JPS61124855A - 核磁気共鳴を用いた画像情報導出方法 - 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】 「産業上の利用分野」 この発明は核磁気共鳴信号を用いて被検体から画像情報
を導出方法に関する。

「従来の技術」 核磁気共鳴（以下ＮＭＲと記す）法による画像形成装置
は例えば特開昭５７−６３４７号公報、昭和５７年１り
秀潤社発行雑誌「画像診断」１２巻１号２Ｇ−４２頁な
どに示されている。

ＮＭＲ法による画像形成装置は例えば第１図に示すよう
に静磁場発生手段１１により２軸と平行した静磁場が発
生され、傾斜磁場発生手段１２によりＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸
方向においてそねぞれ磁界強度が傾斜し、それぞれ向き
が２軸方向の傾斜磁場Ｇｘ＋Ｇｙ、Ｇ！が発生され、こ
れら静磁場及び傾斜磁場が生産された空間に被検体１３
が配される。

なお三つの傾斜磁場はその磁界強度の傾斜方向が互に交
差すればよく、必ずしも直交する必要はない、このよう
にして被検体１３からの空間情報を弁別できるようにさ
れている。

送受信用コイル１４にパルス電流を与えてＺ軸に垂直の
方向の高周波磁場を被検体１３に与える。

その時発生する被検体１３からのＮＭＲ信号はコイル１
４で受信され、その受信出力は高周波信号送受信部１５
で増幅検波され、その検波出力はサンプリングされてＡ
Ｄ変換器１６でデジタル信号に変換され、電子計算機よ
りなる信号処理装置１７に人力される。

所で、ＮＭＲは、ある原子核を磁場中に置いた時これら
が磁場の強さに比例した周波数で、磁場の印加方向を軸
としてそのまわりを歳差運動するという事実に依るもの
である。この周波数は、ラーモアの周波数として知られ
ており、ωｏ　＝ｒＨゆにより与えられる。但し、Ｔは
原子核の磁気回転比、Ｈａは磁場の強さである。ある特
定の方向に沿って強さが変化する磁場、いわゆる傾斜磁
場を印加すると、その方向の各位置にある原子核（以下
、核スピン）は異なった周波数で歳差運動をする。

この性質を用いて核スピンの位置情報、つまり被検体１
３中の何れの位置からのものであるかを示す情報を得る
には、大別して２つの方法が存在する。その１つは、あ
る軸に傾斜磁場を加えた状態でその強度を時間的に一定
に保持し、その間にＮＭＲ信号のデータを収集して、周
波数エンコーディングにより、直接この軸に沿つた槙ス
ピンの位置情報を得る方法である。もう１つは、ある軸
に傾斜磁場を加え、その強度の時間積分値を逐次的に変
化させた後に、ＮＭＲ信号のデータを収集して、位相エ
ンコーディングにより、この軸に沿った績スピンの位置
情報を得る方法である。どちらの場合も、信号のデータ
から位置情報を得る１箕処理にいくつかの方法が考えら
れるが、今日、最も一般的にはフーリエ変換が用いられ
ているので、これを例にして以下の説明を行なう、　フ
ーリエ変換の場合、基本的には時間軸から周波数軸への
データ変換であるから、計真処理前のデータは、時間的
に順序正しい信号系列でなくては意味がない、この為、
周波数エンコーディングの場合には、ある軸に加える傾
斜磁場強度を信号データ収集の間一定に保持する事が行
なわれ、位相エンコーディングの場合には、ある軸に加
える傾斜磁場強度の時間積分値を逐次的に変化させる事
が行われている。すなわち周波数エンコーディング及び
位相エンコーディングの何れでもサンプリング時点まで
の傾斜磁場の強さと、その磁場印加時間との積分値はサ
ンプリングごとに逐次的に変化する様になされている。

この様なデータ処理を行なうならば得られた信号データ
系列を直接フーリエ変換する事により、ある軸に沿った
核スピンの位置情報が、従ってＮＭＲ信号より得られた
情報、例えば槍スピンの密度、緩和時間などの空間分布
が得られる事は容易に理解できる。信号処理装置１７内
の演算処理部１７ａでこのような空間分布、つまり画像
情報を得る演算処理を行い、得られた画像情報を表示器
１日に画像として表示する。

