JP3415754B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP3415754B2 JP3415754B2 JP31010297A JP31010297A JP3415754B2 JP 3415754 B2 JP3415754 B2 JP 3415754B2 JP 31010297 A JP31010297 A JP 31010297A JP 31010297 A JP31010297 A JP 31010297A JP 3415754 B2 JP3415754 B2 JP 3415754B2
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- Japan
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- photographing
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲ（Magnetic R
esonance）イメージング方法およびＭＲＩ（Magnetic R
esonance Imaging）装置に関し、さらに詳しくは、撮影
時間を短縮でき、データ収集の効率が良く、一つのスラ
イスだけについて撮影することが可能なＭＲイメージン
グ方法およびＭＲＩ装置に関する。
esonance）イメージング方法およびＭＲＩ（Magnetic R
esonance Imaging）装置に関し、さらに詳しくは、撮影
時間を短縮でき、データ収集の効率が良く、一つのスラ
イスだけについて撮影することが可能なＭＲイメージン
グ方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】特開平４−１０８４２７号公報には、次
の従来技術ａ，ｂ，ｃが開示されている。 従来技術ａ：スライス面を、１回の超高速撮影シーケン
スで撮影可能な複数の部分領域に分割し、選択励起領域
中に前記部分領域の一つを含むように且つ前記スライス
面に対して直交する角度で選択励起し、次に前記スライ
ス面を選択反転することで、前記部分領域の一つについ
て前記超高速撮影シーケンスによりＭＲデータを収集
し、これを前記選択励起する位置をスライス面に沿って
順に移動しながら反復して全部分領域についてのＭＲデ
ータを収集し、前記スライス面の全体のＭＲイメージを
得る。 従来技術ｂ：前記ＭＲイメージング方法において、隣接
する部分領域の中央部が連続するように端部に重なりを
持たせて分割し且つ中央部のみを採り出してＭＲイメー
ジを生成する。 従来技術ｃ：前記ＭＲイメージング方法を多数のスライ
スについて同時に適用し、あるスライスの部分領域を撮
影した次には異なるスライスの部分領域を撮影するよう
に撮影順序を制御する。
の従来技術ａ，ｂ，ｃが開示されている。 従来技術ａ：スライス面を、１回の超高速撮影シーケン
スで撮影可能な複数の部分領域に分割し、選択励起領域
中に前記部分領域の一つを含むように且つ前記スライス
面に対して直交する角度で選択励起し、次に前記スライ
ス面を選択反転することで、前記部分領域の一つについ
て前記超高速撮影シーケンスによりＭＲデータを収集
し、これを前記選択励起する位置をスライス面に沿って
順に移動しながら反復して全部分領域についてのＭＲデ
ータを収集し、前記スライス面の全体のＭＲイメージを
得る。 従来技術ｂ：前記ＭＲイメージング方法において、隣接
する部分領域の中央部が連続するように端部に重なりを
持たせて分割し且つ中央部のみを採り出してＭＲイメー
ジを生成する。 従来技術ｃ：前記ＭＲイメージング方法を多数のスライ
スについて同時に適用し、あるスライスの部分領域を撮
影した次には異なるスライスの部分領域を撮影するよう
に撮影順序を制御する。
【０００３】一方、雑誌「Mag.Res.Med 36:509-519 (19
96)“Line Scan Diffusion Imaging”」には、次の従来
技術ｄが開示されている。従来技術ｄ：選択励起面がス
ライス面に対して交差する第１の角度で選択励起し、次
に選択反転面が前記スライス面上で前記選択励起面に交
差し且つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記スライス
面に対して交差する第２の角度で選択反転し、前記選択
励起面と前記選択反転面とが共に前記スライス面に交差
するライン状の領域のＭＲデータを収集し、これを前記
ライン状の領域の位置を前記スライス面上で変えながら
繰り返して、拡散強調イメージを得る。
96)“Line Scan Diffusion Imaging”」には、次の従来
技術ｄが開示されている。従来技術ｄ：選択励起面がス
ライス面に対して交差する第１の角度で選択励起し、次
に選択反転面が前記スライス面上で前記選択励起面に交
差し且つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記スライス
面に対して交差する第２の角度で選択反転し、前記選択
励起面と前記選択反転面とが共に前記スライス面に交差
するライン状の領域のＭＲデータを収集し、これを前記
ライン状の領域の位置を前記スライス面上で変えながら
繰り返して、拡散強調イメージを得る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来技術ａでは、
スライス面を選択反転しているため、ある部分領域を撮
