JPS63111847A - Signal generating method and apparatus - 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。(57) [Abstract] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

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。ｍａ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。BACKGROUND OF THE INVENTION This invention relates generally to estimating the instantaneous phase of periodic signals in real time. More specifically, this invention:
The present invention relates to an apparatus and method for mapping a relationship between 1) a substantially periodic signal corresponding to the motion of a subject being examined during an NMR scan, and 2) a signal related to the phase of the motion. This phase information is used in conjunction with a method to control image artifacts caused by ma body motion.

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（ａｒｔｉ［’ａｃｔ）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（２
ＤＦＴ）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
のスナップ写真の図と見なすことが出来る。ぼけ及びゴ
ーストは、図が変わった時に物体が一貫しない形で見え
ることによるものである。Movement of a subject when collecting nuclear magnetic resonance (NMR) images creates both blur and artifacts. The most commonly used two-dimensional Fourier transform (2
DFT) or spin-twist methods, the artifact is typically a "ghost" in the phase encoding direction. Ghosts are especially noticeable when the motion is periodic or near periodic. In most physiological movements, including cardiac and respiratory movements, each NMR spin echo or FID can be considered a snapshot view of the subject. Blurring and ghosting are due to objects appearing inconsistently when the view changes.

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。In projection reconstruction imaging methods, the approximately periodic motion still causes local distortions and blurring, as well as artifacts far away from the moving structure. With this method, artifacts appear as streaks rather than ghosts.

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繰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。The detrimental effects of both periodic motion, blurring and artifacts, can be reduced if data collection is synchronized with the periodic motion. This method is called gated scanning. Using gate action, if you are interested in it, you can study the mechanical dynamics of the movement itself. The disadvantages of gating are related to the period of motion, the portion of this period over which acceptable data can be collected, and the shortest acceptable repetition time of the pulse sequence; This can significantly lengthen the time.

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、動く対栄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。Gating is necessary when motion blur is intolerable, and when the motion itself is of interest (e.g. heart motion or flow); There are other applications where the disturbance effects of artifacts that can extend far from the ground are unacceptable.

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。In such applications, a method is needed that can reduce or eliminate artifacts without limiting gate operation.

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、係属中の米国特許出願通し番号第７６
６．８４２号（ｔ９８５年８月１６日出願）及び同第７
６６．７３３号（ｔ９８５年８月１６日出願）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
る図の時間順序を制御して、フーリエ変換を用いて像を
構成する為に図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ｌ」につく低下の大部分を事実
上除く。米国特許出願通し番号第７６６．７３３号（ｔ
９８５年８月１６０出願）に記載されている様にこの何
れかの方式を実施する時、図又は図番の最善の順序を決
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。One method for reducing the undesirable effects of periodic signal fluctuations is described in pending U.S. Patent Application Ser.
No. 6.842 (filed on August 16, t985) and No. 7
No. 66.733 (filed August 16, 1985). In this method, the time order of the views that collectively constitute one scan is controlled, and when the order of the views is rearranged to construct an image using Fourier transform, the "K-space" of Fourier transform is So that the movement you see is either very slow or very fast. In the method described later,
Respiratory motion artifacts can be moved to the edges of the image, where they can be pushed out of the displayed field of view. In the previously described scheme, artifacts are displaced from the moving object portions to a minimum, thus virtually eliminating most of the l'' degradation in image quality. U.S. Patent Application Serial No. 766.733 (t
When implementing either of these methods, as described in U.S. Pat. required to be present.

図の順序の選択は、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。図の順序は、普通に使われる逐次的な
図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。The choice of the order of the diagram is based on the variable amplitude phase-encoded gradient pulse (
or the direction of the reading gradient (in the case of the multi-angle projection reproduction method). The order of the figures minimizes the negative effects of the motion, which occurs at a particular frequency (as a function of the phase-encoded amplitude or direction of the gradient) when the commonly used sequential figure order is chosen. Choose to appear at another frequency chosen to suppress it.

係属中の米国特許出願通し番号第７６６．８４２号（ｔ
９８５年８月１６日出願）では、走査を開始する前に、
走査に対する図の順序を選ぶ。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。Pending U.S. Patent Application Serial No. 766.842 (t
(filed August 16, 1985), before starting scanning,
Choose the order of the figures for scanning. This method has the effect of reducing artifacts, and is ideal in some respects if the fluctuations in the NMR signal due to subject movement are rather regular and have a known frequency (e.g. This method is less useful if the assumptions made about the temporal period of movement do not hold (because the patient's breathing pattern changes or is irregular). When that happens, the method loses some of its effectiveness because the focusing effect of the ghosting artifact to get as close to the object as possible or as far away from the object as possible becomes less complete.

係属中の米国特許出願通し番号第７６６．７３３号（ｔ
９８５年８月１６日出願）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Ｍ１定された動
きに応答して、図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。Pending U.S. Patent Application Serial No. 766.733 (t
(filed Aug. 16, 1985) improves this by abandoning the preselected order and instead configuring the order of the figures in response to M1-defined movements that occur when performing a scan. The result was achieved.

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−夕を収集する
時、物体の位置を表わす信号をｍ１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
す様な図の順序を選択する。物体の位置と位相符号化振
幅の間の詳しいマツプは、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。Select the desired relationship between the phase of the motion and the phase encoding amplitude to reduce artifacts. When collecting scan data, a signal representative of the object's position is determined and used to select an order of views that satisfies the desired relationship between motion phase and phase encoding amplitude. The detailed map between object position and phase encoding amplitude is related to the proportion of time the object spends at each particular position.

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、図の内、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。係属中の米国特許出願通し番号第７６６．８４２号
（ｔ９８５年８月１６日出願）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。For example, the exhalation part at the end of the breathing cycle differs from person to person.
They differ in relative length and are different at different times, even in the same person. Of course, since data is collected at a regular rate, if the end exhalation portion of the cycle is longer, a larger proportion of the diagram must be allocated to the end exhalation. This is not a problem with the method of pending US Patent Application Ser. However, in many cases such knowledge cannot be assumed. Furthermore, the movement pattern may change during the examination.

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、図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。図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
、走査に対する図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、図の順序を
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。To remove the burden of compensating for the details of the motion pattern, we convert the measured motion signal into a new signal, referred to herein as "phase," which can be easily used by the illustrated order selection device. It would be desirable to provide a method and apparatus that enables this. Since the figure order selection device no longer has to worry about the details of the movement pattern, it can very quickly and accurately select the figure order for the scan as the scan progresses. Since it is known that a subject's breathing pattern changes during testing, it is desirable to provide a method that can adapt or "learn" as movement patterns change. As will be explained, the analog signals generated by conventional respiratory monitors cannot be used directly to quickly and efficiently select the sequence of diagrams.

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
る図の順序を走査を行なう時に敏速にｎ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。SUMMARY OF THE INVENTION Accordingly, it is a principal object of the present invention to provide an apparatus and method for determining the approximately instantaneous phase of a substantially periodic signal. In this connection, it is an object of the present invention to ensure that each point of the generated signal has the same probability and can be generated quickly and efficiently when performing a scan in the order shown in the figure for an NMR scan. Similarly, it is an object of the present invention to provide an apparatus and method for generating a signal representative of the phase of periodic respiratory movements of a subject.

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。Another object is to provide an apparatus and method for generating a phase signal that can adapt or "learn" as the characteristics of the motion change.

簡ｌｉｔ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。Briefly stated, the present invention provides an apparatus and method for converting a periodic signal whose values over a period of time do not all have the same probability into a periodic signal whose values all have the same probability. provide. Many of the artifacts seen in NMR images are due to NMR caused by breathing movements, as explained earlier.
This can be attributed to signal fluctuations. The invention converts periodic signals of non-equal probability, such as those representing respiratory movements, into "phase" signals of equal probability, which are used in the imaging method described above to Preferably, the phase encoding values are distributed uniformly across the width of the motion position in a manner that minimizes image artifacts.

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
体的に記載しであるが、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。Although the novel features of this invention are specifically described in the claims, the structure and operation of this invention itself, as well as other objects and advantages, can best be understood from the following description of the drawings. Good morning.

発明の詳細な説明 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作像のフーリエ安換（ＦＴ）方法の
１変形について、この発明の詳細な説明する。２次元フ
ーリエ変換（２ＤＦＴ）方法の各々の図でＧｙ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トロ符
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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Although the present invention is not intended to be limited to use with NMR imaging, the preferred embodiments of the invention are developed in conjunction with NMR imaging and are therefore referred to as "spin-twisted." A detailed description of the invention is provided for a variation of the often called Fourier Transformation (FT) method of NMR imaging. In each figure of the two-dimensional Fourier transform (2DFT) method, an NMR method in which the amplitude of Gy is sequentially changed will be specifically explained. However, the method for determining this order is used in the trotoscopic encoding of the three-dimensional Fourier transform method. It goes without saying that it can equally be used for the gradient component of , or the direction of the reading gradient of the projection reproduction method.

第１図はＮＭＲ作像装置の簡略ブロック図であけ、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で示しであるが、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７ｔｉ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２方向を向く磁
界勾配Ｃ，ｃ、Ｃｙ、Ｃエ　（これは主磁界の方向の磁
界に対して）を発生する。FIG. 1 is a simplified block diagram of an NMR imaging apparatus in which a preferred embodiment of the invention will be described. This device, generally indicated at 100, has a pulse control module 112 which, under the control of a host computer 114, generates a pulse waveform signal at the correct timing.
A magnetic field gradient, generally designated 116, is generated for a 7ti source. This magnetic field gradient power supply energizes the gradient coils forming part of a gradient coil assembly indicated generally by block 118. The coils of this assembly, when energized by a power supply, produce magnetic field gradients C, c, Cy, C (with respect to the magnetic field in the direction of the main field) pointing in the x, y and two directions of the Cartesian coordinate system. occurs.