墳スピンの位置情報を求めるためにＮＭＲ信号を得る手
法としてスピンワープ法がある（例えば前記雑誌参＠）
、スピンワープ法によりＸ−２平面の２次元画像を得る
には、第２図に示すように期間３．４でｙ方向傾斜磁場
Ｇ、を掛けておいて期間３に９０＠高周波磁場パルスを
与え、被検体１３内のスピンを選択的に励起し、この励
起に続いて、期間５にＸ方向に読み取り傾斜磁場Ｇ、を
加え、この時のＮＭＲ信号を例えば２５６回受信して周
波数エンコーディングすることにより、つまり２５６点
フーリエ変換することにより、Ｘ軸に沿った檎スピン位
置情報（周波数がＸ軸上の位置を、その位置での振幅が
核スピンの２方向におけるベクトル総和を表わす）を得
る。前記選択的励起と読み取りとの間、すなわち期間４
にＺ方向の傾斜磁場Ｇ１をパルス的に与え、かりその振
幅をその都度順次等間隔で（段階的に）変化させる。

例えばこの振幅変化を２５６段階とすると、画像視野が
−ａ＜ｍｘ＜ａ、−ａ＜ｗｚ＜ａでｚｓ”ａの核スピン
の位相は２＝０の核スピンの位相に対してｎ回目の高周
波パルスの送受信時に、（ｎ　−１２９）π進むような
強度の磁界Ｇ１を与える。

このようにして２５６個のＧ、パルスはそれぞれ２５６
の各空間周波数（Ｘ軸上の位置と対応したもの）につい
てＺ方向における各位置でレスポンスを最大にする。こ
のようにして得られた信号を２次元フーリエ変換して２
５６Ｘ２５６画素の画像を得ることができる。ここでＧ
、パルスの振幅を逐次的（段階的）に変化することなく
、Ｇ、パルスの幅を逐次的に変化させてもよいし、さら
に、Ｇ２パルスの振幅と幅の両方をその積が逐次的に変
化するようにしてもよい、スピン−格子緩和時間の空間
分布を得るには、第２図において期間１に１８０°パル
スあるいは、ＡＦＰ（断熱高速通過）を与え核スピンを
反転させて平均緩和時間程度の時間（期間２）待ってか
ら前記期間３に移ればよい。

信号処理装置１７内のスキャン条件決定部１７ｂで第２
図に示したパルスシーケンスの発生制御などを行う信号
を、傾斜磁場発生手段１２、高周波信号送受信部１５へ
送出する。信号処理装置１７は一般に電子計算機を含み
、これにより処理制御を行う、第１図では信号処理装置
１７の機能の一部を機能的に示している。

「発明が解決しようとするＩＩｊＹ題点」照点情報を得
ようとする被検体１３が例えば生体であって、必ずしも
静止していなかったり、発生磁場の強さが時間的に不安
定であったりするなど、現実にはＮＭＲ信号を収集して
いる間に変化する要素が存在している。このため、得ら
れた信号の周液数エンコーディングや位相エンコーディ
ングが必ずしも理想的には行なわれなくなり、これを基
にした計算処理によって形成される画像には、前記要素
の変化パターンに対応したアーティファクトＣ本来の像
と異なった部分、いわゆる偽像）が生じて、両賞を劣化
させる事になる。特に現在の技術において、核ＮＭＲ信
号による画像形成に必要とするデータを収集する時間が
例えば数分も掛り、この時間がＸ線や超音波などによる
他の画像形成装置と比べて長い時間であるために、ＮＭ
Ｒ画像形成装置では前記変動の影響が顕著になり、無視
して考える事ができない。