影した後、次の部分領域を撮影するまでに、スピンが緩
和するのに十分な時間をあける必要があり、全体の撮影
時間が長くなる問題点があった。なお、この問題点は特
開平４−１０８４２７号公報にも記載されている。上記
従来技術ｂでは、部分領域の中央部のＭＲデータのみを
利用し、端部のＭＲデータは捨ててしまうため、データ
収集の効率が悪い問題点がある。また、上記従来技術ｃ
は、多数のスライスについて同時に撮影する場合にのみ
有効な技術であり、一つのスライスだけについて撮影し
たい場合には適用できない問題点がある。
スライス面を選択反転しているため、ある部分領域を撮
影した後、次の部分領域を撮影するまでに、スピンが緩
和するのに十分な時間をあける必要があり、全体の撮影
時間が長くなる問題点があった。なお、この問題点は特
開平４−１０８４２７号公報にも記載されている。上記
従来技術ｂでは、部分領域の中央部のＭＲデータのみを
利用し、端部のＭＲデータは捨ててしまうため、データ
収集の効率が悪い問題点がある。また、上記従来技術ｃ
は、多数のスライスについて同時に撮影する場合にのみ
有効な技術であり、一つのスライスだけについて撮影し
たい場合には適用できない問題点がある。
【０００５】さらに、上記従来技術ｄは、いわゆるライ
ンスキャンを行うものであるため、スライス面の全体の
ＭＲデータを収集するためには、ラインスキャンの方向
に直交する方向の画素数だけラインスキャンを繰り返す
必要があり、分解能を高くすると全体の撮影時間が長く
なる問題点がある。
ンスキャンを行うものであるため、スライス面の全体の
ＭＲデータを収集するためには、ラインスキャンの方向
に直交する方向の画素数だけラインスキャンを繰り返す
必要があり、分解能を高くすると全体の撮影時間が長く
なる問題点がある。
【０００６】そこで、本発明の目的は、撮影時間を短縮
でき、データ収集の効率が良く、一つの撮影領域（スラ
イス）だけについて撮影することが可能なＭＲイメージ
ング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
でき、データ収集の効率が良く、一つの撮影領域（スラ
イス）だけについて撮影することが可能なＭＲイメージ
ング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、撮影領域を、１回の超高速撮影シーケンスで撮影可
能な複数の部分領域に分割し、それら分割した各部分領
域のそれぞれについて所定の順序で前記超高速撮影シー
ケンスにより撮影し、前記撮影領域の略全体のＭＲイメ
ージを得るＭＲイメージング方法であって、前記部分領
域の一つを前記超高速撮影シーケンスで撮影する際、選
択励起領域中に前記一つの部分領域を含むように且つ前
記撮影領域に対して交差する第１の角度で選択励起し、
次に選択反転領域中に前記一つの部分領域を含むように
且つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記撮影領域に対
して交差する第２の角度で選択反転することを特徴とす
るＭＲイメージング方法を提供する。上記第１の観点に
よるＭＲイメージング方法では、撮影領域に対して交差
する角度で選択励起および選択反転を行うため、一つの
部分領域を撮影するときは、その部分領域のみが選択励
起および選択反転され、他の部分領域は選択励起も選択
反転もされない。従って、スピンが緩和するのに十分な
時間をあける必要がなく、ある部分領域を撮影した後、
直ちに次の部分領域を撮影することが出来る。よって、
全体の撮影時間を短縮することが出来る。また、一つの
撮影領域（スライス）だけについて撮影することが可能
になる。
は、撮影領域を、１回の超高速撮影シーケンスで撮影可
能な複数の部分領域に分割し、それら分割した各部分領
域のそれぞれについて所定の順序で前記超高速撮影シー
ケンスにより撮影し、前記撮影領域の略全体のＭＲイメ
ージを得るＭＲイメージング方法であって、前記部分領
域の一つを前記超高速撮影シーケンスで撮影する際、選
択励起領域中に前記一つの部分領域を含むように且つ前
記撮影領域に対して交差する第１の角度で選択励起し、
次に選択反転領域中に前記一つの部分領域を含むように
且つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記撮影領域に対
して交差する第２の角度で選択反転することを特徴とす
るＭＲイメージング方法を提供する。上記第１の観点に
よるＭＲイメージング方法では、撮影領域に対して交差
する角度で選択励起および選択反転を行うため、一つの
部分領域を撮影するときは、その部分領域のみが選択励
起および選択反転され、他の部分領域は選択励起も選択
反転もされない。従って、スピンが緩和するのに十分な
時間をあける必要がなく、ある部分領域を撮影した後、
直ちに次の部分領域を撮影することが出来る。よって、
全体の撮影時間を短縮することが出来る。また、一つの
撮影領域（スライス）だけについて撮影することが可能
になる。
【０００８】第２の観点では、本発明は、上記構成のＭ
Ｒイメージング方法において、前記部分領域に分割する
際、隣接する部分領域の一部が重なるように分割し且つ
重なった部分を加算したＭＲイメージを生成することを
特徴とするＭＲイメージング方法を提供する。前記第１
の観点によるＭＲイメージング方法において、部分領域
が隣接する方向に沿って見れば、部分領域の断面形状は
菱形になっており、信号強度分布は三角形になってい