パ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、その一部分か破線のブロック１
２２の中に囲まれている。A pulse control module 112 generates actuation pulses for the RF synthesizer 120. This combiner is part of the RF transceiver device, and may be part of the block 1 shown in dashed lines.
Surrounded by 22.

パスル制御モジュール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。変調されたＲＦ倍信号、ＲＦ￥、力増幅器１
２８及び送信／受信スイッチ（Ｔ／Ｒスイッチ）１３Ｇ
を介して、ＲＦコイル集成体１２６に印加される。ＲＦ
倍信号使って、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。Pulse control module 112 includes RF frequency synthesizer 12
A modulation signal is also supplied to a modulator 124 that modulates the output of zero. Modulated RF multiplied signal, RF￥, force amplifier 1
28 and transmit/receive switch (T/R switch) 13G
is applied to the RF coil assembly 126 via. RF
The doubled signal is used to excite nuclear spins in the sample object being examined (not shown in the drawing).

励振された核スピンからのＮＭＲ信号をＲＦコイル１２
６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′ｒ
ｉ１３６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。The NMR signal from the excited nuclear spins is sent to the RF coil 12.
6, amplified by a preamplifier 132, and then sent to a quadrature detector 134. The detected signal is A/D converted'r
i 136 and applied to computer 114 for processing in a known manner, eg, to generate an NMR image of the sample.

この明細書で云う「図」とは、同じ位置−符号化勾配を
用いて行なわれた１組のＮ　Ｍ　Ｒ１ｌｌｌ定である。As used herein, a "figure" is a set of NMR1lll determinations made using the same position-coding gradient.

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。During a scan, a separate set of magnetic field gradient values is used to obtain spatial information.

第２図は、現在では２次元フーリエ変１ｍ　（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
図を示している。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。Figure 2 currently shows a two-dimensional Fourier transformation of 1m (2DFT
2 shows two diagrams of a common imaging pulse sequence known as ). This pulse sequence is often referred to as a two-dimensional "spin-twist" pattern. This pulse sequence serves to obtain imaging data in a known manner for generating an image of the sample to be examined. This pulse sequence utilizes phase alternating RF excitation pulses to generate phase alternating NMR signals that are used to cancel out certain baseline errors.

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つの位相符号化の図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
位相符号化の図を含むことがある。各々の図は２回のＮ
ＭＲ実験で構成される。最初に図Ａについて説明すると
、期間１　（横軸に示す）に、正のＧ工磁界勾配パルス
の存（ｔ已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、この結果前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。The manner in which this can be accomplished with a conventional pulse sequence will now be described with reference to FIG. FIG. 2 shows two phase encoding diagrams A and B for a certain pulse sequence. In practice, the pulse sequence may contain, for example, 128.256 or 512 phase encoding figures. Each figure shows two N
It consists of MR experiments. Referring first to Figure A, period 1 (shown on the horizontal axis) shows a selective 90° RF excitation pulse applied under the presence of a positive G field gradient pulse (t). A pulse control module 112 provides the necessary control signals to a frequency synthesizer 120 and a modulator 124 so that the forward excitation pulse is in the correct phase to excite only the nuclear spins in the intended region of the sample. and frequency.

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。Typically, the excitation pulse can be amplitude modulated by a (sin x)/x function. The synthesizer frequency is related to the applied magnetic field strength and the NMR species being imaged according to the well-known Larmor equation.

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：！勾配パルスを発
生する。Pulse control module 112 also applies an actuation signal to gradient power supply 116, in this case G:! Generate gradient pulses.

期間２に、Ｃ，ｃ、Ｃｙ、及びＧエバスルが同時に印加
される。Ｇ工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
波形の時間積分に一１／２を乗じた値と大体等しくなる
様に選ばれる。負の０２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。During period 2, C, c, Cy, and G evers are applied simultaneously. The G gradient is a phase reversal pulse and is typically chosen such that the integral of the gradient waveform over period 2 is approximately equal to the time integral of the gradient waveform over period 1 multiplied by 1 1/2. The effect of the negative 02 pulse is to phase-return the nuclear spins excited during period 1.

ｙ方向に空間情報を符号化する為、Ｇｙ勾配パルスが、
ある走査の各々の図（例えば図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
．２５６又は５１２個の相異なる勾配の振幅が選ばれる
。To encode spatial information in the y direction, the Gy gradient pulse is
The phase-encoded pulses are chosen to have different amplitudes in each view of a scan (eg, views A, B, etc.). G
The number of different amplitudes of the y gradient is typically chosen to be at least equal to the number of pixels as resolution elements that the reconstructed image has in the phase encoding (y) direction. Typically, 128
．． 256 or 512 different slope amplitudes are chosen.

期間２のＧ、ｃ勾配パルスは、励振された咳スピンを予
定量だけ位相外しして、スピンエコー信号Ｓ＋　　（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。１
８０＠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、ｃ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。The G,c gradient pulse in period 2 dephases the excited cough spins by a predetermined amount to create a spin echo signal S+ (t
) is the out-of-phase pulse necessary to delay the occurrence of period 4. Typically, spin echoes are generated by applying a 180' RF pulse during period 3. 1
The 80@RF pulse is a time-reversed pulse that reverses the direction of spin dephasing to generate a spin echo signal. During period 4, the spin echo signal is sampled in the presence of a linear G,c gradient pulse to encode spatial information in the direction of this gradient.

図示のパルス順序では、各々の図の一部分として、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−であ
るが、図Ａの期間５のＲＦ励振パルスが、図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である）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二信号Ｓ
＋’　　（ｔ）が期間４のスピンエコー信号５１（ｔ）
に対して１８０’位相がずれている。信号Ｓ＋’　　（
ｔ）を信号Ｓ＋　　（ｔ）から減算すれば、信号Ｓ＋’
　　（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。In the illustrated pulse sequence, the baseline error component is removed by using a second NMR experiment as part of each figure. This second experiment is almost the same as the first, except that the RF excitation pulse in period 5 in Figure A is changed to the RF excitation pulse in period 1 in Figure A.
The difference is that the phase is shifted by 180'' (this is indicated by a negative sign) with respect to the excitation pulse of
+' (t) is the spin echo signal 51 (t) of period 4
The phase is shifted by 180' with respect to. Signal S+' (
t) from the signal S+ (t), the signal S+'
Only the signal component whose sign is inverted at (t) remains. Baseline error components are canceled out.

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、図Ａについて上に述べた方法を、位相符号化勾
配Ｇｙの全ての振幅を用いて、図Ｂ等に対して繰返す。The method described above for diagram A is then repeated for diagram B, etc., using all amplitudes of the phase encoding gradient Gy, in order to perform a complete scan such that an image can be constructed.

普通、逐次的な図の位相符号化勾配Ｇｙ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、Ｇｙの振幅と普通の図の順序の間の関係がグ
ラフで示されている。各々の点がＧｙ勾配の１つの振幅
を表わ子。典型的な走査は普通１２８個の図を持ってい
るが、簡単の為に、３２個の図からなる走査を示しであ
る。図１では、勾配Ｇｙが予定の負の振幅（−Ａ　　）
ａｘ を持つ様に選ばれている。勾配の振幅が単調に増加して
、図１６では、０に近い値を持ち、更に単調に増加して
、図３２では正の振幅（＋Ａ　　）１ｌａｘ になる。Usually, the amplitude of the phase encoding gradient Gy of the sequential diagram is
It increases monotonically as shown in the order mentioned for the figure. In FIG. 3, the relationship between the amplitude of Gy and the order of the normal diagram is shown graphically. Each point represents one amplitude of the Gy gradient. A typical scan usually has 128 views, but for simplicity, a scan of 32 views is shown. In Fig. 1, the slope Gy has the expected negative amplitude (-A)
It is chosen to have ax. The amplitude of the gradient increases monotonically and has a value close to 0 in FIG. 16, and further monotonically increases to a positive amplitude (+A 2 )1lax in FIG. 32.

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（ｔ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。As mentioned earlier, when using the phase-encoded amplitude sequence shown in Figure 3, quasi-periodic movements of the subject (e.g., respiratory movements) may be affected by structural artifacts (displacement from structures moving in the phase-encoded direction). (appears as a ghost image in the reproduced image) and reduces resolution. The main cause of these artifacts is motion-induced phase and amplitude errors, which have been found to lead to variations in the phase encoding direction when using FT imaging schemes. Specifically, as long as the motion is a periodic function of the phase encoding, the artifact appears as discrete ghost(s) that reproduce certain features of the moving object.

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
小さな容積をニーでは画素と呼ぶが、実際には空間内の
ある領域である。Although this is a bit of a side note, a simple way to understand motion-induced artifacts in FT imaging is to avoid directly addressing motion, but rather to fix it in space, such that the NMR signal is a function of time. The idea is to consider the small volume that was created. This small volume is called a pixel, but it is actually a region in space.

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、各々の図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。When respiratory motion is present, temporal variations in brightness may be due to material moving in and out of the pixel. Motion in the plane increases brightness at one pixel and decreases at another pixel. Regardless of the direction of motion, each pixel can be treated independently due to the linear nature of the imaging process. Furthermore, since each view can be assumed to be a snapshot of a moment in time, only the image columns in the phase encoding direction that contain the pixels of interest need be considered.

この為、作像する物体０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、ｙｏの１点だけ
が強度を持ち、更に一定の輝度Ｂｏを持つと仮定する。For this reason, it is assumed that the object 0 to be imaged is only a one-dimensional (phase encoding direction, e.g., y) function, and only one point yo has intensity, and further assumes that it has a constant brightness Bo. .

その時、物体Ｏは次の式によって定義される。Then, the object O is defined by the following equation.

ｏ　（ｙ）−ＢＯδ（ｙ　Ｖｏ）　　　　　　　（ｔ）
こ＼でδはディラックのデルタ関数である。o (y)-BOδ(y Vo) (t)
Here, δ is the Dirac delta function.