この為、従来においては、前記要素の変化を検知して、
その変位が同一値になった時刻にだけＮＭＲ信号の収集
を行ない、前記要素の変化により計算処理上のデータ系
列に含まれる変化量を最小限にとどめる事が行なわれて
いた０例えば、生体心臓部の画像形成を考えた場合、拍
動している心臓の変位を心電計により検知し、拍動に対
して常に一定のタイミングでＮＭＲ信号データの収集を
行なう事により、計算処理上のデータ系列を見た場合に
は、多少の誤差を除いて、あたかも心臓がそのデータ収
集を行っている数分間の開停止していたかのように見え
る画像が得られる事になる。

これは、心電同期スキャンと呼ばれている。この方法に
よれば、確かに変動によるアーティファクトを最小限に
とどめる事が可能であるが、信号データ収集のタイミン
グ間隔Ｔｒが、検査対象の変動の時間的パターンに依存
して決まり、核磁気共鳴画像を形成する上で、本来非常
に大切なパラメータであるはずのデータ収集タイミング
間隔（サンプリング間隔）Ｔｒを任意に指定する事がで
きないという欠点がある。さらに、検査対象が例えば生
体の呼吸運動を含むような部位であった場合には、前記
方法によるＴｒが約４秒と大変長いものになり、データ
収集に必要とされる時間が数十分になるという結果を生
じる。これは非能率的であるばかりでなく、人体を邊像
する場合など、被検者の災厄が橿めて大きくなるという
欠点をまぬがれろ事ができない。

例えば人体の腹部の画像を得る場合、一般に人体の腹部
は呼吸により振動的に変位している。その周期Ｔｐは約
４秒程度である。この変位を第３図Ａに示す、従来にお
いてこの変位を考慮することなく走査、つまり前記Ｇ１
パルスの逐次的変化を行って測定すると、信号データ収
集タイミング間隔Ｔｒを１秒とし、前記（ｎ−１２９）
ｔｔ進めるＧｚパルスの振幅（又はパルス幅）を２つの
位相差で示すと、各データ収集タイミングごとに第３図
Ｂに示すＧｚパルスを与えろ、この時得られた信号処理
前のデータには第３図Ｃに示すように呼吸、による変位
にもとづく変化パターンが含まれる。このデータをその
ままフーリエ変換すると、この変化パターンにもとづく
アーティファクトが生じ画質が劣化する。

この様子をシミエレイシッンした結果を第４図に示す、
第４図において下段の太線２１が被検体の一部であり、
これが呼吸によりＺ軸方向、第４図下段では左右方向に
周期４秒で振動している。

Ｔｒ＝１秒でサンプリングしたＮＭＲ信号を周波数エン
コーディング軸方向にフーリエ変換した後、位相エンコ
ーディング軸方向に見た信号は第４図の上段に示す曲線
２２となり、この曲１ｓ２２中に含まれる変動要素の時
間的変化パターンは第４図中の上段の曲線２３となり、
この曲線２３の振動は６４回となっている。っまりＴｒ
＝１秒で２５６Ｘ２５６画素のデータを得るには、２５
６秒の時間を必要とし、この間に呼吸により腹部が２５
６＋４−６４回振動的変位し、これが収集データ内に入
っていることがわかる。この収集データである曲線２２
をフーリエ変換すると第４図の下段の斜線を付けた形状
になる。この斜線形状が測定結果として示されるＺ軸方
向の形状であり、これと実１４２１の形状との差がアー
ティファクトであり、特に像２４．２５は実際には全く
存在しないものが大きく現われている。

この第３図Ａの例に従来の同期スキャン法を適用すると
、例えば第３ｇＤに示すように第１回目のデータ収集を
その腹部の変意が振動中心になった時に行う、すなわち
、その腹部の変位が振動中心になるごとにデータ収集を
行うことになり、その変位振動の周期Ｔｐ−４秒に１回
ずつ傾斜磁場０才を印加し、データ収集を行う、この時
、得られたデータの処理前における呼吸性振動による成
分は第３図Ｅに示すように一定となり、呼吸振動の影響
を受けない、しかしこの方法の場合、データ収集タイミ
ング間隔Ｔｒを自由に選ぶことができず、これを呼吸周
期Ｔｐ−４秒に決めなければならないため、画像形成に
必要とするデータのすべてを収集するには４秒Ｘ２５６
−１０２４秒もの長い時間を必要とする。

