JPS63214247A - 像を発生する方法 - 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】 発明の背景 この発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）作像方法、特
に人間の心臓の様に循環的なパターンで作用する物体の
像の収集に関する。

ＮＭＲは患者の解剖学的な特徴の像を求める為に利用さ
れる作像モードが開発されている。こういう像は、核ス
ピン密度（典型的には水及び組織に伴う陽子）、スピン
−格子緩和時間Ｔ１及び／又はスピン−スピン緩和時間
Ｔ２に関係する分布を示しており、これらは検査される
組織の健康状態を判定する上で、医学的に診断価値があ
ると考えられている。ＮＭＲ像を構成するデータは、多
重角度投影再生及びフーリエ変換（ＦＴ）の様な利用し
得る数多くの方式の内の１つを用いて、収集することが
出来る。典型的には、こういう方式は一連のパルス順序
を用いる。各々のパルス順序が、歳差運動をする原子核
に横方向の磁化を発生する少なくとも１つのＲＦ励振パ
ルスと、この結果前られるＮＭＲ信号に空間情報を符号
化する磁界勾配パルスとを含む。周知の様に、ＮＭＲ信
号は自由誘導減衰（Ｆ　Ｉ　Ｄ）信号であってもよいし
或いはこの方が好ましいが、スピンエコー信号であって
もよい。パルス順序から得られたＮＭＲ信号を処理して
、所望の像を発生する。

この発明の好ましい実施例をよく　「スピン捩れ形」と
呼ばれるＦＴ方式の変形の場合について詳しく説明する
。然し、この発明の方法がＦＴ作像方式に制限されず、
他の方式にも有利に実施することが出来ることを承知さ
れたい。スピン捩れ方式が、フィジックス・イン・メデ
ィスン・アンド・バイオロジー誌第２５巻、第７５１頁
乃至第７５６頁（１９８０年）所載のＷ、　Ａ、エーテ
ルシュタイン他の論文「スピン捩れ形ＮＭＲ作像及び人
間の全身作像に対する応用」に記載されている。

簡単に云うと、スピン捩れ方式は、空間情報を符号化勾
配の方向に位相符号化する為に、ＮＭＲスピンエコー信
号を収集する前に、可変振幅を持つ位相符号化磁界勾配
パルスを用いる。２次元形（２ＤＦＴ）では、位相符号
化勾配をある方向に印加し、その後、この位相符号化方
向に対して直交する方向の磁界勾配の存在のもとに、ス
ピンエコー信号を観測することにより、中間情報が最初
に述べた方向に符号化される。スピンエコーの間に存在
する勾配か、直交方向に空間情報を符号化する。典型的
な２ＤＦＴデ一タ収集手順では、相次ぐ各々のパルス順
序で、位相符号化勾配パルスの大きさを単調に増加して
、作像すべき分布全体のフーリエ変換のサンプルを表イ
つすＮ　Ｍ　Ｒデータを方法論的に発生ずる。典型的に
は、１２８個又は２５６個のこういう順序か必要である
。その数は、位相初号化方向の所望の空間的な解像度及
び視野に関係する。

あるＮＭＲ作像パルス順序が物体の動きによる人為効果
を生ずることが判っていたか、ＮＭＲ作像の開発初期に
は、ＮＭＲ作像の利点は、動きによる人為効果を発生し
ない特性であると考えられていた。然し、そうではない
ことか、現在でははっきりと認識されている。ＮＭＲ像
を収集する間の物体の動きが、位相符号化方向にぼけ、
ストリーキング、及び「ゴースト」を生ずる。動きが周
期的にあるか或いは大体それに近い時、特にゴーストが
目につき、これに文↑してストリーキングは不規則な動
きによって生ずる。心臓及び呼吸の動きを含む大抵の生
理学的な動きでは、各々のＮＭＲスピンエコー又はＦＩ
Ｄは、物体のフーリエ変換の一部分のスナップ写真の図
と見なすことが出来る。従って、ぼけ及びゴーストは、
図を収集する間の動きよりも、回毎の物体の配置に一貫
性がないことによるものである。

各々の順序に対するデータ収集を周期的な動きと同期さ
せれば、周期的な動き、ぼけ及びゴーストの悪影響を少
なくすることが出来る。この方法はゲート形走査として
知られている。従来のゲート形心臓ＮＭＲ作像方式は、
各々の鼓動と同期してデータを収集する為の標僧的なパ
ルス順序を用いている。各々のデータ収集順序の開始が
、心臓の“ＱＲ８”複合波形によって発生される信号の
ピークが検出されてからプログラムされた遅延後にトリ
ガされる。この為、各々の鼓動により、１組のデータの
内の１つの図（位相符号化の値）が発生される。典型的
には１２８又は２５６個の鼓動の後、像を発生するのに
十分なデータが利用出来る様になる。各々のデータ収集
が、心臓がその動きのサイクルの同じ位相にある時に行
なわれるから、こうして形成された像は、その機能サイ
クル中の選ばれた点に於ける心臓の正確な映像を表イっ
す筈である。ＱＲ８のピークと順序の開始の間のプログ
ラムされた遅延時間を変えることにより、心臓サイクル
の異なる位相の像を形成すること力く出来る。

都合の悪いことに、人間の心臓の周期性は不完全であり
、相次ぐ鼓動の間に収集されたデータは、実際にはその
サイクル中の若干異なるぢＬ相で心臓を捕捉することが
ある。従って、再生像は、回毎の一貫性の欠如によるぼ
け及びその他の人為効果（アーティファクト）によって
、幾分質が低下する。