ＦＴ作像方法で行なわれた測定値から、物体０のフーリ
エ変換は ０　（ｋｙ　）　＝Ｆ　［ｏ　（ｙ）　］＝ｓｏ　ｅ−
２ｙｒ　ｔ　ｋｙ　ｙｏ　　　　（２）ニーでｋｙ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、ｋｙの測定が行なわれる時に、Ｂ、を平
均値、Ｂを時間約に変化する部分として、画素の輝度が
Ｂ。十Ｂ（ｋ、）であれば、測定された信号Ｈ（ｋｙ　
）は Ｈ（ｋｙ　） ＝　［Ｂｏ　＋Ｂ　（ｋｙ　）　］　ｅ″″２′ｒｉｋ
ｙ）’。From the measurements made with the FT imaging method, the Fourier transform of object 0 is 0 (ky) = F [o (y) ] = so e-
2yr t ky yo (2) Knee is y
In 2DFT imaging, it is proportional to the area under the phase-encoding gradient pulse. At this time, allowing the brightness of the object to vary, and when ky is measured, the brightness of the pixel is B, where B is the average value and B is the portion that changes over time. 10 B(k,), the measured signal H(ky
) is H(ky) = [Bo +B (ky)] e″″2′rik
y)'.

−Ｂ。ｅ−２πｉｋｙ”／。-B. e−2πiky”/.

＋Ｂ（ｋｙ　）ｅ−２ｙｒ　ｉ　ｋｙ　Ｙ。+B(ky　)e-2yr　i　ky　Y.

誤差項、即ち右辺の第２項が、輝度の変動Ｂ（ｋｙ）に
よって変調された１点Ｙｏのフーリエ変換であることに
注意されたい。Note that the error term, ie, the second term on the right-hand side, is the Fourier transform of one point Yo modulated by the brightness variation B(ky).

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。The image h (y) of the object is obtained by calculating the inverse Fourier transform of H.

ｈ（ｙ）　、−ｐ−＋　（Ｂｏｅ−２７ｒ　ｌ　ｋｙ　
ＹＯ］十Ｆ−１ｆＢｏ　　（ｋｙ） ｅ−２“１ｋｙｙｏ）　　　　　（５）右辺の第１項が
所望の像であり、輝度Ｂｏを持つ点ｙＯの物体である。h(y), -p-+ (Boe-27r l ky
YO] 10F-1fBo (ky) e-2"1kyyo) (5) The first term on the right side is the desired image, which is the object at point yO with brightness Bo.

第２項に畳込み積分の理論を用いると、 ｈ　　（ｙ）　　−Ｂｏ　　δ　（ｙ−ｙｏ）＋６　（
ｙ−ｙｏ　　）＊ｇ　　（ｙ）こ＼でｇ　（Ｖ）はゴー
ストの核であり、これはｋｙ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。Using the theory of convolution integrals for the second term, h (y) −Bo δ (y−yo)+6 (
y−yo ) * g (y) here g (V) is the ghost nucleus, which is the inverse of the temporal variation of the luminance amplitude (which is a ratio to the phase encoding amplitude) with respect to ky. Equivalent to Fourier transform.

ｇ　（）’）　−Ｆ−’　　（［Ｂ　（ｋｙ　）　］　
ｌ　　　　　（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０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。g ()') -F-' ([B (ky)]
l (7) The first term on the right side of equation (6) describes the blur caused by movement. As object 0 moves, each point in the image through which the object passes receives a contribution proportional to the amount of time the object spends at that point throughout the scan. The second term in equation (6) indicates that any temporal variation at a point will cause a ghost.

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。Ghosts occur from the source in the phase encoding direction. The details of the ghost are related to the frequency content of the temporal variations.

最明に、輝度変動関数Ｂ（ｋ、）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、これは図の測定が行なわ
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。例えば作像する彼検体の呼吸速度
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１１ｉの為、第４図には３サイクルだけを示
す。関数Ｂ（ｋｙ）は次の様に表わすことが出来る。Most clearly, it is assumed that the brightness variation function B(k,) is a sine as shown in the example graph of object brightness (vertical axis) versus time shown in FIG. Also shown in FIG. 4 is a set of points marked with crosses, which are the brightness of the object at each of the 32 discrete times at which the measurements in the diagram are made. In reality, this brightness variation function has many cycles during one scan. For example, it may have 10 to 20 cycles or more depending on the respiration rate of the specimen being imaged. For simplicity, only three cycles are shown in FIG. Function B(ky) can be expressed as follows.

Ｂ　（ｋｙ）−ΔＢ　ｓｉｎ　（２ｙｒ　ｆ”　ｋｙ＋
φ）こ＼でｆ草は空間周波数（ｋｙ”）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ｆ１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個の図があり、視野
がＦＯＶであって、１つの図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。B (ky)−ΔB sin (2yr f” ky+
φ) where f is the frequency in brightness cycles per increment of spatial frequency (ky''). To make it more intuitive, the frequency f1 can be converted to brightness cycles per scan. Assume that there are N views in one scan, the field of view is FOV, and the spatial frequency increment per view is 1/FOV, expressed in units of cycles per scan. The brightness frequency can be expressed as follows.

ｆ−ｆ”　　（ｔ／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ｔ、ｌ＜ｇ（ｙ）は次の
様になる。f-f” (t/FOV)N
(9) Using equation (9) for the sine wave in equation (8), equation (
7), the ghost's t, l<g(y) becomes as follows.

ｇ（ｙ）＝（ΔＢ／２）［５ｉｎ（φ）”ｉ　ｃｏｓ（
φ）］δ（ｙ−ｆ’ＰＯＶ／Ｎ）＋（ΔＢ／２）［５ｉ
ｎ（φ）−ｉ　ｃｏｓ（φ）］δ（ｙ＋　ｆ’ＦＯＶ／
Ｎ）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（ｔ０）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。g(y)=(ΔB/2)[5in(φ)”i cos(
φ)] δ(y-f'POV/N)+(ΔB/2)[5i
n(φ)−i cos(φ)]δ(y+ f'FOV/
N) Therefore, in the case of a ghost kernel for a simple sinusoidal luminance variation as shown in FIG. 4, two ghosts appear from the source pixel. The first term in equation (t0) produces a ghost above the source pixel, and the second term produces a ghost below the source pixel. It will be appreciated that in a real image, many points within the image may generate ghosts.

第３図に示す簡単な３２個の図からなる例では、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、各々の図に対し、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。In the simple 32-diagram example shown in Figure 3, if a typical monotonic phase encoding order is used, the relationship between source brightness and phase encoding amplitude is as shown in Figure 5. . Each point in FIG. 5 is generated by determining the luminance value in FIG. 4 and the corresponding phase encoded amplitude in FIG. 3 for each diagram. The location of the ghost in the image is determined by the frequency content of the relationship between brightness and phase encoding amplitude as illustrated in the graph of FIG.

最終的な像に於ける動きの影響を少なくする為に、ＺＤ
ＦＴ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、機内のゴースト
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Ｇｙ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灯した時、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。To reduce the effect of movement on the final image, ZD
Ghosts generated by the FT method move as close as possible to moving structures or as far away as possible from such structures. In the method described below, the ghost ideally moves outside the area of interest, so that it is completely absent from the desired image. Since the frequency content of the signal's variation as a function of phase encoding determines the location of the ghost within the aircraft, methods have been developed to either maximize or minimize the frequency containing the most energy. In this method, the order in which the amplitudes of the gradient Gy are used is selected such that when the measured data are arranged in a monotonous order of phase encoding, the apparent frequency of the luminance fluctuation changes. Specifically, the frequency is maximized or minimized. The method that minimizes the frequency of brightness fluctuations caused by respiratory motion is commonly referred to as the "low frequency seed mode," and the method that maximizes the frequency is called the "high frequency seed mode."

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。Parameters describing the object's position are needed to control image artifacts caused by brightness variations due to motion. One possible parameter is the relative phase within the cycle of motion. The parameter that limits this position is called a "motion phase," but it is not a phase in the strict sense.

低周波種モードの目的は、各々の図で収集された測定デ
ータを・ルべ直した時、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図の順序を用いることである。The purpose of the low-frequency species mode is to use a sequence of figures such that when the measurement data collected in each figure is reviewed, the motion passes through only one cycle or less.

これは例えば、選択された図の順序の結果として、３２
個の図からなる例では、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。This could be, for example, 32 as a result of the selected figure order.
In the example of 2 figures, this can be achieved by having the phase of the motion have a monotonic relationship to the phase encoding amplitude, as shown in FIG.

第６図の関係は、第４図に示す信号の変動に対し、第７
図の図の順序を使えば近似することが出来る。The relationship shown in Figure 6 shows that for the signal fluctuations shown in Figure 4,
Approximations can be made using the order of the figures in the figure.

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。FIG. 7 shows the temporal ordering using phase encoded amplitudes.

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図の図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。Before constructing the image (i.e. before determining the inverse Fourier transform with the 2DFT method), the measurement data collected using the diagrammatic sequence of FIG. It has to be fixed. When this rearrangement is performed, the luminance variation with respect to the phase encoding amplitude becomes as shown in FIG.

普通の＋Ｂ調な位相符号化の順序（第５図）を使った時
は、輝度が１同の走査当たり３サイクルの割合いで変化
した（第５図）が、第７図の図の順序では、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。When using the normal +B phase encoding order (Figure 5), the brightness changed at a rate of 3 cycles per scan (Figure 5), but with the order shown in Figure 7, the brightness changed at a rate of 3 cycles per scan (Figure 5). , the apparent frequency of fluctuations changes to one cycle per scan (Figure 8). As a result of allowing the motion to span only one cycle between scans, ghosts appear closer to moving structures. Therefore, structures far away from moving objects are not disturbed.