この発明の目的はデータ収集タイミング間隔Ｔｒを自由
に選定することができ、しかも短かいデータ収集時間で
、各種変動要素の存在に影響されることなく、つまりア
ーティファクトによる画質劣化が少ない核磁気共鳴を用
いた画像情報導出方法を提供することにある。

「問題点を解決するための手段」 この発明によれば一つの座標軸に対する傾斜磁場の強さ
とデータ取込み点までのその磁場印加時間との積分値が
逐次的（段階的）に変化しないように収集を行い、その
後その取込みデータを、上記積分値が逐次的に変化する
ように並べ替えた後、空間分布情報を得るための処理を
行う。

つまり被検体の心臓の動き、呼吸などによる動きや磁場
の変動などによる変化を、あらかじめ予測し、あるいは
ＮＭＲ＠号収集直前までに前記変化を検知し、この変化
と対応して、前記サンプリングを前記積分値が逐次的で
ないように行い、このようにして得られたデータを前記
積分値が逐次的になるように時間的順序を並べ替え、こ
の並べ替えたデータ系列について、例えばフーリエ変換
をｊテっで空間分布情報を得るが、この並べ替えたデー
タ系列に含まれる前記変化成分が、そのデータ系列上で
目立たないように、前記逐次的でないサンプリングを行
う。

「実施例１」 例えば第３図における位相二ンコーディングを行うため
の傾斜磁場Ｇｚパルスを替える場合、データ収集タイミ
ング間隔Ｔｒｍ１秒とすると、腹部の変位の周期Ｔｐ−
４秒であるから、各周期で４つの変位状態をとり、なら
べかえたデータ系列が４つのグループになり各グループ
は前記４つの変位状態の一つとなるようにする０例えば
第３図Ｆに示すように１回目のデータ収集ではＧｚパル
スとして−１２８ｇを与え、２回目では一６４πを、′
３３回目は０πを４回目では６４πをと、言うように６
４πごとに変化させて与え、次の５回目では元に戻って
一１２７πを、６回目では一６３πを・・・・・・と言
うように一１２８πから１２７πまでの範囲を６４πご
とにＧ２パルスを変化させる。

このようにして得たＮＭＲ信号データ系列を、Ｇｚ　と
そのサンプリングまでの時間との積分値が逐次的に変化
するように、並べ替える０位相エンコーディングの場合
には、第３図Ｇに示すように、Ｇｚパルスが−１２８、
−１２７ｆｆ、　−１２６π・・・・・・の時に収集し
たデータをその順に並べる。

この時、このデータ系列に含まれる呼吸による変位成分
は、１ＪＩＪ３図Ｈに示すように４つのグループに分け
られる。すなわち、Ｇｚパルスが一１２８π〜−６５π
の区間は、呼吸による変位の中心成分が含まれ、Ｇｚパ
ルスが一６４π〜−πノ区間は、変位の中心からＴｐ／
４における変位成分が含まれ、Ｇｚパルスがθ〜６３π
の区間は、変位の中心からＴ　ｐ　／　２における変位
成分が含まれ、Ｇｚパルスが６４π〜１２７πの区間は
、変位中心から３７ｐ／４における変位成分である。こ
のデータ系列ではＧｚパルスが一１２８π〜−６５π、
　−６４ｇ〜−π、Ｏ〜６３π、６４冗〜１２７πの各
４つの区間（グループ）内でそれぞれ呼吸による変位の
影響が全く同一であり、従ってデータ系列全体としては
呼吸による変動速度が小さくなったことになるため、そ
れだけ呼吸の影響を受けないと言える。つまりこの例で
は２５６秒で１回の呼吸をしたとほぼ等価になる。