そのサイクルの特定の位相に於ける心臓の単独の像を発
生する他に、そのサイクルの相次ぐ位相に於ける心臓を
描く一連の像を発生することには、重要な医学的な価値
がある。実際、心臓サイクルの映画が望まれている。必
要なデータを収集する為に、患者がＮＭＲ作像装置内に
とＶまらなければならない時間の長さを最短にする為に
は、各々の心臓サイクルの間に、１つより多くの像（こ
対するデータを収集することか絶対条件である。

従来の１つの方法では、この為、各々の心臓サイクルの
間、例えば２００ミリ秒の一定の時間間隔て、関心か持
たれるスライスを何回か励振し、夫々に対して同じ位相
符号化の振幅を用いている。

このデータを記憶し、それを用いて、ＱＲ３複合波形に
対して相異なる遅延を持つ例えば４個又は５個の像から
なる集合を発生する。都合の悪いことに、この集合の中
の後の方の像は、それらが心臓信号の標識から時間的に
更に遠く離れている為に、」二に述べた問題がより強く
起る。事実、この見込みトリガ方法では、心室収縮率が
変動する場合、心臓サイクルの後期を確実に作像するこ
とは本質的に不可能である。

心臓の機能サイクルが完全に周期的でない事実により、
従来の方法にはこの他の問題が起る。従来云われている
様に、ＮＭＲパルス順序を心臓の機能サイクルと同期し
て実行する時、その繰返し速度が心室収縮率と共に変化
する。４つ又は５つの像に対するＮＭＲデータを収集す
る時の様に、繰返し速度か比較的高い時、Ｔ回復による
ＮＭＲの平衡が、こういう変動の為に安定にならない。

その結果、心臓サイクルの早期に発生された像は質が低
下し、後の像とは異なる外観を持つ。

心臓サイクルの変動によって起る別の問題は、余分の時
間のガートバンドを各サイクルの終りに用いなければな
らないことである。このガートバンドは、予想される最
も短い心臓サイクルが完了する前に、最後のＮＭＲパル
ス順序が実行される様に保証する位に長く選ばなければ
ならない。その結果、収集する像の数を少なくするか、
或いはＮＭＲパルス順序の間の時間間隔を短くしなけれ
ばならない。

発明の要約 この発明は、その機能サイクルの相次ぐ位相に於ける人
間の心臓の様な物体を描く一連のＮＭＲ像を発生する方
法に関する。更に具体的に云うと、この方法は、短いデ
ータ収集期間を持つ高速走査パルス順序を用い、この順
序を反復的に、但し機能サイクルに対して非同期的にパ
ルス駆動し、各々の機能サイクルの初めを検出して、各
々のパルス順序を実行する時の機能サイクルの位相を記
録し、１組の相次ぐ機能サイクルの間、磁界勾配を変え
て、収集データ中に含まれる位相符号化を変え、各々の
所要の位相符号化に対し、選ばれた位相の両側で収集さ
れたデータを補間することにより、機能サイクルの選ば
れた位相に於ける収集されたデータから像を再生するこ
とを含む。

この発明の全般的な目的は、機能サイクルの周期が変動
する場合、循環的な機能を果す物体の正確な像を作るこ
とである。１組の相次ぐ機能サイクルの各々で同じ点又
は位相に於けるＮＭＲデータを収集しようとする代りに
、各々の機能サイクル全体にわたって高速でＮＭＲデー
タを収集する。

データ収集かフリーランニングであって機能サイクルに
対して非同期的である為、選ばれた位相に於ける物体を
描く為の像を再生する時、補間アルゴリズムを用いて、
選ばれた位相に隣接して収集されたＮＭＲデータから、
所要の像データを発生する。

この発明の別の目的は、その機能サイクルの相次ぐ位相
に於ける物体を描く一連のＮＭＲ像を発生することであ
る。各々の機能サイクル全体にわたって多回のデータが
収集されるから、１組の像を再生することが出来る。こ
れらの像は、映画にすることが出来る様に、そのサイク
ルの相次ぐ位相に於ける物体を描くものであってよい。

データ収集が非同期的である為、物体のサイクルの周期
及び規則性に関係なく、各サイクル全体にわたってデー
タを収集することが出来る。この為、多数の像に対する
データを収集するのに必要な時間の長さが短くなる。デ
ータを収集した後に、遡って補間を行なうから、見込み
トリガ作用に伴う問題を解決することが出来、心臓サイ
クルの後期も確実に作像することが出来る。

この発明の別の一面は、データ収集順序の間、無線周波
励振パルス及び空間符号化用の磁界勾配パルスを印加す
る特定の順序である。高速走査パルス順序を用い、この
走査が反復的に且つ連続的に実行されるから、各々のパ
ルス順序からの残留横方向磁化が累積し、それが相加わ
って、後続のパルス順序の間に発生されるＮＭＲ信号に
出て来る。パルス順序が変らない限り、この残留横力向
磁化は平衡値に達し、再生像を害なわない。然し、空間
符号化用の磁界勾配は、各々の保全体に対するデータを
収集する為に、増分的に変えなければならない。その為
、この平衡を乱さない様に、この発明は空間符号化用の
磁界勾配の通常の増分的な変化を更に部分に分割する。

各々の機能サイクルの終りにこの磁界勾配に大きな増分
的な変化を加える代りに、空間符号化用の磁界勾配は、
作像する物体の機能サイクル全体にわたって、部分増分
に分けて変える。この部分増分に分けた変化は、残留横
方向磁化の平衡を乱す程の大きさではなく、その為、再
生像を害なわない。