「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。In the "high frequency species mode", the data collected using various phase encoding gradient amplitudes are reordered before constructing the image, and then the phase encoding is applied so that the motion appears to have as high a frequency as possible. Select the order of gradients.

動きが最高の周波数で見える様にする、動きの位相と１
１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１
０図から理解されよう。Phase of movement and 1 to make movement visible at highest frequency
One relationship between the amplitude of one-phase encoding is shown in FIG. The first fact is that the brightness of an object appears to change by approximately half a cycle between adjacent phase encoding values.
This can be understood from Figure 0.

＝ｌｋ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、図の順序）
が第９図に示されている。第９図の図の順序を第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。Ｔ４
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（ＦＯＶ／２）。= one order of phase-encoded amplitudes (i.e., the order of the diagram) that causes the reshaped scan data to represent fast-moving objects
is shown in FIG. When the diagrammatic sequence of FIG. 9 is combined with the luminance as a function of time as shown in FIG. 4, the relationship between luminance and phase encoding becomes as shown in FIG. T4
Since Figure 11 mainly has high frequency components, the ghost is displaced as much as possible from the main image (FOV/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、位相符号化の関数としての輝度は依
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
結果前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」二向きの傾向となって見られる。For brightness variation patterns with less symmetry than the sinusoidal pattern shown in the example of FIG. 4, the brightness as a function of phase encoding achieved by the high frequency species relationship of FIG. Contains frequency components. For example, if the sine wave of FIG. 4 is replaced by the sawtooth wave of FIG. 12, the resulting relationship between brightness and phase encoding becomes as shown in FIG. In Figure 13, the residual low frequency component is
This can be seen as a gentle bidirectional trend from left to right.

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図の図の順序を使えば、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。The strong high frequency components in Figure 13 indicate that most of the ghost energy is displaced far from the source pixel;
Due to the residual low frequency component, there is some residual effect near the source pixel, although to a lesser extent than the low frequency species. This performance can be further improved by using the relationship between motion phase and phase encoding as shown in FIG. The relationship in FIG. 14 can be approximated by using the order of the diagrams in FIG. 15. When FIG. 15 is combined with the sawtooth variation of FIG. 12, the result is FIG. 16, which shows that the residual low frequency content is reduced. As a result, the vicinity of the source pixel is less contaminated with ghosts.

種モード（例えば高周波柱又は低周波種）と、走査で使
われる図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
個の図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。The selection of the seed mode (eg, high-frequency column or low-frequency seed) and the number of amplitude values of the figure or phase-encoding gradient used in the scan determines the desired relationship between the phase of motion and the phase-encoding amplitude. As an example, Figures 6, 10 and 14 are 32
Three possible relationships are shown for the case of two diagrams.

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。From the above discussion, it will be appreciated that one key to successfully reducing motion-induced artifacts is to correctly choose the order in which the amplitudes of the phase encoding gradients are used.

係属中の米国特許出願通し番号第７６６．８４２号（ｔ
９１１１５年８月１６日出願）に記載された図の順序を
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、
時間的に逐次的な図の間の時間（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図の増分時間）とＪＬ
に使って、走査データを収集する前に、図の順序を選択
する。Pending U.S. Patent Application Serial No. 766.842 (t
The method of determining the order of figures described in No. 91115 (filed Aug. 16, 1999) relies on a substantially, almost completely a priori knowledge of the movement pattern. This knowledge
The time between sequential views in time (the incremental time of views selected or preset by the operator) and the JL
to select the order of the figures before collecting scanning data.

係属中の米国特許出願第７６６．８４２号（ｔ９８５年
８月１６日出願）では、既知の図の増分時間及び仮定し
た動きのパターンを使って、走査の各々の図を収集する
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、各々の図に対して一意的
な位相？１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。Co-pending U.S. patent application Ser. calculate the phase of the motion. Using various classification schemes, a unique phase for each figure can be obtained, as far as possible in such a way that the desired relationship between motion phase and phase encoding is satisfied. Assign the No. 1 amplitude. This method is ideal if the signal fluctuations are actually as assumed. However,
If the period of signal variation is different from the assumed value or changes during the scan, the efficiency of reducing artifacts is reduced.

この欠陥を解決する為、係属中の米国特許出願通し番号
第７６６．７３３号（ｔ９８５年８月１６０出願）では
、各々の図に対しく低周波種モードでも高周波柱モード
でも）、その図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
的な図の順序（即ち、位相ｎ９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。To overcome this deficiency, pending U.S. Patent Application Serial No. 766.733 (filed August 160, 1985) proposes that the pulses for each figure (both the low-frequency seed mode and the high-frequency column mode) Just before starting the order,
Select the amplitude of the phase encoding gradient. This selection is related to the phase of the signal's fluctuations at that moment. Therefore, the final diagram order (ie, the temporal order using the phase n9ized amplitudes) is related to the measured phase during the scan.

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。By doing this, it is possible to avoid being affected by fluctuations in movement patterns.

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
引用した米国特許出願第７６６．８４２号（ｔ９８５年
８Ｊ１１６日出願）の方法を用いて、第７図、第９図及
び第１５図に示す図の順序を発生した。位相符号化振幅
を図毎に決定することによって発生される図の順序は若
干界なる。Using the method of the previously cited U.S. patent application Ser. The sequence shown in the figure was generated. The order of the diagrams generated by determining the phase encoding amplitudes on a diagram-by-chart basis is somewhat arbitrary.

図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
波柱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。In the figure-by-figure approach, it is important that real-time motion phase information is available throughout the scan. To generate this information, the 17th
A respiratory monitoring device as shown in the figure is required.

装置１８０は呼吸変換器１８２で構成される。Device 180 is comprised of a respiratory transducer 182.

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１
８４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ｅ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ＰＣＭ１１２（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図の順序をコンピュータ１
１０に供給する。This transducer is conveniently a pneumatic bellows with a pressure sensor, and in response to pressure changes in the bellows, the amplifier 1
Generates an electrical output signal for 84. The amplified signal is digitized by an analog-to-digital (A/D) converter 186 and applied to a processing unit 188, which calculates the required phase value. The phase values calculated by the processor are applied to PCM 112 (FIG. 1), which selects the order in which the amplitudes of the phase encoding gradients are used when acquiring scan data. The PCM transmits the thus determined order of the figures to the computer 1 in order to construct the image.
Supply to 10.

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。FIG. 18 is a graph of a representative respiratory cycle curve 190, which shows the signal y(t) that can be measured as a function of time using a respiratory monitor. Four breathing cycles are shown in curve 190. The peaks 193, 201, 209, 217 of the signal correspond to the peaks of inspiration as the lungs expand, and the shallow plateau of low signal level between these peaks corresponds to the end of expiration.

走査を開始する前に、動きの位Ｆ口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
の位相符号化振幅の値の項目を持っている。Before starting the scan, tabulate the desired relationship between motion magnitude and phase encoding amplitude. Thus, for a finite set of respiratory phase values, the table has an entry for the desired phase encoding amplitude value corresponding to a particular respiratory phase.

１番［ヨ１の図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を
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、現在の図に対し、対応する位相符号化の値が選択さ
れる。Immediately prior to beginning the pulse sequence in Figure 1, a phase reading of the motion produced by the respiratory monitor 180 is determined by the pulse control module 112. Typically,
The measured motion phase may not be equal to one of the limited set of motion phase values used to construct the table. If the measured actual value is equal to one value in the table, the corresponding phase encoding value is selected for the current diagram.

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［１が選択される。If the same value is not found, the term [1 whose motion phase is closest to the measured motion phase is selected.

何れの場合も、位相符号化振幅の値を選択し、現在の図
のパルス順序に用いる。その後、表の選択された項目は
、走査の残りの図に対しては、考慮の対象外にする。In either case, a value of phase encoding amplitude is selected and used for the pulse order of the current diagram. The selected items of the table are then excluded from consideration for the rest of the views in the scan.

次の図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。全ての図（並びに全ての位ｔｌｊ符号化振幅）が
求められるまで、この過程が続けられる。図を収集する
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、各々の図に対し、選択された位（口符号化振幅に対
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。Just before starting the pulse sequence for the next diagram, take one more motion phase reading from the respiratory monitor 180 and determine which of the values remaining in the table its corresponding ideal motion phase is the actual one. By choosing the value closest to the phase of the movement,
Select a value for phase encoding and exclude the corresponding item in the table. This process continues until all figures (as well as all digits tlj encoded amplitudes) are determined. When collecting figures, remember the order in which the phase-encoded amplitudes are used. This is because the scan data must be reordered before or as part of the calculations that construct the image. Additionally, for each figure, the difference between the ideal motion phase and the measured actual motion phase for the selected digit (mouth encoding amplitude) can be recorded.

各々の図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ツプは、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。全ての位相ね９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、７ＩＩ１１定
された位相と理想的な位相の間がよく釣合う。In order for the method described above to work optimally, determining the phase-encoding amplitude immediately before each image, the map from the phase of the measured motion to the phase-encoding amplitude, when averaged over the entire scan, is The probability of selection should be the same for all values of phase encoding. If so, as the scan progresses, table entries with ideal motion phases that are very close to the measured motion phase may be available, and the relationship between motion phase and phase encoding may be The desired relationship is well approximated. If all phase nineization values are not equally likely to be selected, early in the scan there is a good balance between the 7II11 determined phase and the ideal phase.

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
。However, towards the end of the scan, the available phase encoding values are primarily those that were less likely to be selected, and these do not fit the phase of the measured motion very well. Therefore, a relatively large discrepancy between the ideal motion phase and the measured motion phase must be accepted. As a result, the preselected desired relationship between motion phase and phase encoding will not be approximated as well.

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、その結果前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。The problem of mapping motion characteristics to phase encoding values is that all motion phase values have the same probability (i.e., motion phase values are uniformly distributed with minimum and maximum values). This can be conveniently solved by first assuming that the motion phase and the phase encoding amplitude are the same. The relationships in FIGS. 6, 10 and 14 were selected in this way. Second, when converting the measured motion amplitude, i.e. the signal from the transducer, into motion phase values, the resulting motion phase values are distributed uniformly on average. Convert with .