る。そこで、第２の観点によるＭＲイメージング方法で
は、隣接する部分領域が重なるようにし且つ重なった部
分を加算するようにする。すると、各部分領域の信号強
度分布の三角形の斜辺が互いに重なって加算されること
になり、部分領域の重なりを適正に調整すれば、信号強
度分布が平坦になる。よって、ＭＲデータを捨てること
がないため、データ収集の効率が良くなる。
Ｒイメージング方法において、前記部分領域に分割する
際、隣接する部分領域の一部が重なるように分割し且つ
重なった部分を加算したＭＲイメージを生成することを
特徴とするＭＲイメージング方法を提供する。前記第１
の観点によるＭＲイメージング方法において、部分領域
が隣接する方向に沿って見れば、部分領域の断面形状は
菱形になっており、信号強度分布は三角形になってい
る。そこで、第２の観点によるＭＲイメージング方法で
は、隣接する部分領域が重なるようにし且つ重なった部
分を加算するようにする。すると、各部分領域の信号強
度分布の三角形の斜辺が互いに重なって加算されること
になり、部分領域の重なりを適正に調整すれば、信号強
度分布が平坦になる。よって、ＭＲデータを捨てること
がないため、データ収集の効率が良くなる。
【０００９】第３の観点では、本発明は、超高速撮影シ
ーケンスで撮影する撮影手段と、１回の超高速撮影シー
ケンスで撮影可能な複数の部分領域に撮影領域を分割す
る撮影領域分割手段と、前記各部分領域のそれぞれにつ
いて所定の順序で前記撮影手段により撮影しＭＲデータ
を収集するＭＲデータ収集手段と、前記各部分領域のそ
れぞれについて収集したＭＲデータから前記撮影領域の
略全体のＭＲイメージを生成するＭＲイメージ生成手段
とを有するＭＲＩ装置であって、前記撮影手段は、選択
励起領域中に前記一つの部分領域を含むように且つ前記
撮影領域に対して交差する第１の角度で選択励起し、次
に選択反転領域中に前記一つの部分領域を含むように且
つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記撮影領域に対し
て交差する第２の角度で選択反転することを特徴とする
ＭＲＩ装置を提供する。上記第３の観点によるＭＲＩ装
置では、前記第１の観点によるＭＲイメージング方法を
好適に実施できる。
ーケンスで撮影する撮影手段と、１回の超高速撮影シー
ケンスで撮影可能な複数の部分領域に撮影領域を分割す
る撮影領域分割手段と、前記各部分領域のそれぞれにつ
いて所定の順序で前記撮影手段により撮影しＭＲデータ
を収集するＭＲデータ収集手段と、前記各部分領域のそ
れぞれについて収集したＭＲデータから前記撮影領域の
略全体のＭＲイメージを生成するＭＲイメージ生成手段
とを有するＭＲＩ装置であって、前記撮影手段は、選択
励起領域中に前記一つの部分領域を含むように且つ前記
撮影領域に対して交差する第１の角度で選択励起し、次
に選択反転領域中に前記一つの部分領域を含むように且
つ前記第１の角度とは異なる傾きで前記撮影領域に対し
て交差する第２の角度で選択反転することを特徴とする
ＭＲＩ装置を提供する。上記第３の観点によるＭＲＩ装
置では、前記第１の観点によるＭＲイメージング方法を
好適に実施できる。
【００１０】第４の観点では、本発明は、上記構成のＭ
ＲＩ装置において、前記撮影領域分割手段は、隣接する
部分領域の一部が重なるように分割し、且つ、前記ＭＲ
イメージ生成手段は、前記重なった部分を加算したＭＲ
イメージを生成することを特徴とするＭＲＩ装置を提供
する。上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、前記第２
の観点によるＭＲイメージング方法を好適に実施でき
る。
ＲＩ装置において、前記撮影領域分割手段は、隣接する
部分領域の一部が重なるように分割し、且つ、前記ＭＲ
イメージ生成手段は、前記重なった部分を加算したＭＲ
イメージを生成することを特徴とするＭＲＩ装置を提供
する。上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、前記第２
の観点によるＭＲイメージング方法を好適に実施でき
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施形態により本
発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明
が限定されるものではない。図１は、本発明の一実施形
態にかかるＭＲＩ装置のブロック図である。このＭＲＩ
装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部
に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この
空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場
を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための
勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の
各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスラ
イス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被
検体内の原子核のスピンを励起したり磁化を反転するた
めのＲＦパルスを送信する送信コイルと、被検体からの