このような処理をした収集データについて第４図と同様
にシミュレイシッンした結果が第５図であり、第４図と
対応あする部分には、同一符号が付けである。この場合
、並べ替え後のデータ系列に含まれる変動成分は第５図
の上段の曲線２３となり、第５図下段の斜線で示す表示
画像には第４図中のアーティファクト２４．２５が消え
、画質が大きく改善されたことかを理解できる。しかも
この方法の場合、信号データ収集タイミング間隔Ｔｒを
ある程度自由に選ぶことができ、その上、信号データ収
集に必要とする時間を大幅に短縮することができる１例
えば前記例の場合、従来の同期スキャン法と比較して措
影時間が４分の１となる。なお第１図において信号処理
装置１７に取込まれたＮＭＲ信号データは並べかえ部１
９で前述したデータＱ並べかえにより第３図Ｇのような
データ系列として計算処理部２０でフーリエ変換などが
行われ、空間情報として表示器１８へ送出される。

Ｃ実施例２Ｊ ＭＮＲ信号を用いて被検体から画像情報を導出する場合
に、次のような性質があることが知られている。−船に
周期的変動がある場合、同じ変化幅ならば変化周期が長
い程、画像に現われるアーティファクトは少ない、この
ことは第１図、第５図の関係からも明らかである。また
ＮＭＲ信号のように、データ系列の中心附近の信号強度
が大きく、中心から離れる程、強度が小さくなる場合に
は、中心附近のデータと周辺のデータは、画像に対する
影響が対等ではない。

これらの点を考慮すると、第３図の例では、呼吸による
変位の中心が１周期中に２回あるので、２５６回のデー
タ収集において、Ｇｚパルスの一６４π〜０．π〜６３
πでは変位中心のデータ収集を行うようにする。すなわ
ち、例えばＧｚパルスを第３図下に示すように一６４π
、−１２８π、０π、６４π、−６３π、−１２７π、
π、−・・・・−のように順次与えてデータ収集を行い
、そのデータと第３図Ｊに示すようにＧｚパルスが逐次
変化するように並べ替える。この並べ替えたデータ系列
中に含まれる呼吸性振動による変位成分は、Ｇｚパルス
が一１２８π〜−６５πの区間は変位中心からＴｐ／２
の成分であり、−６４に〜０〜６３πの区間は変位中心
の成分であり、６４π〜１２７１ｔの区間は変位中心か
らＴｐ／４の成分である。

この場合の第４図と対応するシミエレイシ欝ン結果が第
６図であり、第４図と対応する部分には、同一符号が付
けである。この場合の並べ替え後のデータ系列中の変動
成分は曲線２３となりその時間系列の中央部で変位が小
さく、その前後でそれぞれ互に逆に変位したものとなっ
ている。斜線で示す画像には第４図中のアーティフアク
ト２４゜２５が存在せず、かつ線２１の立上り、立下り
附近のアーティファクトもかなり小さくな１ており、第
５図の場合よりも、画質が改善される。

「実施例３」 呼吸にもとづ（変動は、予め予測できるが、予測できな
い変動についてはＮＭＲ信号データの収集直前に、それ
までの変化を検知して、データ収集点を変化させ、デー
タ収集後に、データの並べ替えを行って画像情報を得る
ようにする。

例えば磁場が変動する場合に、ＮＭＲ信号データの収集
直前、第２図中の期間２に磁場強度を測定し、この測定
値と設定値とを比較してその差が小さい時は、０πに近
いＧｚパルスを与え、測定値と設定値との差が大きい場
合は一１２８π又は１２７πに近いＧｚパルスを与える
。このようにして並べ替えたデータ系列の中央部は磁場
変動の影響成分が少く、前後の端に近いものは磁場変動
の影響が比較的大きなものとなる。このようなデータの
取込みを行うためのアルゴリズムは各種考えられるが、
例えば設定値に対する磁場強度の測定値の確率分布が正
規分布であると仮定し、磁場強度とＧｚパルスの強度＜
ｍ起倒では一１２８π〜１２７に）との対照表を予め作
っておき、磁場強度の測定値から、前記対照表を参照し
てＧｚパルスの強度を決定する。データ収集回数が２５
６回程度では磁場測定値は完全な正規分布にならないの
で、データ収集の終りに近すき、その測定値の分布かに
片寄りを生じると、　例えば、設定値に対して大きい方
への分布が多くなると、設定値と対称の例にその測定値
を対応させるなど柔軟に対処すればよい。