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。In this invention, the motion phase signal φ is extracted from the respiratory signal y (t). The signal φ represents the movement of the object to be imaged, and is characterized by the property that all values of φ have the same probability.

動きの位相の信号を求める１つの方式では、作はする被
検体の呼吸サイクル中に１組の基ｑ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［１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を口の信
号を発生する。One approach to determining the motion phase signal is to establish a set of base q points during the breathing cycle of a moving subject. These reference points provide the basis for constructing a motion phase signal φ(t) with the desired property that all values are equally likely. A second alternative is to determine an equally likely phase relationship by the phase of the sinusoidal function that best fits the previously collected respiratory data. The phase of the selected sine wave is used as the motion phase signal φ(t) for the next pulse sequence. Yet another preferred method, number 3 [1, involves constructing a transfer function φ(y) from respiratory data collected from several previous respiratory cycles and applying it to the real-time signal y(t). , respiratory signal y (t)
Although the value of , does not have such properties, it still generates a signal for the position of the movement characterized by the fact that all phase values have the same probability.

上に述べた１番口の別の方式では、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（ｔ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Ｐ７１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の間の時間区間が期間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２
２１によってマークされる。In the first alternative described above, the type of breathing cycle is constructed from the baseline values of the signal y(t) collected during several example breathing cycles. each breathing cycle a certain number (greater than or equal to 1)
divide into partial intervals or segments. In the example of this system shown in FIG. 18, each breathing cycle is represented by four fiducial marks, and the cycle is divided into four time intervals. For example, the most P71 respiratory cycle indicated by signal y (t) is at reference points 191, 193 .
195, 197. Reference point 199 marks the beginning of the next cycle. Successive reference points 191.
The time intervals between 1 and 199 are shown as periods 1 to 4. The subsequent breathing cycle starts from reference point 199 to 2.
Marked by 21.

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次徹分のゼロ交差
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１９１，１９５．１９９，２０３，２０７，２
１１，２１５゜２１９を定める。閾値を検出する前に、
指数関数形に・ト滑された十均値から、最初に直流ベー
スラインを減算する。Various methods can be used to determine the four reference points. The most successful scheme uses the zero-crossings of the first-order integral of the signal to
, 213, 217, 221, and using the threshold crossing of the signal, the points 191, 195.199, 203, 207, 2
11,215°219 is determined. Before detecting the threshold,
First, the DC baseline is subtracted from the decimal value that has been smoothed to an exponential function.

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
々の部分的な区間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Ｉｌｌ立てる。その後、呼吸位相範
囲（例えばＯ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☆化）が決定される。Before being used for real-time phase calculations, the monitoring method is calibrated to the subject being measured by collecting several, eg, five, breaths. During these baseline breaths, the average time spent in each subsection is measured, and the breathing pattern is thus modeled. The respiratory phase range (eg, from O to 1) is then divided into sub-periods or segments in proportion to the relative temporal length of each segment. For this purpose, the starting and ending phase values for each segment are determined, and the gradient (star-shaped phase per unit time) for each segment is determined.

この後、この型を使って実時間の位Ｆ目の値を計算する
。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
交差した基僧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。After this, use this type to calculate the value of the Fth place in real time. Furthermore, the model is updated and changed as necessary to compensate for changes in the subject's breathing. At any given time, the most recently crossed cardinal point mark can be stored so that the current segment of the breathing cycle is known. The phase within each segment is calculated by the following equation:

但し次の条件がある。However, the following conditions apply.

φ（ｔ）≦φｅ　　　　　　　　　　　　　（ｔ２）こ
＼でφＳ、φ。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。φ(t)≦φe (t2) Here φS, φ. and dφ/dt are the starting phase, ending phase and slope values for the current segment, and t is the time since detecting the associated fiducial mark. The real time phase is φe until the next reference point mark is observed.
Must not exceed.

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ｔｕ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φ
Ｓ、φｅ及びｄφ／ｄｔの新しい値を計算する。When the next fiducial mark is encountered, the time elapsed in the partial interval is calculated and used to update the average time value for that segment, for example by averaging an exponential function. At the end of each breath, we reallocate the position tu range into partial intervals and for each partial interval φ
Calculate new values of S, φe and dφ/dt.

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、基僧点を見落し、その結果位
相に誤差が生ずる。This first method was quite successful. However, if there is a sudden change in the breathing pattern, the base point may be missed, resulting in an error in phase.

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。In the second alternative method mentioned above, the output phase is defined as the phase of a sine wave with a period equal to the average respiratory period that best matches the previous data. In this second method,
Estimate the respiratory cycle by collecting a baseline of several breaths. any one of several marks,
For example, an upward crossing of a threshold value can be used to define the end of a cycle. Additionally, when collecting respiratory transducer data, it is placed into a circular buffer so that data for a period immediately preceding the current one is always available.

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。After the baseline cycle is completed, calculate the value of the respiratory phase by calculating the phase of a sine wave with a period equal to the respiratory cycle that best matches the previous data. This can be calculated, for example, by correlating one cycle of a sine wave with a known period and one cycle of a cosine wave, and finding the arctangent of the ratio.

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、−時的に利き
目がなくなる。When calculating the value of the respiratory phase, the end-of-cycle mark is found and used to update the movement estimate of the respiratory cycle. This algorithm has the advantage of being simple and unbreakable, but if the breathing rate suddenly changes - the dominant eye will temporarily disappear.

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
数個の基弗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２０３は、吸気のピーク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。By identifying a few reference points, such as points 191-221 of waveform 190 in FIG. does not react quickly to changes in This is in part because the respiratory waveform contains more information than can be extracted by detecting just one or a few fiducial points. Furthermore, although points 199 and 203 are on either side of the inspiration peak 201, they represent similar orientations of the object, and this information can be used to account for artifacts, as described in the previously cited U.S. patent application. Suppression can be further improved.

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。After developing the other first and second methods mentioned above,
The inventors have recognized that using normalized respiratory amplitude instead of respiratory phase provides a more accurate representation of the respiratory status of the imaged subject. That difference in thinking is the 19th
As shown in the figure.

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。In the amplitude method shown in Figure 19, the output "phase" relates only to a normalized measure of the amplitude of the signal, so the point where the amplitude on inhalation and exhalation is the same means that the phase is the same. A value is assigned.

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、計１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。In the present invention, the respiratory signal y (t) is preferably normalized to the distribution of amplitude values. This is done by calculating the transformation φ(y) from the total signal y to the phase φ. Then, each measured signal y
(t), the output phase is as follows.

φ（ｔ）−φ（ｙ　（ｔ）　）　　　　　　　　（ｔ３
）この方法によって発生される信号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。φ(t)−φ(y(t))(t3
) The signal φ(t) generated by this method is not, in the strict sense, a measure of the phase of the signal y(t), but is
It is called "phase".

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、−丁≦ｔ≦０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
）／ｄｙ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＋ｃｌ
ｙの間の振幅を持つ信号の発生個数である。呼吸信号１
９ｏ（第１８図及び第１９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−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。According to another third method of this invention, the phase transfer function φ(
To determine y), let y (t) be a set of measurements of the respiratory signal as a function of time over the previous T seconds, with −d≦t≦0. Furthermore, h (y)−dN (y
)/dy is the probability density function or frequency histogram for y (t). That is, dN/dY is y and y+cl
It is the number of occurrences of signals having amplitudes between y and y. breathing signal 1
The frequency histogram for 9o (Figures 18 and 19) is shown in Figure 20. It is easy to see that the histogram of y (t) is not uniform. However, this non-like, non-equally likely respiratory signal must be mapped to an equally likely phase signal. For example, for the artificial suppression methods described above to work, they must map to a monotonic range of values from 0 to 1. The desired phase transfer function φ(y) is expressed by the following equation.

こ＼でＮｏは正規化数である。Here, No is a normalized number.

Ｎｏ−ｆ　ｈ（ｙ’）ｄｙ’　　　　　　　　　　　（
ｔ５）式（ｔ４）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、ある走査の図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−１性を証明すること
が出来る。No-f h(y')dy' (
t5) The probability density dN/dφ for the value of the phase φ(y) defined by equation (t4) is uniform as desired when the input is y (t). Therefore, the previously described method generates a phase signal such that all outputs have the same probability of value, and therefore all phase-encoded amplitudes, and the are allocated in a near-optimal manner. By applying the chain rule, we can prove this -1 property.

式（ｔ４）とｈの定義から 昔−昔／峰・剣 −Ｎ。From formula (t4) and the definition of h Old times - old days/peaks/swords -N.

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、−様な
頻度密度で位相区間（Ｏ乃至１）にわたると云う条件を
充たす。This is actually a constant. For this reason, φ(y) is such that when the input signal is accurately described by the histogram of the previous period, the histogram of the output measure φ−φ(y) has a phase interval (O to 1) with a -like frequency density. ).

式（ｔ４）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、Ｎｏはヒストグラム中の
読みの合計の数に等しい。This example will be intuitively understood by considering equation (t4). The integral is equal to the number of readings in the histogram h that have a signal value less than y, and No is equal to the total number of readings in the histogram.

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。This ratio is then equal to the proportion of readings with a value smaller than y.

第１９図の点２３３から始まる呼吸を考える。Consider a breath starting at point 233 in FIG.

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２
３３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。２２
５の後の区間でＭ１定された信号が減少するにつれて、
計算された位（口も減少する。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。At point 233, since the reading y is very small, a very small phase value is calculated because there are few readings with values smaller than the value at 233 in the histogram. 2 signals
As we increase from 33 to 225, the calculated phase increases. Since the reading of 225 is very close to the highest in the histogram, the calculated phase is almost 1.0. 22
As the M1 fixed signal decreases in the section after 5,
The calculated phase also decreases. Therefore, the calculated phase has a monotonic relationship to the measured respiratory signal.