ＮＭＲ信号を受信する受信コイル等が配置されている。
主磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信
コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路
３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されて
いる。
発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明
が限定されるものではない。図１は、本発明の一実施形
態にかかるＭＲＩ装置のブロック図である。このＭＲＩ
装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部
に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この
空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場
を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための
勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の
各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスラ
イス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被
検体内の原子核のスピンを励起したり磁化を反転するた
めのＲＦパルスを送信する送信コイルと、被検体からの
ＮＭＲ信号を受信する受信コイル等が配置されている。
主磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信
コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路
３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されて
いる。
【００１２】計算機７は、パルスシーケンスを作成し、
シーケンス記憶回路８に渡す。シーケンス記憶回路８
は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンス
に基づいて勾配磁場駆動回路３を操作し、マグネットア
センブリ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させる
と共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０
の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状の
パルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電
力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した
後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加す
る。
シーケンス記憶回路８に渡す。シーケンス記憶回路８
は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンス
に基づいて勾配磁場駆動回路３を操作し、マグネットア
センブリ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させる
と共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０
の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状の
パルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電
力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した
後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加す
る。
【００１３】前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１
の受信コイルで受信したＮＭＲ信号を増幅し、位相検波
器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１
０の搬送波出力信号を参照信号とし、ＮＭＲ信号を位相
検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１
１は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のＭ
Ｒデータに変換し、計算機７に入力する。
の受信コイルで受信したＮＭＲ信号を増幅し、位相検波
器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１
０の搬送波出力信号を参照信号とし、ＮＭＲ信号を位相
検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１
１は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のＭ