この発明の更に別の一面では、システムのベースライン
誤差を補償する為のｒｆ励振パルスの位相サイクル動作
が、横方向磁化の動的な平衡を乱さずに達成される。こ
の方式で普通要求されている様に、各々のパルス順序の
後にｒｆパルスの符号を変える代りに、位相符号化の振
幅を１つの図から次の図へ移る時に増加する順序は、デ
ータ収集期間全体の間、ｒｆ励振パルスの符号の変化が
１回だけ起る様に選ぶ。これは、再生像に対するその影
響が無視し得る様な位相符号化振幅の極限の値の時にす
ることが好ましい。

この発明の」−記並びにその他の目的及び利点は、以下
の説明から明らかになろう。この説明では、例としてこ
の発明の好ましい実施例を示す図面を参照する。然し、
この実施例は必ずしもこの発明の範囲全体を表わすもの
ではなく、従って、この発明の範囲は特許請求の範囲に
基づいて判断されることを承知されたい。

好ましい実施例の説明 第１図について具体的に説明すると、この発明が、患者
を受入れて、患者の平坦なスライス又は断面に於けるス
ピン密度を示す２次元像を発生することが出来る全身用
ＮＭＲ作像装置で実施される。作像すべきスライスの位
置及び向きが、ＮＭＲ作像装置のｘ、　　ｙ及びＺ軸に
沿って印加される磁界勾配の大きさによって決定される
。第１図に示すスライス１は、患者の心臓を通る様に選
はれており、後で説明する様に、この心臓か心臓サイク
ル全体にわたって変化する時の様子を示す一連の像を発
生することが出来る様な一連のデータを収集する。実際
、この発明を用いれば、特定の心臓ザイクルの映画を作
ることが可能である。

この発明の好ましい実施例が、ゼネラル・エレクトリッ
ク・カンパニイから商業的に入手することが出来、「シ
グナｌ　　（Ｓｉｇｎａ　）の商標のもとに収光されて
いるＮＭＲ作像装置に用いられる。第２図はこのＮＭＲ
作像装置の簡略ブロック図である。装置がパルス制御モ
ジュール１１２を持ち、これがホスト・コンピュータ１
１４及び別個のプロセッサ１１３からの指令を受取る。

パルス制御モジュール１１２が、包括的に１１６で示し
、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磁界勾配電源に対
し、正しいタイミングのパルス波形信号を供給する。集
成体１１８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２方向に勾配を持つ、分極磁界の
方向のＣ，、Ｃｙ及びＧ：磁界を発生するコイルを持っ
ている。ＮＭＲ作像にＧ　ｘ　、　Ｇ　ｙ及びＧ工勾配
を使うことは周知であり、この発明での具体的な使い方
は、後で詳しく説明する。

第２図の説明を続けると、パルス制御モジュール】１２
が、その一部分を破線のブロック１２２で囲んだＲＦト
ランシーバ装置の一部分であるＲＦ合成器１２０に対し
、付勢パルスを供給する。

パルス制御モジュール１１２は、ＲＦ周波数合成器１２
０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ＲＦ倍信号ＲＦ電力増幅器１２８及び
送信／受信スイッチ１３０を介して、ＲＦコイル集成体
１２６に印加される。

後で詳しく説明するが、ＲＦ倍信号使って患者内の核ス
ピンを励振する。

励振された核スピンからのＮＭＲ信号をＲＦコイル集成
体１２６で拾い、送信／受信スイッチ１３０を介（７て
ＲＦ前置増幅器１３２に印加し、その後直角位相検波器
１３４に印加する。検波信号がＡ／Ｄ変換器１３６でデ
ィジタル化され、ホスト・コンピュータ１１４に印加さ
れ、そこで２次元ＮＭＲ像を再生する為に使われる。

この発明を実施するには、従来のこの装置に２つの主な
変更を加えなければならない。第１に、パルス制御モジ
ュール１１２によって発生される特定のパルス順序を変
えなりればならない。第２に、ホスト・コンピュータ１
１４が像を再生する為にＮＭＲ信号を処理する態様及び
順序を変えなけれはならない。従来のＮＭＲ作像装置に
対して必要なこの両方の変更を、これから詳しく説明す
る。

第２図の説明を続けると、プロセッサ１１３は独立マイ
クロコンピュータであって、ケーブル１５０を介してパ
ルス１．ＩＪ御モモジュール１１２対する信号を供給す
る様にプログラムされている。後で説明するが、これら
の信号が、位相符号化用の磁界勾配Ｇ、・を増加する態
様並びにｒｆ励振パルスの極性又は位相を制御する。プ
ロセッサ１１３はＲ８−２３２Ｃ直列データ・リンク１
５１を介して、ポスト・コンピュータ１１４にも接続さ
れている。この為、ホスト・コンピュータ１１４か走査
パラメータをプロセッサ１１３にダウンロードすること
が出来、プロセッサ１１３がその処理結果をホスト・コ
ンピュータ１１４に報告することが出来る。具体的に云
うと、走査を完了した時、プロセッサ１１４はホスト・
コンピュータ１１４に対し、各々のパルス順序に対する
心臓の位相、位相符号化の振幅及びｒｆ励振パルスの極
性を区別することが出来る様なデータを供給する。プロ
セッサ１１３が果す機能をホスト・コンピュータ１１４
又はパルス制御モジュール１１２に取入れることか出来
るが、こ＼で説明する好ましい実施例では、ＩＢＭ・コ
ーポレーションによって製造されるｒＰＣ／ＸＴＪ　　
（商標）と云うマイクロコンピュータを用いた。