然し、＋ａ　ｉｎ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）か大きい様なｙの値）の近辺では、信号レベルの小
さな変化により、可能性があまり人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＼では、信号
の小さな変化によって位ｉｌｌに大きな変化が起る。こ
れも、式（ｔ４）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を目
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。However, the relationship between +a in and the input signal is non-linear. In particular, the signal level (i.e. h(
In the vicinity of large values of y), small changes in signal level will cause larger changes in phase than in the vicinity of less sensitive signal readings. This is the end exhalation (for example, point 235 in Figure 19).
It is especially noticeable in the flat part of the signal (just before ). Here, a small change in the signal causes a large change in the position ill. Also, the integral of equation (t4) is, at this kind of signal level,
This is due to the large change in response to a small change in the signal. It is this property, the fact that the change in phase due to a change in the signal, is related to the distribution of the values of the signal that produces a distribution of orders of magnitude such that all phases are equally likely.

全ての呼吸が同じ長さではないから、点２３５及び２３
７の間に示すもの一様に、ｉｉＰ均より短い呼吸が観１
則されることがある。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。Since not all breaths are the same length, points 235 and 23
7 shows uniformly shorter breathing than iiP uniform.
There may be rules. It will be appreciated that the method of the present invention uses signal values measured in real time, so it can quickly follow such changes.

即ち、−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２３９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。That is, if the respiratory signal decreases more steeply during short breaths, so will the phase output φ(t). If the measured signal begins to increase due to the start of a new breath, so will the calculated phase. Some breaths, as shown by the signal y (t) between points 237 and 239, may be longer than expected.

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Ｏに達
することがある。In this case, the value of the "phase" signal φ(t) may reach O before the next breath occurs, as shown in time interval 6 of waveform 245.

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？’ｎ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
トゲ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。As previously mentioned, the patient's breathing pattern may change during the examination, and it is therefore important that the phase calculation method be able to adjust to such changes. In this example, this is easily achieved by updating the histogram h(y) of the respiratory signal as required. The point is, what is the current state of the respiratory signal? Compare the 'n value with data measured during a period immediately preceding this reading. It has been found that if this period consists of an integer number of breaths, for example 3 or 4 breaths, even better performance is obtained as no bias is introduced into the histogram.

この発明では、上に述べた方法は、第１７図の処理装置
１８８で使う為に、離散的な形に変換することが出来る
。第１７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（ｔ４）は次の様に書き直すこと
が出来る。In the present invention, the method described above can be converted to a discrete form for use in processing unit 188 of FIG. From the analog signal generated by the respiratory transducer 182 of FIG. 17 (190 of FIGS. 18 and 19) to the A/D
For discrete values consisting of y (t) obtained by converter 186, equation (t4) can be rewritten as follows.

φ（ｙ）−φ（ｔ　）　＝　（ＮＬ　＋１／２ＮＥ　）
　／　ＮＴこ＼でＮＴ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、ＮＬ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、ＮＥ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。φ(y)−φ(t) = (NL + 1/2NE)
/ NT Here, NT converts 186 A/D converters in T seconds.
is the total number of readings received, NL is the number of readings during the previous T seconds whose amplitude is less than the expected amplitude Y, and NE is the number of readings whose amplitude is equal to Y. is the number of readings during the previous T seconds. In this discrete scheme, the histogram h(y) is never actually generated. Instead, when it is necessary to find the current value of φ(t), only the required points in the integral histogram h(y) are generated. Since there is no need to construct or reconstitute the histogram after every sample of y(t), implementing the method of the present invention does not place excessive demands on the processing unit 188.

式（ｔ９）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１９０）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
、位を口の値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占いサンプル
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ＮＬ及びＮＥ
を計算し、式（ｔ９）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。To implement the discrete embodiment of the invention represented by equation (t9), a certain number of samples of the respiratory waveform (190 in FIGS. 18 and 19), e.g. /D converter 186 and processing unit 188
is stored in a buffer inside. From the basis set in this way, it is possible to determine the value φ(t) for all subsequent samples y(t). Specifically, a new sample y(t) is collected, stored in a data buffer, and the first sample in the buffer is discarded. Compare the value of the new sample y (t) with the previously stored sample and from this comparison NL and NE
and calculate the value of phase φ(t) for the new value of y (t) using equation (t9). The probability distribution function is updated virtually constantly so that changes in breathing patterns during the scan can be accommodated.

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ＮＴを収集する為に、呼吸周期
Ｔゎ　（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
、−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。Before processing unit 188 begins executing the method of the present invention, a breathing cycle T (FIG. 19) is performed to collect a total number of readings NT collected over approximately a complete breathing cycle or multiples thereof. must be estimated. When collecting a new sample, the oldest sample is discarded, so it is important that the -oldest and newest samples are from similar points in the breathing cycle.

そうでないと、ｙ　（ｔ）の関数のヒストグラムが歪む
。Otherwise, the histogram of the function of y(t) will be distorted.

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。Therefore, the time interval T for collecting samples of y (t) can be expressed as:

Ｔ−ＦＴｂ　　　　　　　　　　　　　　（２０）ニー
でＦは整数である。サンプルの合計の数Ｎ。T-FTb (20) where F is an integer. Total number of samples N.

が、Ａ／Ｄ変換ｒＡ１８６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。is determined by the sampling period of the A/D conversion rA186, and can be expressed as follows.

ＮＴ讃Ｔ／Δｔ　　　　　　　　　　　　　（２１）ニ
ーでΔｔはＡ／Ｄ変換器１８６のサンプル周期である。NT ratio T/Δt (21) where Δt is the sampling period of the A/D converter 186.

呼吸サイクルＴ、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閾値検出器を用いる。測
定された値Ｔｂの変化により、サンプル期間Ｔ（式（ｔ
７）　）の新しい値及びサンプルの新しい合計の数ＮＴ
　　（式（ｔｇ））が得られる。To account for changes in the respiratory cycle T, the processor 188 uses a threshold detector to measure the period of each cycle. The change in the measured value Tb causes the sample period T (formula (t
7) new value of ) and new total number of samples NT
(Formula (tg)) is obtained.

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Ｙｌ　をＭ１定し、ｈ（ｉ）が、
値ｙＩ　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（ｔ４）は次の様になる。Another discrete construction is to use discrete histograms. At time t, read Yl and set M1, h(i) is
Assume that it is equal to the number of readings in the previous T seconds with the value yI. At this time, equation (t4) becomes as follows.

ｊ−に 一ではＹｌ　＜ｙ２　＜ｙ３と云う様に仮定している。j-to 1, it is assumed that Yl<y2<y3.

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。After collecting each sample and calculating the output phase, update the histogram by removing the oldest reading (the reading from T seconds ago) and adding the newest reading. Furthermore,
If the period T changes, the histogram must be updated.

当業者であれば、式（ｔ４）、（ｔ９）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（ｔ％式％ 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（ｔ４）によって発生された値を差引いた値に
等しい。その結果１）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。Those skilled in the art will appreciate that equations (t4), (t9) and (22) can be modified to generate a large phase signal while the value of the respiratory signal is small, or vice versa. Good morning. For example, the equation (t%formula%) in which φ(t) is a function of reading greater than Y(t).Of course, the phase generated by equation (23) is
1 minus the value generated by equation (t4). The resulting 1) phase output, although negatively correlated to the respiratory signal, is still approximately uniformly distributed and is advantageously used in conjunction with methods to reduce artifacts.

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ビツトの分解能
が、Ｖ　（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。Preferably, the A/D converter 186 has sufficient range so that subtracting the DC baseline from the analog signal y(t) is unnecessary. Furthermore, the processing device 188
However, to best implement this method, the accuracy of the A/D converter 186 should be high enough to provide sufficient detail to the respiratory signal. A resolution of 10 bits was found to be adequate to accommodate the DC baseline of V (t) and provide sufficient accuracy.

全説明した実施例は、第１９図の２４１及び２４３の様
な人力信号に対し、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。All described embodiments produce substantially the same calculated phase values for human input signals such as 241 and 243 in FIG. This is appropriate, and indeed preferred, if the object appears the same at these two points and the delay between when the phase is calculated and when it is actually used by the pulse control module 112 is very small. If any of these assumptions is violated, the results will be bad because the orientations of different objects are treated in the same way.

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）及び呼気に分離する
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、！！準点点マーク使って、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Ｎ１個のサンプルを収集し、呼気で
Ｎ２個のサンプルを収集し、ＮＴ　−Ｎｌ　１／２ＮＥ
であると仮定する。更に、ｈＴ（ｙ）及びｈｐ　　（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、係属中の米国特許出
願通し番号第７６６゜７３３号（ｔ９８５年８月１６０
出願）に記載される様な図の順呑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１工能性が全部同じではない周期的な信号を、その全
てのり脂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。For this reason, depending on the application, it may be preferable not to treat all points having the same signal level, such as 241 and 243, in the same way. This method can be easily modified to suit such conditions. This can be done, for example, by separating the breathing cycle into two parts: inspiration (eg time segments 1, 3, 5.7 in Figure 19) and expiration. Like the maximum and minimum values of the signal! ! Use the quasi-point mark to determine which part of the cycle you are in. Separate histograms are collected and maintained for each cycle portion. During the previous T seconds, N1 samples were collected during inspiration, N2 samples were collected during expiration, and NT -Nl 1/2NE
Assume that Furthermore, hT(y) and hp(y
) are the inspiration and expiration histograms, respectively. Then, for the signal Y(t) during inspiration, whereas for the signal during expiration, from the above explanation, the present invention responds to a periodic signal, and the probability of its value is all the same. It will be appreciated that the present invention has provided an apparatus and method for deriving different periodic signals. Phase signals that are equally likely are described in pending U.S. patent application Ser.
It is preferably used in connection with optimizing the sequential reading of figures such as those described in the US Pat. However, the present invention is useful for any purpose during which it is necessary to transform periodic signals whose efficiencies are not all the same into signals characterized by values such that all of their efficiencies are the same. Please note that it can be applied generally to

例えば、現／Ｅ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。For example, the current/E respiratory monitor can be used with another magnetic resonance imaging method commonly referred to as respiratory gating. In this approach, imaging data is collected only during a portion of the respiratory cycle, typically during the end exhalation, in order to reduce the amount of motion included in the imaging data. To this end, one conventional method uses a threshold detector at the signal output of a respiratory transducer, such as a pneumatic bellows. When the respiratory signal is below the threshold, turn on the gate and enable data collection.