このようにして収集したデータを、その収集した時のＧ
ｚパルスにより一１２８π〜１２７πの順に並べ替えた
データ系列において、その０πを中央中心とする中央部
では磁場強度の変動の影響が小さく、両端部に近ずくと
磁場強度の変動の影響が太き（なり、しかもそのデータ
系列に沿って全体として磁場強度の変動の影響はゆるや
かに変化したものとなる。つまり実施例２と同様に画質
改善が行われる。

このように磁場強度の変動を検出する場合は第１図に示
すように磁場強度検出手段３１により磁場強度が検出さ
れ、その検出出力は信号処理装置１７内の変動検出部３
２に入力され、その検出変動に応じて前述したような手
法によりスキャン条件決定部３３でＧｚパルスの決定が
行われる。

上述では位相エンコー、ディングにこの発明を適用した
が周波数エンコーディングにもこの発明を適用すること
ができる。すなわち各データ収集タイミングにおいて、
前記例では２５６回ＮＭＲ信号をサンプリングするが、
その２５６回のサンプリングの間、例えばｌＯ数ミリ秒
の間に何らかの変動要素の影響を受けるおそれがある場
合には、前記例ではＸ方向傾斜磁場Ｇ、の磁場強度の傾
斜を変化させながら、２５６個のデータをサンプリング
して取込み、その後、各サンプリング時点までのその磁
場の強さと磁場印加時間との積分値が逐次的になるよう
に、つまり磁場Ｇ、の傾斜を一定としたまま取込んだ時
のデータ系列に並べ替えた上で空間分布情報を得るため
の信号処理をすればよい、このようにして緩やかになる
ようにする。

上述では並べかえたデータ系列上で変動要素による影響
が暖やかになるように、ＮＭＲ信号データの取込みを逐
次的でな（行ったが、逆に変動速度が速くなるようにし
てもよい。このようにすると、アーティファクトが離れ
てこれを容易に区別することができるようになることが
ある。更に上述では２次元フーリエ変換法により空間分
布情報を得たが、リコンストラクション法により空間分
布情報を求めてもよい。

「発明の効果」 以上述べたようにこの発明によればＮＭＲ信号から空間
分布情報を得る際に変動要素による影響を小さくするこ
とができる。しかもＮＭＲデータ収集タイミング間隔Ｔ
ｒを比較的自由に選ぶことができ、また全体のデータの
取込み時間を従来の同期スキャン法よりも可成り短かく
することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＮＭＲ画像形成装置の一例を示すブロック図、
第２図はスピンワーブ法のパルスシーケンスを示す図、
第３図は従来法及びこの発明の方法における変動と、Ｇ
ｚパルス位相（強度）と、並べかえ行のデータ系列を示
すＧｚパルス位相と、そのデータ系列に含まれる変動に
よる影響成分との関係例を示す図、第４図は対象物の形
状と、従未決による画像と、周波数エンコーディングに
対するフーリエ変損出力と、その出力に含まれる変動成
分との関係のノミュレーションの例を示す図、第５図は
この発明の第１実施例を適用した第４図と対応する図、
第６図はこの発明の第２実施例を適用した第４図と対応
する図である。 特許出願人　旭化成工業株式会社 代　　理　　人　　草　　　　野　　　　　　　　　　
卓オ　２　図 ７４　記 オ　５図 ２６　　口

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検体に静磁場を与えると共に、発生する磁場の
   向きが上記静磁場と同一方向であり、かつ互に交差した
   三つの方向において強さが傾斜した傾斜磁場を上記被検
   体に与えて空間情報を弁別できるようにし、この状態で
   その被検体に高周波パルスを与え、その被検体からの核
   磁気共鳴信号を取込み、その取込み信号からその核磁気
   共鳴信号に含まれている情報の空間分布を求める方法に
   おいて、 少なくとも一つの座標軸に対する上記傾斜磁場の強さと
   上記信号取込み時点までの磁場印加時間との積分値が逐
   次的に変化しないように上記信号取込みを行い、その後
   、その取込んだ信号を上記積分値が逐次的に変化するよ
   うに並べ替えて上記情報の空間分布を得ることを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた画像情報導出方法。