プロセッサ１１３が、各々の心臓ザイクルの開始を示す
ＥＣＧモニタ１５２からの信号を受取る。

この為には、ヒユーレット・パラカード社によって製造
されるＥＣＧモニタ１５２を用いる。磁界勾配の切換え
の為にこの信号に生ずる雑音を少なくする為に、ＥＣＧ
モニタ１５２には２５Ｈｚの４極フィルタ１５３を用い
る。勿論、心臓サイクルを監視する為にこの他の方法も
公知である。

第３図について説明すると、心臓サイクルの代表的な信
号が線１６０で示されており、プロセッサ１１３に対す
る信号入力を１６１に示しである。

心臓信号１６０は循環的であって、サイクル毎に大体同
じ形であるが、各サイクルの持続時間又は周期（Ｔｏ）
が変化する。普通の心臓ゲート形ＮＭＲ方式を用いて、
心臓サイクル全体に及ぶ一連の心臓の像を発生するのが
困難になるのは、心臓のサイクル周期のこの変動である
。

第３図及び第４図について具体的に説明すると、この発
明のデータを収集する方法は、第４図に示す様な高速走
査順序を用いる。これは２１ミリ秒程度の非常に短い周
期（ＴＲ）を持っている。第３図の１６２に示す様に、
高速走査順序を各々の心臓サイクル全体にわたって連続
的に使って、心臓の機能サイクルの１組の点又は位相に
於けるＮＭＲデータを収集する。各々の信号サイクルの
間、位相符号化用の勾配磁界（好ましい実施例では（Ｇ
、ｙ　）及びｒｆ励振パルスは一定に保ち、そのサイク
ルに対して収集されたＮＭＲデータか、機能サイクル中
の相異なる点からの像のフーリエ変換の中で１本の線を
表わす様にする。この為、１つの心臓サイクルで、多く
の心臓の位相に於ける特定の１つのＫｙの値に於ける物
体のフーリエ変換を表わす部分集合のＮＭＲデータを発
生する。

１６３に示す様に、次の心臓サイクルが始まる時、位相
符号化用の磁界勾配Ｇンを変更（ΔＧｙ）して、この後
で収集される部分集合のＮＭＲデータが、各々の像のフ
ーリエ変換に於ける別の１本の線を生ずる様にする。例
えば、各々の像が１２８本の独立の水平走査線を持つ場
合、必要な１２８個の部分集合のＮＭＲデータを収集す
るには、１２８個の心臓サイクルか必要である。必要な
集合のデータを収集する時、位相符号化勾配Ｇｙは１２
８個の値にわたって増加する。然し、各々の心臓サイク
ル全体にわたってパルス順序ＴＲが連続的に使われるか
ら、各々の心臓サイクルの全ての位相の間、大量のＮＭ
Ｒデータが敏速に収集されることに注意されたい。この
為、１２８サイクルのデータ集合全体か収集された後、
任意の選はれた心臓の位相に於ｉ−する１つ又は更に多
くの像を再生することが出来る。

次に第５図について説明すると、全てのＮＭＲデータが
収集された時、各々のＮＭＲ信号を発生した時の機能サ
イクル中の位相を示すデータと共に、それをホスト・コ
ンピュータ１１４（第２図）にディジタル形式で記憶す
る。この為、再生すべき生ＮＭＲデータの各々の線（Ｋ
、−に、ｎ）に対し、ＮＭＲデータを、そのＮＭＲデー
タが収集された時点に於ける機能サイクルの位相と相関
させる位相データの集合がある。心臓サイクル全体にわ
たって連続的に収集されるこの相関ＮＭＲデータを第５
図にＸで示す。各々の心臓サイクルの周期ＴＣが変動す
る為、柔びにデータが非同期的に収集される為、各々の
線Ｋ　、Ｉ　　Ｋ　ｙ。に対する部分集合のＮＭＲデー
タは異なっている。例えば、第１の線Ｋ　、ｔに対する
ＮＭＲデータを収集した第１の心臓サイクルは非常に長
く、多数の高速走査パルス順序を実施した。このことが
第５図では、密な間隔のｒｘＪによって示されており、
これは心臓ザ・イクルの大体１０°増分でＮＭＲデータ
を収集したことを示す。これに対して、３番目の心臓サ
イクルは持続時間か短く、実施した高速走査パルス順序
も少なかった。このことが第５図では、線に、、３に於
けるｒｘＪが一層少ないことによって示さ４１でいる。

更に、線に、及びに、６では、２つの心臓サイクルの周
期が同一であっても、収集されるＮＭＲデータは、心臓
サイクルに対するデータ収集か非同期的である為に、心
臓サイクル中の必ずしも同じ点にならない。

好ましい実施例では、機能サイクルが時間の関数として
直線的に進むと想定しており、ＮＭＲパルス順序はクロ
ックの様に規則的に実施される。

こういう状況では、機能サイクルの位相に対するＮＭＲ
データの相関は比較的単純である。具体的に云うと、任
意の機能サイクル中に収集される多数のＮ　Ｍ　Ｒデー
タ点が、第５図の横軸に沿って等間隔である。機能サイ
クルの位相に対するデータ点のこの「直線的な」相関は
、この発明を実施するのに必要なことではなく、作像す
る物体の実際の位相に対して収集されたＮＭＲデータを
相関させるこの他の方法を用いてもよい。