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。However, it is clear that the proportion of time that data collection is enabled will vary depending on the subject. Furthermore, this proportion is
It also fluctuates when breathing patterns change.

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。The invention can be advantageously used for respiratory gating. For example, the operator may have respiratory phases of 0.0 and 0.
．． You can choose to collect data when between 3 and 3. Data collection is then enabled about 30% of the time, regardless of the details of the shape of the waveform or variations in this shape. As a result, inspection time can be predicted more accurately.

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らかで
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。It will be apparent to those skilled in the art of medical imaging that the method of the present invention can be used in conjunction with other imaging modalities. For example, the respiratory phase signal can be used to control data collection in nuclear drug scintigraphy or ultrasound imaging.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

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曽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図に対する位相符
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
振幅と図の番号との関係を示すグラフ、第１６図は第１
４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を口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。Fig. 1 is a simplified block diagram showing an example of an NMR device, Fig. 2 is a graph showing an example of the FT imaging pulse order called two-dimensional spin-torsion, and Fig. 3 is a graph showing the pulse order as shown in Fig. 2. Figure 4 is a graph showing the brightness of an object versus time, the amplitude of which varies sinusoidally as a function of time; Figure 5 is a graph showing the relationship between the brightness of an object and the phase encoding amplitude when the amplitude of the phase encoding gradient is monotonically changed as shown in Figure 3. FIG. 7 is a graph showing the desired relationship between motion phase and phase encoding amplitude for implementing the low frequency seed method to minimize the spatial displacement of ghost artifacts. Figure 8 is a graph showing the brightness of an object as a function of phase encoding amplitude for the low frequency species method of Figures 6 and 7; Figure 9 is a graph showing the luminance of an object as a function of phase encoding amplitude; A graph showing the sequential order of phase encoding amplitudes of the high frequency seed method that maximizes the spatial displacement of the artifact; Figure 10 shows the phase and phase of motion in the configuration of the high frequency seed mode of the conventional method; A graph showing the relationship between the encoded amplitude; Figure 11 is a graph showing the relationship between the brightness of an object and the phase encoded amplitude in the high frequency species method; Figure 12 is a graph that is more symmetrical than the waveform shown in Figure 4. Figure 13 shows the relationship between the object's brightness and the phase encoding amplitude for the object's brightness variation pattern shown in Figure 12. 14 is a graph showing the relationship between the phase of motion and the phase encoding amplitude for another method of the high frequency seed method, and FIG. 15 is a graph showing the relationship between the phase encoding amplitude and the phase encoding amplitude in the high frequency seed method of FIG. Figure 16 is a graph showing the relationship between the number of
FIG. 4 is a graph illustrating luminance versus phase-encoded amplitude using the high-frequency seed method; FIG. 17 is a simplified block diagram of an exemplary apparatus for providing respiratory phase values in accordance with the present invention; and FIG. 18 is a representative FIG. 19 shows a representative respiratory waveform (same as FIG. 18) and another preferred embodiment of the invention; FIG. FIG. 20 is a frequency histogram for the respiratory waveforms of FIGS. 18 and 19; FIG.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １）略循環的な現象に関係する信号ｙ（ｔ）から、前記
循環的な現象に対して事象を相関させる装置に使う為に
、その値が実質的に同じ可能性を持つ様な信号φ（ｔ）
を発生する方法に於て、現在の時間に先立つ期間の間の
信号ｙ（ｔ）の値から導き出された経歴データベースを
設定し、信号ｙ（ｔ）の現在の値に関係するパラメータ
を測定し、 測定された現在のパラメータ及び経歴データベースを用
いて、ｙ（ｔ）の値よりもφ（ｔ）の値が更に均一に分
布している様なφ（ｔ）の値を発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前記事象
が作像事象であり、前記循環的な現象が物体の所望の像
に人為効果を作り出す時、更に、信号φ（ｔ）の現在の
値に応答して、φ（ｔ）及び一連の事象の間の予定の関
係に従って作像事象を実行して、人為効果を最小限に抑
える形で、前記循環的な現象にわたって前記作像事象を
分布させる工程を含む方法。 ３）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、経歴デ
ータベースを設定する工程が、信号ｙ（ｔ）中の少なく
とも１つの基準点マークを検出し、該少なくとも１つの
基準点マークの相対的な発生時点を測定することを含み
、前記パラメータを測定する工程が、前記少なくとも１
つの基準点マークの発生を検出し、最も最近の基準点マ
ーク以降の経過時間を測定することを含み、値を発生す
る工程が前記測定された経過時間を用いる方法。 ４）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、経歴デ
ータベースを設定する工程が、信号の変動の周期を推定
し、φ（ｔ）に対する値を発生する工程が、現在の時刻
に先立つある期間にわたって、ｙ（ｔ）データに対して
最小自乗のはめ合せとなる様な、その周期が信号の変動
の推定周期と大体等しい正弦波の現在の位相を推定する
ことを含む方法。 ５）特許請求の範囲１）に記載した方法に於て、φ（ｔ
）に対する値を発生する工程が、現在のｙ（ｔ）の測定
値を経歴データベースと比較することを含む方法。 ６）特許請求の範囲５）に記載した方法に於て、信号ｙ
（ｔ）の現在値に関係するパラメータを測定する工程が
、該信号の大きさを測定することであり、前記比較する
工程が、前記経歴データベースの内、その大きさがｙ（
ｔ）の現在値以下である様なｙ（ｔ）の読みの部分を推
定することである方法。 ７）特許請求の範囲５）に記載した方法に於て、信号ｙ
（ｔ）の現在値に関係するパラメータを測定する工程が
、該信号の大きさを測定することであり、前記比較する
工程が、経歴データベースの内、その大きさがｙ（ｔ）
の現在値以上であるｙ（ｔ）の読みの部分を推定するこ
とである方法。 ８）信号ｙ（ｔ）が当該循環的な現象を表わしていて、
所定のサイクル内でその値が全て同じ可能性を持ってい
ない様な、作像する物体の循環的な現象に対する作像事
象の分布を制御する装置に於て、 前記循環的な現象を感知して、該現象を表わす信号ｙ（
ｔ）を発生する第１の手段と、 前記信号ｙ（ｔ）の値の少なくとも一部分を収集して経
歴データベースを作る様に該値を貯蔵する第２の手段と
、 ｙ（ｔ）の収集された値の少なくとも１つのパラメータ
を測定する第３の手段と、 ｙ（ｔ）の少なくとも１つのパラメータの現在値及び経
歴データベースに応答して、その値がｙ（ｔ）の値より
も更に均一に分布する様な信号φ（ｔ）を発生する第４
の手段と、 φ（ｔ）の現在値に応答して、前記循環的な変動によっ
て人為効果が生ずる時、前記作像事象から取出された像
の中の人為効果を最小限に抑える様に、前記循環的な変
動に対する作像事象の実行のタイミング及び順序を定め
る第５の手段とを有する装置。 ９）特許請求の範囲８）に記載した装置に於て、前記第
２の手段が、信号ｙ（ｔ）中の少なくとも１つの基準点
マークの発生を検出する手段を含み、 前記第３の手段が前記少なくとも１つの基準点マークの
相対的な発生時点を測定する手段を含んでいる装置。 １０）特許請求の範囲８）に記載した装置に於て、 前記第２の手段に応答して前記信号ｙ（ｔ）の周期を推
定する第６の手段と、 該第６の手段に応答して、その周期が前記信号ｙ（ｔ）
の周期と大体等しい様な正弦波の現在の位相を決定する
ことにより、信号ｙ（ｔ）の現在の位相を推定する第７
の手段とを有する装置。 １１）特許請求の範囲１０）に記載した装置に於て、前
記第６の手段が、前記経歴データベース中の値に対して
最小自乗のはめ合せになる正弦波を見つけることにより
、前記第６の手段が信号ｙ（ｔ）の周期を推定する装置
。 １２）特許請求の範囲８）に記載した装置に於て、前記
第４の手段が、ｙ（ｔ）の現在値及び経歴データベース
の値を比較する手段を含む装置。 １３）特許請求の範囲１２）に記載した装置に於て、前
記第４の手段が、前記経歴データベース中に取込まれた
値ｙ（ｔ）の内、その値がｙ（ｔ）の現在値以下である
部分を決定することにより、φ（ｔ）の現在値を推定す
る装置。 １４）特許請求の範囲１２）に記載した装置に於て、前
記第４の手段が、前記経歴データベースに取込まれた値
ｙ（ｔ）の内、その値がｙ（ｔ）の現在値以下である部
分を決定することにより、φ（ｔ）の現在値を推定する
装置。 １５）特許請求の範囲１２）に記載した装置に於て、 前記第２の手段によって収集されたデータが信号ｙ（ｔ
）の振幅の離散的な測定値であり、第４の手段が、Ｎ＿
Ｌをｙ（ｔ）の一番最近の値より小さい貯蔵されたデー
タの数、Ｎ＿Ｅを一番最近の値に等しい貯蔵されたデー
タの数、Ｎ＿Ｔを貯蔵されたデータの合計の値として、 （Ｎ＿Ｌ＋１／２Ｎ＿Ｅ）／ＮＴ によって表わされるφ（ｔ）の現在値を決定する装置。 １６）特許請求の範囲１５）に記載した装置に於て、前
記第３の手段が前記第２の手段によって収集される信号
ｙ（ｔ）の振幅の離散的な測定値の予定数（Ｎ＿Ｔ）を
定め、このデータが表わす合計期間が信号ｙ（ｔ）の周
期の整数倍に相当する様にする装置。 １７）特許請求の範囲１６）に記載した装置に於て、信
号φ（ｔ）の周期を感知すると共に、該周期の変化に応
答して、前記第３の手段によって、離散的な測定値の合
計数Ｎ＿Ｔを変えさせる第８の手段を有し、合計数Ｎ＿
Ｔにサンプルの間の期間を乗じた値が、信号ｙ（ｔ）の
周期の整数倍に近い様にする装置。 １８）核磁気共鳴方法が複数個の図を求めることによっ
て、物体の部分に関する作像データを測定し、各々の図
は物体の少なくとも１次元の軸線に沿って印加されたパ
ルス形磁界勾配を含み、ＮＭＲ信号に空間情報を符号化
する様に、勾配が各々の図で異なる値に調節し得るパラ
メータ値を持つ時、この核磁気共鳴方法を用いて検査さ
れる物体の一部分に発生する略周期的な信号の変動によ
る、所望の像中の人為効果を減少する装置で、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様な信号φ（ｔ）を発生する方法に
於て、 （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が定められ、 （ｂ）略周期的な信号の変動を表わす信号ｙ（ｔ）を発
生し、 （ｃ）信号ｙ（ｔ）の経歴データベースを設定し、 （ｄ）データベースからｙ（ｔ）の等化及び正規化ヒス
トグラムを近似することによってφ（ｔ）を設定し、 （ｅ）ｙ（ｔ）の現在値を測定し、 （ｆ）ｙ（ｔ）の現在値の測定に応答して、φ（ｔ）の
現在値を発生し、 （ｇ）前記予定の関係に従って、φ（ｔ）の現在値を用
いて、前記磁界勾配に対するパラメータ値を選択し、 （ｈ）選択されたパラメータを使うパルス順序を実行し
てＮＭＲ信号を発生し、 （ｉ）完全な走査に対する図のデータが収集されるまで
、工程（ｅ）乃至工程（ｈ）を繰返す工程を含む方法。 １９）特許請求の範囲１８）に記載した方法に於て、φ
（ｔ）の現在値が、経歴データベースをｙ（ｔ）の現在
値と比較することによって発生される方法。 ２０）特許請求の範囲１８）に記載した方法に於て、Ｎ
＿Ｌをその振幅が信号ｙ（ｔ）の現在値の振幅未満であ
る様なデータベース中のデータの数、Ｎ＿Ｅをその振幅
が信号ｙ（ｔ）の現在値の振幅に等しい様なデータベー
ス中のデータの数、Ｎ＿Ｔをデータベース中のデータの
合計の数として、φ（ｔ）−（Ｎ＿Ｌ＋１／２Ｎ＿Ｅ）
／Ｎ＿Ｔを用いる方法。[Claims] 1) From a signal y(t) related to a substantially cyclical phenomenon, for use in a device that correlates events with respect to the cyclical phenomenon, the probability that the values thereof are substantially the same is determined. A signal φ(t) such that
