第17図はこの発明に従って呼吸の位相の値を供給する１
例の装置の簡略ブロック図、 第18図は代表的な呼吸波形及びこの発明の変形の実施例
に従ってそれに対応する代表的な位相信号を時間の関数
として示すグラフ、 第19図は代表的な呼吸波形（第18図と同じ）及びこの発
明の別の好ましい実施例に従って発生される、それに対
応する代表的な位相信号を時間の関数として示すグラ
フ、 第20図は第18図及び第19図の呼吸波形に対する頻度ヒス
トグラムである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭61−155740（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−25543（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−25542（ＪＰ，Ａ)

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】各ビューが被検体の少なくとも１次元の軸
   線に沿ってパルス形磁界勾配を印加することを含み、該
   磁界勾配がNMR信号に空間情報を符号化するように各ビ
   ュー毎に異なる値に調節し得るパラメータ値を持つ形式
   の複数のビューを実施することにより、被検体の一部分
   の作像データを測定することを含むNMR作像技術を用い
   る場合に、該被検体の部分に生じるほぼ周期的な信号の
   変動に起因して所望の像中に生じる人為効果を減少する
   ための人為効果減少装置において、 その値が同じ可能性を持っていない信号ｙ（ｔ）から、
   その値が略同じ可能性を持つ信号φ（ｔ）を発生する信
   号変換手段を含み、該信号変換手段が、下記の（ａ）乃
   至（ｉ）の機能部を有することを特徴とする人為効果減
   少装置。 （ａ）前記信号の変動と前記磁界勾配のパラメータ値の
   間に予定の関係を選択し、該関係の選択により、所定の
   パルス順序で用いられる所望のパラメータ値と前記信号
   の変動の位相の間に対応関係を定める機能部、 （ｂ）略周期的な信号の変動を表わす信号ｙ（ｔ）を発
   生する機能部、 （ｃ）信号ｙ（ｔ）のヒストグラムを作る機能部、 （ｄ）前記ヒストグラムから、ｙ（ｔ）の一様に分布し
   且つ正規化されたヒストグラムを求めることによってφ
   （ｔ）を設定する機能部、 （ｅ）ｙ（ｔ）の現在値を測定する機能部、 （ｆ）ｙ（ｔ）の現在値の測定に応答して、φ（ｔ）の
   現在値を求める機能部、 （ｇ）前記予定の関係に従って、φ（ｔ）の現在値を用
   いて、前記磁界勾配のパラメータ値を選択する機能部、 （ｈ）前記選択されたパラメータ値を使うパルス順序を
   実行して、NMR信号を生じさせる機能部、ならびに （ｉ）完全な走査の為の全てのビューのデータが収集さ
   れるまで、前記の機能部（ｅ）乃至工程（ｈ）を繰返し
   作動する機能部。
2. 【請求項２】前記φ（ｔ）の現在値が、前記ヒストグラ
   ムを前記ｙ（ｔ）の現在値と比較することによって求め
   られる特許請求の範囲第１項に記載した人為効果減少装
   置。
3. 【請求項３】前記信号ｙ（ｔ）の現在値の振幅より小さ
   い振幅を持つ前記ヒストグラムの中のデータの数をN_Lと
   し、前記信号ｙ（ｔ）の現在値の振幅に等しい振幅を持
   つ前記ヒストグラムの中のデータの数をN_Eとし、前記ヒ
   ストグラムの中のデータの合計の数をN_Tとして、 φ（ｔ）＝［N_L＋（N_E/2）/N_T である特許請求の範囲第１項に記載した人為効果減少装
   置。