記憶されているデータの集合から像を再生する為に、補
間方法を用いる。第５図について説明すると、心臓サイ
クルの選ばれた位相で、各々の線に、■−に、。からの
ＮＭＲデータを使って、１つの像を再生する。例えば、
機能サイクル中の８０゜の点に於ける心臓を描く像を発
生しようとする場合、心臓サイクル中の８０’の点に対
する、各々の部分集合からのＮＭＲデータを求めなけれ
ばならない。勿論、この発明の方法が非同期的である為
、この様なデータは必ずしも各々の部分集合で利用する
ことが出来ない。その代りに、ボックス１６８で示す様
に、線Ｋｙ２は、心臓サイクル中の７５°の点で収集さ
れたＮＭＲデータ（Ｘ７５）と９０°の点で収集された
ＮＭＲデータ（Ｘ９ｏ）とを持っている。従って、所要
のＮＭＲデータ（Ｘ８ｏ）は、次の１次補間アルゴリズ
ムを用いて、２組の記憶されているディジタル−データ
から計算しなければならない。

−Ｔ　Ｉ Ｘ＝Ｘ＋（ＸＴ２−ＸＴ１） 　　　ＴＩ ２−Ｔｌ こ＼でＴが所望の位相、Ｔ１はＴよりも小さい利用し得
る最も近い位相、Ｔ２はＴより大きい利用Ｘ９ｏになる
。同じ計算を用いて、生のデータ集合の各々の線に、１
−に、ｎに対する所要の８０°のＮＭＲデータを計算す
る。その後、この様に補間したＮＭＲデータの集合を用
いて、普通の様に像を再生する。この作用を達成する為
に、この代りの数多くの補間アルゴリズムを利用し得る
ことは当業者に明らかであろう。必要以上のＮＭＲデー
タが求められた場合、補間過程の一部分として、ディジ
タル・フィルタ方式を用いて、最終的な像の信号対雑音
比を改善することが出来る。こういう−２７一 方式を用いる場合、最も近い隣りからの２つより多くの
ＮＭＲデータ点を使うことか出来る。

こうして得られた補間ＮＭＲデータの集合を用いて、普
通の２次元フーリエ変換方式（２ＤＦＴ）を使って、像
を再生する。具体的に云うと、補間ＮＭＲデータの集合
Ｘ８ｏを、ホスト・コンピュータ１１４で実行する２次
元フーリエ変換プログラムによって、空間領域に変換す
る。この変換により、所望の像に於ける各々の画素の強
度値が得られる。この後、心臓の機能サイクルのこの他
の位相に対し、この補間及び再生過程全体を繰返して、
そのサイクルの相次ぐ位相に於ける心臓を描く一連の像
を発生することが出来る。使う補間過程の為に、発生さ
れる像の数、並びにそれらが描く機能サイクルの中の点
の数は、実質的に収集されたＮＭＲデータで標本化され
た特定の心臓の位相の数とは無関係である。勿論、求め
る像の数に対して収集したデータが不十分であると、像
は独立ではなくなり、動画表示が時間的にぼける。

第４図に戻って説明すると、好ましい実施例で用いる特
定の高速走査パルス順序は、作像するスライスのフーリ
エ変換で、１本の水平走査線に対するＮＭＲデータを発
生する。Ｚ軸に沿った像のスライスの場所と幅は、１つ
には、このパルス順序の間にｒｆ励振パルスが印加され
る時点に於ける磁界勾配Ｇ工の大きさによって決定され
る。ｒｆ励振パルスの持続時間及び振幅が、磁化を０度
（典型的には３０°）傾け、その帯域幅は像のスライス
の厚さと場所を制御する様に制限される。

パルス１７０で示した磁界勾配Ｇｙにより、ＮＭＲ信号
の位相符号化が行なわれ、１７１に示した磁界勾配Ｇ０
により、ＮＭＲ信号の周波数符号化が行なわれる。勾配
再集束方法により、スピンエコーＮＭＲ信号１７２が発
生される。この方法では、１７４に示す磁界勾配Ｇ、Ｘ
の極性を反転することにより、スピンエコーは、合計の
０１勾配の積分がゼロになる点に中心が来る。磁界勾配
Ｇ：！及びＧ：Ｘに追加して、流れ補償パルス（第４図
には示してない）を用いることが出来る。例として示し
た高速走査パルス順序の持続時間（Ｔ　Ｒ）は２１ミリ
秒である。

２ＤＦＴ作像方式を実施するには、データ収集過程の間
、高速走査パルス順序を変更する。前に説明した様に、
作像するスライスに対し、Ｋンの相異なる値に対するＮ
ＭＲデータを収集する為に、各々の心臓サイクルの切め
に位相符号化用の磁界勾配Ｇｙを変える。更に、測定さ
れるＮＭＲ信号中に存在する相加的なベースラインを補
償する為に、ｒｆ励振パルスの位相を交互に変えて、所
望のＮＭＲ信号１７２及び１７５の極性が反転すること
か望ましい。このことか、第４図では、１番目のパルス
順序の間の＋０度のｒｆパルスと、次のパルス順序の間
の一θ度のｒｆパルスによって示されている。勿論、ｒ
ｆパルスの位相は、各々の機能サイクルの間一定に保つ
。

各々の高速走査パルス順序の持続時間が短く、それを実
行する速度が速い為、各々のパルス順序の終りに残留横
方向磁化が残る。この残留磁化が、後続のパルス順序の
間に発生されるＮＭＲ信号に相加わり、その非−貫性が
、再生像を歪めることがある。この歪みは、像の輝度の
増加となって現れるか、これはあるパルス順序と次のパ
ルス順序でかなりの変化があった時にだけ発生ずる。こ
ういう変化が、残留横方向磁化の平衡を乱し、後続の２
つ又は３つの像が著しく歪むことが判った。