Ｒデータに変換し、計算機７に入力する。
【００１４】計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からＭＲデ
ータを読み込み、画像再構成演算を行い、ＭＲイメージ
を作成する。このＭＲイメージは、表示装置６にて表示
される。また、計算機７は、操作卓１３から入力された
情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
ータを読み込み、画像再構成演算を行い、ＭＲイメージ
を作成する。このＭＲイメージは、表示装置６にて表示
される。また、計算機７は、操作卓１３から入力された
情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
【００１５】図２は、上記ＭＲＩ装置１００における部
分領域超高速拡散強調イメージング処理のフローチャー
トである。ステップＰ１では、１回の超高速撮影シーケ
ンスで撮影可能な複数の部分領域に撮影領域を分割する
（撮影領域分割手段）。例えば、図３に示す如き撮影領
域Ｉｓを、図４に示す如き部分領域Ａ１〜Ａ７に分割す
る。なお、図３で、Ｔｏは、撮影領域Ｉｓの最大厚さで
ある。また、Ｔｉは、撮影領域Ｉｓの最小厚さである。
また、図４で、隣接する部分領域は半分だけ重なってい
る。
分領域超高速拡散強調イメージング処理のフローチャー
トである。ステップＰ１では、１回の超高速撮影シーケ
ンスで撮影可能な複数の部分領域に撮影領域を分割する
（撮影領域分割手段）。例えば、図３に示す如き撮影領
域Ｉｓを、図４に示す如き部分領域Ａ１〜Ａ７に分割す
る。なお、図３で、Ｔｏは、撮影領域Ｉｓの最大厚さで
ある。また、Ｔｉは、撮影領域Ｉｓの最小厚さである。
また、図４で、隣接する部分領域は半分だけ重なってい
る。
【００１６】ステップＰ２では、部分領域を撮影する順
序を決める。例えば、図４の部分領域Ａ１〜Ａ７を撮影
する順序は、互いに重ならない第１群の部分領域Ａ１〜
Ａ４を第１〜第４の順とし、次に、互いに重ならない第
２群の部分領域Ａ５〜Ａ７を第５〜第７の順とする。
序を決める。例えば、図４の部分領域Ａ１〜Ａ７を撮影
する順序は、互いに重ならない第１群の部分領域Ａ１〜
Ａ４を第１〜第４の順とし、次に、互いに重ならない第
２群の部分領域Ａ５〜Ａ７を第５〜第７の順とする。
【００１７】ステップＰ３では、部分領域の幅と撮影領
域の厚さとに基づいて、選択励起する第１の角度と厚さ
および選択反転する第２の角度と厚さを算出する。例え
ば、図５に示すように、部分領域Ａ１の幅Ｌと撮影領域
Ｉｓの最大厚さＴｏとから次式により選択励起する第１
の角度αと厚さｗαおよび選択反転する第２の角度βと
厚さＷβを算出する。 α ＝arctan｛Ｌ／Ｔｏ｝ …(１) Ｗα＝｜Ｔｏ・sin｛α｝｜ …(２) β ＝−arctan｛Ｌ／Ｔｏ｝ …(３) Ｗβ＝｜Ｔｏ・sin｛β｝｜＝Ｗα …(４) となる。 隣接する部分領域の重なりが半分（Ｌ／２）なら、 Ｔｏ＝２・Ｔｉ …(５) であるから、(５)式を(１)式から(４)式に代入して、 α ＝arctan｛Ｌ／（２・Ｔｉ）｝ …(６) Ｗα＝｜２・Ｔｉ・sin｛α｝｜ …(７) β ＝−arctan｛Ｌ／（２・Ｔｉ）｝ …(８) Ｗβ＝｜２・Ｔｉ・sin｛β｝｜＝Ｗα …(９) となり、部分領域Ａ１の幅Ｌと撮影領域Ｉｓの最小厚さ
Ｔｉとから選択励起する第１の角度αと厚さｗαおよび
選択反転する第２の角度βと厚さＷβを算出できる。
域の厚さとに基づいて、選択励起する第１の角度と厚さ
および選択反転する第２の角度と厚さを算出する。例え
ば、図５に示すように、部分領域Ａ１の幅Ｌと撮影領域
Ｉｓの最大厚さＴｏとから次式により選択励起する第１
の角度αと厚さｗαおよび選択反転する第２の角度βと
厚さＷβを算出する。 α ＝arctan｛Ｌ／Ｔｏ｝ …(１) Ｗα＝｜Ｔｏ・sin｛α｝｜ …(２) β ＝−arctan｛Ｌ／Ｔｏ｝ …(３) Ｗβ＝｜Ｔｏ・sin｛β｝｜＝Ｗα …(４) となる。 隣接する部分領域の重なりが半分（Ｌ／２）なら、 Ｔｏ＝２・Ｔｉ …(５) であるから、(５)式を(１)式から(４)式に代入して、 α ＝arctan｛Ｌ／（２・Ｔｉ）｝ …(６) Ｗα＝｜２・Ｔｉ・sin｛α｝｜ …(７) β ＝−arctan｛Ｌ／（２・Ｔｉ）｝ …(８) Ｗβ＝｜２・Ｔｉ・sin｛β｝｜＝Ｗα …(９) となり、部分領域Ａ１の幅Ｌと撮影領域Ｉｓの最小厚さ
Ｔｉとから選択励起する第１の角度αと厚さｗαおよび
選択反転する第２の角度βと厚さＷβを算出できる。
【００１８】ステップＰ４では、各部分領域Ａ１〜Ａ７
に対する部分領域超高速拡散強調パルスシーケンスを作
成する。図６に、部分領域超高速拡散強調パルスシーケ
ンスを例示する。この部分領域超高速拡散強調パルスシ
ーケンスでは、励起パルスＲ１（９０°）と同時にスラ
イス軸（ｚ軸）と位相エンコード軸（ｙ軸）とに勾配磁
場Ｓz1，Ｓy1を印加し、ｚ軸＋方向からｙ軸＋方向に向
かって例えば３２°傾斜させて選択励起する。図７に、
選択励起領域Ｅ90を例示する。次に、拡散強調用勾配Ｍ
ＰＧ１を任意の軸に印加する。次に、反転パルスＲ２
（１８０°）と同時にスライス軸（ｚ軸）と位相エンコ
ード軸（ｙ軸）とに勾配磁場Ｓz2，Ｓy2を印加し、ｚ軸
＋方向からｙ軸−方向に向かって例えば３２°傾斜させ
て選択反転する。図８に、選択反転領域Ｅ180 を例示す
る。これにより、図９に示すように、選択励起領域Ｅ90