In the method of generating , a historical database is established derived from the values of the signal y(t) during a period preceding the current time, and parameters related to the current value of the signal y(t) are measured. , using the measured current parameters and the historical database to generate values of φ(t) such that the values of φ(t) are more evenly distributed than the values of y(t). Method. 2) In the method according to claim 1), when said event is an imaging event and said cyclical phenomenon creates an artifact in the desired image of the object, furthermore, the signal φ(t) In response to the current value of φ(t), the imaging events are executed according to the predetermined relationship between φ(t) and the sequence of events to minimize artifacts over the cyclical phenomenon. A method comprising distributing image events. 3) In the method according to claim 1), the step of setting up the history database includes detecting at least one reference point mark in the signal y(t), and detecting the relative position of the at least one reference point mark. measuring the parameter, the step of measuring the parameter includes measuring the time point at which the parameter occurs.
A method comprising detecting the occurrence of two fiducial marks and measuring elapsed time since the most recent fiducial mark, the step of generating a value using said measured elapsed time. 4) In the method described in claim 1), the step of setting the history database and the step of estimating the period of signal fluctuation and generating the value for φ(t) precede the current time. A method comprising estimating, over a period of time, the current phase of a sine wave whose period is approximately equal to the estimated period of the fluctuation of the signal, such that it is a least squares fit to the y(t) data. 5) In the method described in claim 1), φ(t
) in which the step of generating a value for y(t) comprises comparing a current measurement of y(t) to a historical database. 6) In the method described in claim 5), the signal y
The step of measuring a parameter related to the current value of (t) is to measure the magnitude of the signal, and the step of comparing is to measure the magnitude of the signal y(t) in the history database.
The method consists of estimating the portion of the reading of y(t) that is less than or equal to the current value of t). 7) In the method described in claim 5), the signal y
The step of measuring a parameter related to the current value of (t) is to measure the magnitude of the signal, and the step of comparing is to measure the magnitude of the signal y(t) in the history database.
The method is to estimate the portion of the reading of y(t) that is greater than or equal to the current value of . 8) The signal y(t) represents the cyclical phenomenon,
In a device that controls the distribution of imaging events for a cyclical phenomenon of an imaged object whose values do not all have the same possibility within a predetermined cycle, the cyclical phenomenon is sensed. Then, the signal y(
t); second means for collecting at least a portion of the values of said signal y(t) and storing said values to create a historical database; third means for measuring at least one parameter of the value of y(t); and in response to the current value and historical database of the at least one parameter of y(t), the value is more uniform than the value of y(t). A fourth circuit that generates a distributed signal φ(t)
and in response to the current value of φ(t), so as to minimize artifacts in the image retrieved from the imaging event when artifacts are caused by the cyclical variations; and fifth means for timing and ordering the execution of imaging events with respect to said cyclical variations. 9) The apparatus according to claim 8), wherein the second means includes means for detecting the occurrence of at least one reference point mark in the signal y(t), and the third means comprises means for determining the relative time of occurrence of said at least one fiducial mark. 10) The apparatus according to claim 8), further comprising: a sixth means for estimating the period of the signal y(t) in response to the second means; and a sixth means in response to the sixth means. The period is the signal y(t)
A seventh step of estimating the current phase of the signal y(t) by determining the current phase of a sine wave approximately equal to the period of
A device having means for. 11) In the apparatus according to claim 10, the sixth means determines the sixth means by finding a sine wave that provides a least squares fit to the values in the history database. Apparatus for estimating the period of a signal y(t). 12) The apparatus according to claim 8, wherein the fourth means includes means for comparing the current value of y(t) and the value of the history database. 13) In the apparatus according to claim 12), the fourth means is configured to select a current value of y(t) from among the values y(t) taken into the history database. Apparatus for estimating the current value of φ(t) by determining the part that is less than or equal to 14) In the device according to claim 12), the fourth means is configured to select a value that is less than or equal to the current value of y(t) among the values y(t) taken into the history database. Apparatus for estimating the current value of φ(t) by determining the part that is. 15) In the apparatus described in claim 12), the data collected by the second means is a signal y(t
), and the fourth means is a discrete measurement of the amplitude of N_
Let L be the number of stored data less than the most recent value of y(t), N_E be the number of stored data equal to the most recent value, and N_T be the total value of stored data, ( A device for determining the current value of φ(t) represented by N_L+1/2N_E)/NT. 16) In the apparatus according to claim 15), the third means determines the predetermined number (N_T) of discrete measurements of the amplitude of the signal y(t) collected by the second means. y(t) such that the total period represented by this data corresponds to an integral multiple of the period of the signal y(t). 17) In the apparatus according to claim 16), the period of the signal φ(t) is sensed, and in response to a change in the period, the third means measures the discrete measured values. an eighth means for changing the total number N_T;
A device that ensures that T multiplied by the period between samples is close to an integer multiple of the period of the signal y(t). 18) A nuclear magnetic resonance method measures imaging data for a portion of an object by determining a plurality of views, each view including a pulsed magnetic field gradient applied along an axis in at least one dimension of the object. , the approximately periodicity occurring in a portion of the object examined using this nuclear magnetic resonance method, when the gradient has a parameter value that can be adjusted to a different value in each figure, so as to encode spatial information in the NMR signal. A device for reducing artifacts in a desired image due to natural signal fluctuations, from a signal y(t) whose value does not have the same probability, to a signal φ whose value has approximately the same probability. (t) in which: (a) selecting a predetermined relationship between the variation of said signal and the parameter value of said magnetic field gradient; a correspondence is established between parameter values and the phases of the signal fluctuations; (b) generating a signal y(t) representing substantially periodic signal fluctuations; and (c) creating a historical database of the signal y(t). (d) set φ(t) by approximating the equalization and normalization histogram of y(t) from the database; (e) measure the current value of y(t); (f) in response to measuring the current value of y(t), generating a current value of φ(t); and (g) using the current value of φ(t) according to the predetermined relationship to determine a parameter for the magnetic field gradient. (h) run a pulse sequence using the selected parameters to generate an NMR signal; (i) step (e) through step (h) until the data in the figure for a complete scan have been collected; ). 19) In the method described in claim 18), φ
A method in which the current value of (t) is generated by comparing a historical database with the current value of y(t). 20) In the method described in claim 18), N
_L is the number of data in the database whose amplitude is less than the amplitude of the current value of signal y(t), and N_E is the number of data in the database whose amplitude is equal to the amplitude of the current value of signal y(t). , where N_T is the total number of data in the database, φ(t) - (N_L + 1/2N_E)
/N_T method.