例えば、動画では、この問題は、平衡が崩れる度に、即
ち、映画順序の初めに、強度が強くなること＼なって現
れる。

前に述べた様に、好ましい高速走査順序では、この平衡
を乱す様な主要な２つの回毎の変化がある。即ち、位相
初号化磁界勾配Ｇンの変化と、ｒｆ励振パルスの位相の
変化である。これらの変化は必要なものであり、こうい
う変化を加えても、その結果寄られる像を歪めない様に
することが出来ると云うのが、この発明で判ったことで
ある。

位相符号化用の磁界勾配Ｇｙの変化の影響は、２通りの
方法で改善することが出来る。第１に、第４図に示す様
に、各々の高速走査パルス順序に「巻戻し」勾配パルス
１７６を含める。この巻戻しパルスは位相符号化パルス
１７０と同一であるが、反対の極性を持っている。この
巻戻しパルスの１７６の効果は、次のパルス順序でｒｆ
励振パルスが発生する前に、残留横方向磁化の位相を、
位相符号化パルスの振幅に無関係な共通の状態に復元す
ることである。これによって再生像に生ずる閃めきは減
少するが、勾配パルスが、例えば渦電流の為に不完全で
ある場合、これは完全な解決策にはなり得ない。

この問題を解決する為に用いる２番目の方法は、データ
収集順序の間に位相符号化用の磁界勾配を変える態様を
変えることである。このことか第６図に一番よく示され
ており、この図は相次ぐ２つの心臓サイクル（ＴＣ＋及
びＴＣ２＞の間のデータ収集を示す。以」−の説明から
、各々の心臓サイクルの終りに、位相符号化用の磁界勾
配Ｇｙを量ΔＧｙだけ増加して、再生像のフーリエ変換
に於ける次の線に対するＮＭＲデータを発生することが
理解されよう。残留横方向磁化の平衡を乱すこの大きな
変化を避ける為、この発明の方法は、各々の順序の間、
一連の一層小さい変化δＧｙを用いる。この変化は、各
々の高速走査パルス順序（Ｔ　Ｒ）の後に行ない、変化
量は、所望の合計の変化ΔＧｙを、心臓サイクルの間に
予想される高速走査パルス順序の予定数（Ｎ）で除すこ
とによって計算される。位相符号化用の磁界勾配のこの
各々の変化量δＧｙは極く小さく、残留横方向磁化の平
衡の乱れは極く小さい。その結果、位相符号化勾配の変
化による再生像の歪みがなくなる。

１つの心臓サイクルに於ける順序の数がＮより大きい場
合、Ｎ番目の順序の後は、位相符号化の振幅を増加しな
い。心臓サイクルが短く、Ｎ個より少ない順序を実施す
る場合、その影響を補正する為に、次の心臓サイクルの
初めに適当な量だけ、位相符号化の振幅を増加する。

更に第６図について説明すると、位相符号化の勾配Ｇｙ
は小さな歩進δＧｙに分けて増加するが、相次ぐ心臓サ
イクルの間に収集されたＮＭＲデータの間の位相符号化
勾配の差は依然として実質的にΔＧｙであることに注意
されたい。例えば、各々の心臓サイクルの６番目の高速
走査パルス順序（ＴＲ６）の間に収集されたＮＭＲデー
タを使って、像を再生する場合、位Ｉ目符号化磁界勾配
は所要のΔＧｙたけ異なる。従って、各々の像は正しく
再生することが出来る。然し、多少の位相誤差か起るこ
とは云うまでもない。例えば、パルス順序の数が、１つ
の心臓サイクルと次の心臓サイクルとで異なることがあ
る。これと組合せて前に述べた補間方式により、ＮＭＲ
データは精密なΔＧｙ増分で収集されないことがある。

この様な異例は再生像に対して重要な影響を持たないこ
とが判った。

残留横方向磁化の平衡を乱す様な２番目の大きな影響は
、ｒｆ励振パルスの位相交番である。完全な機能サイク
ルの間、ｒｆ励振パルスの位ネ目を一定に保つから、平
衡状態が設定される。次の機能サイクルの初めにｒｆ励
振の位相を変えると、この平衡が乱れる。この発明では
、ＮＭＲデータを収集する順序の並べ変えにより、この
乱れをなくす。この順序を第７図について説明する。第
７図では、２０個の心臓サイクルＴｃの間に収集された
ＮＭＲデータを用いて、像を形成する。当業者であれば
、像が典型的には１２８本又は２５６本の線を用いて形
成されることが理解されよう。

２０本の線を選んだのは、説明の便宜に過ぎない。

第７図について説明すると、順序を並べ変えたデータ収
集順序は、一定の正のｒｆ励振パルスの位相を用いた各
々の心臓サイクルＴｃの間、２ΔＧンたけ増加すること
が必要である。この為、最初の１０個の心臓サイクルの
間、奇数番号の勾配の歩進又は生データの線が得られる
。データ収集手順のこの第１のセグメントを１８０に示
す。その後、１８１の所で勾配Ｇｙの値を下げ、ｒｆ励
振パルス順序の符号を反転し、最後の１０個の心臓ザイ
クルを完了する。この間、位相符号化用の磁界勾配は、
１つの心臓サイクル当たり２ΔＧｙずつ、偶数番号の歩
進で増加する。手順のこの第２のセグメントを１８２に
示す。勿論、好ましい実施例では、勾配Ｇンは大きな歩
進では増加せず、前に述べた所に従って、部分増分２６
Ｇｙに分けて増加する。このことが第７図では破線１８
３及−３５＝ び１８４によって示されている。