と選択反転領域Ｅ180 の重なった部分領域Ａ１（または
Ａ２〜Ａ７のいずれか一つ）でのみエコーが収束する。
次に、拡散強調用勾配ＭＰＧ２を任意の軸に印加する。
次に、正負のリード勾配ＲＡ，ＲＢを交互に連続的に印
加し、且つ、位相エンコード勾配Ｗを印加しつつ、収束
した複数のエコーｅ１，ｅ２，…からそれぞれＭＲデー
タを収集する。
に対する部分領域超高速拡散強調パルスシーケンスを作
成する。図６に、部分領域超高速拡散強調パルスシーケ
ンスを例示する。この部分領域超高速拡散強調パルスシ
ーケンスでは、励起パルスＲ１（９０°）と同時にスラ
イス軸（ｚ軸）と位相エンコード軸（ｙ軸）とに勾配磁
場Ｓz1，Ｓy1を印加し、ｚ軸＋方向からｙ軸＋方向に向
かって例えば３２°傾斜させて選択励起する。図７に、
選択励起領域Ｅ90を例示する。次に、拡散強調用勾配Ｍ
ＰＧ１を任意の軸に印加する。次に、反転パルスＲ２
（１８０°）と同時にスライス軸（ｚ軸）と位相エンコ
ード軸（ｙ軸）とに勾配磁場Ｓz2，Ｓy2を印加し、ｚ軸
＋方向からｙ軸−方向に向かって例えば３２°傾斜させ
て選択反転する。図８に、選択反転領域Ｅ180 を例示す
る。これにより、図９に示すように、選択励起領域Ｅ90
と選択反転領域Ｅ180 の重なった部分領域Ａ１（または
Ａ２〜Ａ７のいずれか一つ）でのみエコーが収束する。
次に、拡散強調用勾配ＭＰＧ２を任意の軸に印加する。
次に、正負のリード勾配ＲＡ，ＲＢを交互に連続的に印
加し、且つ、位相エンコード勾配Ｗを印加しつつ、収束
した複数のエコーｅ１，ｅ２，…からそれぞれＭＲデー
タを収集する。
【００１９】ステップＰ５では、前記ステップＰ２で決
めた順序で各部分領域に対して部分領域超高速拡散強調
パルスシーケンスを実行し（撮影手段）、ＭＲデータを
収集する（ＭＲデータ収集手段）。例えば、図１０の
（ａ）に示すように、互いに重ならない第１群の部分領
域Ａ１〜Ａ４が第１〜第４の順で撮影され、次に、図１
０の（ｂ）に示すように、互いに重ならない第２群の部
分領域Ａ５〜Ａ７が第５〜第７の順で撮影される。互い
に重ならない第１群中では、図１１に示すように、ある
部分領域（例えばＡ１）に対する選択励起領域Ｅ90およ
び選択反転領域Ｅ180 が他の部分領域（例えばＡ２）に
重ならないから、スピンが緩和するのに十分な時間をあ
ける必要がなく、第１〜第４の撮影は、ある部分領域を
撮影した後、直ちに次の部分領域を撮影してよい。但
し、第２群の撮影を考慮すれば、空間的に連続した順に
撮影すべきである。そして、第２群の最初の撮影では、
最も過去に撮影した第１群の部分領域に重なる第２群の
部分領域を選んで撮影するので、その部分領域ではスピ
ンが既に十分緩和しており、やはり十分な時間をあける
必要がなく、直ちに撮影してよい。第２群の２番目以降
の撮影では、上述と同じ理由により、やはり十分な時間
をあける必要がなく、次々に撮影してよい。
めた順序で各部分領域に対して部分領域超高速拡散強調
パルスシーケンスを実行し（撮影手段）、ＭＲデータを
収集する（ＭＲデータ収集手段）。例えば、図１０の
（ａ）に示すように、互いに重ならない第１群の部分領
域Ａ１〜Ａ４が第１〜第４の順で撮影され、次に、図１
０の（ｂ）に示すように、互いに重ならない第２群の部
分領域Ａ５〜Ａ７が第５〜第７の順で撮影される。互い
に重ならない第１群中では、図１１に示すように、ある
部分領域（例えばＡ１）に対する選択励起領域Ｅ90およ
び選択反転領域Ｅ180 が他の部分領域（例えばＡ２）に
重ならないから、スピンが緩和するのに十分な時間をあ
ける必要がなく、第１〜第４の撮影は、ある部分領域を
撮影した後、直ちに次の部分領域を撮影してよい。但
し、第２群の撮影を考慮すれば、空間的に連続した順に
撮影すべきである。そして、第２群の最初の撮影では、
最も過去に撮影した第１群の部分領域に重なる第２群の
部分領域を選んで撮影するので、その部分領域ではスピ
ンが既に十分緩和しており、やはり十分な時間をあける
必要がなく、直ちに撮影してよい。第２群の２番目以降
の撮影では、上述と同じ理由により、やはり十分な時間
をあける必要がなく、次々に撮影してよい。
【００２０】ステップＰ６では、各部分領域の拡散強調
イメージを再構成する（ＭＲイメージ生成手段）。ステ
ップＰ７では、各部分領域の拡散強調イメージを加算合
成し、撮影領域Ｉｓの全体の拡散強調イメージを生成す
る（ＭＲイメージ生成手段）。例えば、図１２の（ａ）
（ｂ）に示すように、各部分領域Ａ１〜Ａ７は、隣接す
る方向に沿って見ると、断面形状が菱形になっており、
信号強度分布は三角形になっている。そこで、隣接する
部分領域の重なった部分を加算するように合成すると、
図１２の（ｃ）に示すように、信号強度分布は平坦にな
る。
イメージを再構成する（ＭＲイメージ生成手段）。ステ
ップＰ７では、各部分領域の拡散強調イメージを加算合
成し、撮影領域Ｉｓの全体の拡散強調イメージを生成す
る（ＭＲイメージ生成手段）。例えば、図１２の（ａ）
（ｂ）に示すように、各部分領域Ａ１〜Ａ７は、隣接す
る方向に沿って見ると、断面形状が菱形になっており、
信号強度分布は三角形になっている。そこで、隣接する
部分領域の重なった部分を加算するように合成すると、
図１２の（ｃ）に示すように、信号強度分布は平坦にな
る。
【００２１】以上のＭＲＩ装置１００によれば、撮影時
間を短縮でき、データ収集の効率が良くなり、一つの撮
影領域（スライス）だけについて撮影することが可能と
なる。
間を短縮でき、データ収集の効率が良くなり、一つの撮