この様に並べ変えた結果として、ｒｆパルスの位相は各
々の心臓ザイクルの初めに変える必要がない。その代り
、第７図の破線１８５て示す様に、走査の中央近くにあ
る、各々のセグメントの終りでだけ、位相を変える。残
留磁化の平衡に対するこの１回の変更の影響は極く小さ
い。これは、スペクトル密度が極く小さい“ｋン空間”
の縁で起るからである。再生像の輝度は目立って増加し
ない。

勿論、ＮＭＲデータを収集する並べ変えた方式は、異な
る順序で処理することを必要とする。具体的に云うと、
選ばれた像に対するデ〜りの集合は、第１のセグメント
及び第２のセグメントの間に収集されたＮＭＲデータを
交互に検索することによって組立てられる。この結果得
られたデータ集合は、位相符号化用の磁界勾配Ｇンの相
次ぐ値（１乃至２０）に対して収集されたＮＭＲデータ
で構成される。更に、今度は、収集手順の交互のセグメ
ントから組立てられていることにより、並−３６＝ べ変えたＮＭＲデータは所望の交番極性を持っている。

この為、装置の異常に対する補正は、前に述べた通り、
普通の方法で行なうことが出来る。

ベースライン誤差を補正する普通に使われる別の方法で
は、各々の位相符号化の値で２回の測定を行ない、夫々
に対して、ｒｆ励振パルスの極性を交互に変える。２つ
の心臓サイクルに対し、夫々ｒｆ励振パルスの異なる極
性を用いて、同じ位相符号化の値を用いることにより、
この方法をこの発明を使って実施することが出来る。一
方の励振パルスの極性を持つ全ての位相符号化の振幅を
使い、その後励振パルスの反対の極性を持つ全ての位相
符号化の振幅を繰返すことにより、横方向磁化の動的な
平衡の乱れが最小限にされる。

当業者には、この発明を種々の方法で用いることが出来
ることは明らがであろう。例えば、１回の走査の間、多
数のスライス又は像に対するＮＭＲデータを収集するこ
とが出来る。こういう場合、ＮＭＲデータを収集する順
序は上に述べたものとは大幅に異なることがある。例え
ば、１回の心臓ザイクルの間、位相符号化の１つの値で
、１つのスライスに対するＮＭＲデータを収集し、それ
ど交互に位相符号化の別の値で、別のスライスに対する
ＮＭＲデータを収集する。この方法を３ＤＦＴの様な３
次元ＮＭＲ作像方法に用いる時、データ収集の順序の同
様な変更が可能である。収集する順序に関係なく、位相
符号化の値、及びデータを収集した時点に於ける機能サ
イクルの位相の値の表示と共に、ＮＭＲデータを記憶す
れば、このデータは第５図に示す形に分類することが出
来る。

その後、この発明の捕間工程を適用して、所望の像を再
生することが出来る。

機能サイクルに対して非同期的にＮＭＲデータを収集す
るから、ＮＭＲデータは機能ザイクルの同じ間隔又は位
相増分て収集されないことがあることは明らかである。

例えば、第５図について説明すると、このことが任意の
線Ｋ　に対するデーｎ 夕点の間の等しくない隔たりとなって現れる。収集され
たＮＭＲデータが機能サイクルの位相と正しい相関関係
を持つ限り、補間工程を実施して所望の像を再生するこ
とか出来る。

その機能サイクルの相次ぐ位相に於ける人間の心臓の様
な物体を描く一連のＮＭＲ像を発生する方法を説明した
。当業者には、特許請求の範囲に定められたこの発明の
範囲を逸脱せずに、特定の装置のハードウェア、パルス
順序及び像再生方法にこの他のいろいろな変更が可能で
あることは明らかであろう。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明のＮＭＲ方法を用いてその像を形成す
ることが出来る患者の見取図、第２図はこの発明を用い
たＮＭＲ装置のブロック図、 第３図は第１図の患者の心臓サイクルとこの発明の非同
期高速走査パルス順序を示すグラフ、第４図は第２図の
ＮＭＲ装置で使うことが出来る２次元スピン捩れ形と呼
ばれる１例としてのＦＴ作像パルス順序を示すグラフ、 第５図は第３図の心臓サイクルと、非同期的に収集され
たＮＭＲデータとの相関の為にどの様に補間を用いるか
を示すグラフ、 第６図は第３図及び第４図の非同期高速走査順序の改良
として、残留横方向磁化の乱れを最小限に抑え−ると共
に像の品質を改善する改良方式を示すグラフ、 第７図は第３図及び第４図の非同期高速走査順序を更に
改良して、残留磁化の乱れを最小限に抑えると共に像の
品質を改善する方式を示すグラフである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）ＮＭＲ作像装置を用いて、その機能サイクルの選ば
   れた位相に於ける物体を描く像を発生する方法に於て、 （ａ）部分集合のＮＭＲデータを収集する為に、機能サ
   イクル全体にわたって反復的にＮＭＲパルス順序を実行
   し、この実行は前記機能サイクルに対して非同期的であ
   って、前記機能サイクルの複数個の位相の各々でＮＭＲ
   データを発生し、前記ＮＭＲパルス順序が位置符号化勾
   配パルスを含んでおり、 （ｂ）各々のＮＭＲパルス順序の実行中に収集されたＮ
   ＭＲデータを、該ＮＭＲデータが収集された時点に於け
   る機能サイクルの位相と相関させ、（ｃ）別の部分集合
   のＮＭＲデータを発生する為に、各々の機能サイクルの
   間に相異なる位置符号化勾配パルスを用いて、複数個の
   機能サイクルに対して前記工程（ａ）及び（ｂ）を繰返
   し、（ｄ）各々の部分集合の収集されたＮＭＲデータの
   中でＮＭＲデータを補間して、像を発生する為に使われ
   る１組の補間ＮＭＲデータを発生することにより、機能
   サイクルの選ばれた位相に於ける像を再生する工程を含
   む方法。 ２）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、複数個
   の機能サイクルの各々の間、選ばれた位相の両側にある
   ＮＭＲデータを用いて、１次補間を行なう方法。 ３）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、２次元
   フーリエ変換過程を用いて、補間ＮＭＲデータから像を
   再生する方法。 ４）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、工程（
   ｄ）を機能サイクルの複数個の相次ぐ位相で繰返して、
   その機能サイクルの相次ぐ位相に於ける物体を描く複数
   個の像を発生する方法。 ５）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、各々の
   相次ぐ機能サイクルの間、位置符号化勾配パルスを選ば
   れた増分（△Ｇ）だけ変更し、この変更は、該機能サイ
   クル中に実行される各々のＮＭＲパルス順序の間、Ｎを
   機能サイクル中に実行されるＮＭＲパルス順序の数、δ
   Ｇ＝△Ｇ／Ｎとして、部分増分（δＧ）だけ位置符号化
   勾配パルスを変更することによって行なわれる方法。 ６）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、物体が
   人間の心臓であり、人間の心臓の動作によって発生され
   る電気信号を感知することにより、ＮＭＲデータを心臓
   の位相と相関させる方法。 ７）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、前記複
   数個の機能サイクルの第１のセグメントの間に実行され
   るＮＭＲパルス順序が一方の極性を持つＮＭＲデータの
   部分集合を発生し、位置符号化勾配パルスを１組の奇数
   の値にわたって増加し、前記複数個の機能サイクルの第
   ２のセグメントの間に実行されるＮＭＲパルス順序が反
   対の極性を持つＮＭＲデータの部分集合を発生し、前記
   位置符号化勾配パルスが第２組の偶数の値にわたって増
   加され、 像を再生する前に、第１のセグメントの間に収集された
   ＮＭＲデータを第２のセグメントの間に収集されたＮＭ
   Ｒデータとインターリーブする方法。 ８）特許請求の範囲７）に記載した方法に於て、各々の
   ＮＭＲパルス順序の間に発生されるｒｆ励振パルスの位
   相を変えることにより、前記ＮＭＲデータの極性を変更
   する方法。 ９）ＮＭＲ作像装置を用いて、その機能サイクルの選ば
   れた位相に於ける物体を描く像を発生する方法に於て、 （ａ）複数個の機能サイクルにわたってＮＭＲパルス順
   序を繰返して実行してＮＭＲデータを発生し、この実行
   は前記機能サイクルに対して非同期的であり、各々のＮ
   ＭＲパルス順序がある値を持つことを特徴とする位置符
   号化勾配パルスを含み、繰返される実行の間に前記値が
   変更され、（ｂ）各々のＮＭＲパルス順序の実行中に収
   集されたＮＭＲデータを、該データを収集した時点に於
   ける機能サイクルの位相及び使われた位置符号化勾配の
   値と相関させ、 （ｃ）測定されたＮＭＲデータの補間により、機能サイ
   クルの選ばれた位相並びに位置符号化勾配パルスの複数
   個の値に対するＮＭＲデータの集合を発生し、この補間
   は各々のパルス順序を実行する時の機能サイクルの既知
   の位相を用い、（ｄ）工程（ｃ）で発生されたＮＭＲデ
   ータを使って、機能サイクルの選ばれた位相に於ける像
   を発生する工程を含む方法。 １０）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、前記
   複数個の機能サイクルの各々の間、選ばれた位相の両側
   のＮＭＲデータを用いて、１次補間を行なう方法。 １１）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、２次
   元フーリエ変換過程を用いて、補間ＮＭＲデータから像
   を再生する方法。 １２）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、機能
   サイクルの複数個の相次ぐ位相で前記工程（ｃ）及び（
   ｄ）を繰返して、その機能サイクルの相次ぐ位相に於け
   る物体を描く複数個の像を発生する方法。 １３）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、各々
   の相次ぐ機能サイクルの間、位置符号化勾配パルスを選
   ばれた増分（△Ｇ）だけ変更し、この変更は、該機能サ
   イクル中に実行される各々のＮＭＲパルス順序の間、Ｎ
   を機能サイクル中に実行されるＮＭＲパルス順序の数、
   δＧ＝△Ｇ／Ｎとして、部分増分（δＧ）だけ位置符号
   化勾配パルスを変更することによって行なわれる方法。 １４）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、物体
   が人間の心臓であり、人間の心臓の動作によって発生さ
   れる電気信号を感知することにより、ＮＭＲデータを心
   臓の位相と相関させる方法。 １５）特許請求の範囲９）に記載した方法に於て、前記
   複数個の機能サイクルの第１のセグメントの間に実行さ
   れるＮＭＲパルス順序が一方の極性を持つＮＭＲデータ
   の部分集合を発生し、位置符号化勾配パルスを１組の奇
   数の値にわたって増加し、 前記複数個の機能サイクルの第２のセグメントの間に実
   行されるＮＭＲパルス順序が反対の極性を持つＮＭＲデ
   ータの部分集合を発生し、前記位置符号化勾配パルスを
   第２組の偶数の値にわたって増加し、 像を再生する前に、前記第１のセグメントの間に収集さ
   れたＮＭＲデータを前記第２のセグメントの間に収集さ
   れたＮＭＲデータとインターリーブする方法。 １６）特許請求の範囲１５）に記載した方法に於て、各
   々のＮＭＲパルス順序の間に発生されるｒｆ励振パルス
   の位相を変えることにより、前記ＮＭＲデータの極性を
   変更する方法。