影領域（スライス）だけについて撮影することが可能と
なる。
【００２２】他の実施形態としては、図１３に示すよう
に、複数の連続した撮影領域ＳＬ１，ＳＬ２，…につい
て撮影する場合に、奇数番目の撮影領域ＳＬ１，ＳＬ
３，…と偶数番目の撮影領域ＳＬ２，ＳＬ４，…とで、
最大幅Ｔｏの部分と最小幅Ｔｉの部分とがはまり合うよ
うに配置するものが挙げられる。これにより、ＭＲデー
タの欠落する部分を作らずに３次元的な撮影が可能にな
る。
に、複数の連続した撮影領域ＳＬ１，ＳＬ２，…につい
て撮影する場合に、奇数番目の撮影領域ＳＬ１，ＳＬ
３，…と偶数番目の撮影領域ＳＬ２，ＳＬ４，…とで、
最大幅Ｔｏの部分と最小幅Ｔｉの部分とがはまり合うよ
うに配置するものが挙げられる。これにより、ＭＲデー
タの欠落する部分を作らずに３次元的な撮影が可能にな
る。
【００２３】さらに他の実施形態としては、図１４に示
すように、湾曲した撮影領域上の部分領域Ａ１，Ａ２，
…の傾きに合せて第１の角度αおよび第２の角度βを少
しずつ回転させるものが挙げられる。これにより、湾曲
した撮影領域の撮影が可能になる。なお、ある部分領域
の選択励起領域および選択反転領域にその次に撮影する
部分領域が入らないように距離をあける必要があるた
め、隣接する部分領域の重なりは半分（Ｌ／２）より小
さくなる。
すように、湾曲した撮影領域上の部分領域Ａ１，Ａ２，
…の傾きに合せて第１の角度αおよび第２の角度βを少
しずつ回転させるものが挙げられる。これにより、湾曲
した撮影領域の撮影が可能になる。なお、ある部分領域
の選択励起領域および選択反転領域にその次に撮影する
部分領域が入らないように距離をあける必要があるた
め、隣接する部分領域の重なりは半分（Ｌ／２）より小
さくなる。
【００２４】
【発明の効果】本発明のＭＲイメージング方法およびＭ
ＲＩ装置によれば、ある部分領域を撮影した後、直ちに
次の部分領域を撮影して良いから、全体として撮影時間
を短縮できる。また、一つの撮影領域（スライス）だけ
について撮影することが可能となる。さらに、ＭＲデー
タを捨てることがないため、データ収集の効率が良くな
る。
ＲＩ装置によれば、ある部分領域を撮影した後、直ちに
次の部分領域を撮影して良いから、全体として撮影時間
を短縮できる。また、一つの撮影領域（スライス）だけ
について撮影することが可能となる。さらに、ＭＲデー
タを捨てることがないため、データ収集の効率が良くな
る。
【図１】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置のブロ
ック図である。
ック図である。
【図２】図１のＭＲＩ装置における部分領域超高速拡散
強調イメージング処理のフローチャートである。
強調イメージング処理のフローチャートである。
【図３】本発明にかかる撮影領域の斜視図である。
【図４】本発明にかかる部分領域の説明図である。
【図５】部分領域の幅，撮影領域の厚さ，選択励起の角
度と厚さおよび選択反転の角度と厚さの関係を示す説明
図である。
度と厚さおよび選択反転の角度と厚さの関係を示す説明
図である。
【図６】部分領域超高速拡散強調用パルスシーケンスの
パルスシーケンス図である。
パルスシーケンス図である。
【図７】選択励起領域の例示図である。
【図８】選択反転領域の例示図である。
【図９】選択励起領域と選択反転領域の重なりを示す斜
視図である。
視図である。
【図１０】部分領域の撮影順序を説明する斜視図であ
る。
る。
【図１１】ある部分領域の選択励起領域と選択反転領域
と次に撮影する部分領域が重ならないことを示す説明図
である。
と次に撮影する部分領域が重ならないことを示す説明図
である。
【図１２】信号強度プロファイルの説明図である。
【図１３】連続した複数の撮影領域に本発明を適用する
場合の説明図である。
場合の説明図である。
【図１４】湾曲した撮影領域に本発明を適用する場合の
説明図である。
説明図である。
１００ ＭＲＩ装置
１ マグネットアセンブリ
３ 勾配磁場駆動回路
７ 計算機
８ シーケンス記憶回路
Ｉｓ 撮影領域
Ａ１〜Ａ７ 部分領域
ＭＰＧ１，ＭＰＧ２ 拡散強調用勾配
Ｒ１ 励起パルス
Ｒ２ 反転パルス
ＲＡ，ＲＢ リード勾配
Ｓ１ スライス勾配
Ｗ 位相エンコード勾配
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平４−108427（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−105749（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−205028（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (3)
- 【請求項１】 超高速撮影シーケンスで撮影する撮影手
段と、 複数の菱形状柱から形成され隣接する前記菱形状柱が部
分的に重なっている撮影領域を１回の超高速撮影シーケ
ンスで撮影可能な複数の前記菱形状柱の領域に分割する
撮影領域分割手段と、 前記複数の菱形状柱の領域のそれぞれについて所定の順
序で前記撮影手段により撮影しＭＲデータを収集するＭ
Ｒデータ収集手段と、 前記複数の菱形状柱の領域のそれぞれについて収集した
ＭＲデータからそれぞれＭＲイメージを生成するととも
に前記隣接する菱形状柱が重なったＭＲイメージ部分は
加算することにより、前記撮影領域の略全体のＭＲイメ
ージを生成するＭＲイメージ生成手段とを有するＭＲＩ
装置であって、 前記撮影手段が、選択励起領域中に一つの前記菱形状柱
の領域を含むように且つ前記撮影領域に対して交差する
第１の角度で選択励起し、次に選択反転領域中に前記一
つの菱形状柱の領域を含むように且つ前記第１の角度と
は異なる傾きで前記撮影領域に対して交差する第２の角
度で選択反転することにより、前記第１の角度で選択励
起した領域と前記第２の角度で選択反転した領域とが重
なる領域が前記一つの菱形状柱の領域となり、 前記菱形状柱が部分的に重なっている撮影領域におい
て、その最小の厚さ（Ｔｉ）はその最大の厚さ（Ｔｏ）
の半分であることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、 前記撮影領域をその厚さ方向に重ねて３次元データを得
る撮影をするとともに、隣接する前記撮影領域間で撮影
領域における前記最小の厚さ（Ｔｉ）の部分と前記最大
の厚さ（Ｔｏ）の部分とがはまり合っていることを特徴
とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 前記撮影手段は、拡散強調用勾配を印加
して拡散強調パルスシーケンスを実行することを特徴と
する請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP31010297A JP3415754B2 (ja) | 1997-11-12 | 1997-11-12 | Ｍｒｉ装置 |
| US09/170,176 US6066950A (en) | 1997-11-12 | 1998-10-13 | MR imaging method and apparatus |
| KR1019980048318A KR100678872B1 (ko) | 1997-11-12 | 1998-11-12 | 자기공명이미징방법및장치 |
| CN98124153A CN1113249C (zh) | 1997-11-12 | 1998-11-12 | 磁共振成象方法和设备 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP31010297A JP3415754B2 (ja) | 1997-11-12 | 1997-11-12 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11137532A JPH11137532A (ja) | 1999-05-25 |
| JP3415754B2 true JP3415754B2 (ja) | 2003-06-09 |
Family
ID=18001214
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP31010297A Expired - Fee Related JP3415754B2 (ja) | 1997-11-12 | 1997-11-12 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6066950A (ja) |
| JP (1) | JP3415754B2 (ja) |
| KR (1) | KR100678872B1 (ja) |
| CN (1) | CN1113249C (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009082178A (ja) * | 2007-09-27 | 2009-04-23 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6603989B1 (en) * | 2000-03-21 | 2003-08-05 | Dmitriy A. Yablonskiy | T2 contrast in magnetic resonance imaging with gradient echoes |
| US6807441B2 (en) * | 2000-05-19 | 2004-10-19 | The Mcw Research Foundation Inc. | Evaluation of tumor angiogenesis using magnetic resonance imaging |
| KR100428234B1 (ko) * | 2001-11-23 | 2004-04-28 | 주식회사 인피니트테크놀로지 | 의료영상분할장치 및 그 방법 |
| JP3884283B2 (ja) | 2001-12-20 | 2007-02-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP4273138B2 (ja) * | 2006-06-30 | 2009-06-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮像装置及び磁気共鳴受信装置 |
| JP2009160342A (ja) * | 2008-01-10 | 2009-07-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置、ｒｆパルスの送信方法およびプログラム |
| JP5052676B2 (ja) | 2008-10-17 | 2012-10-17 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP5987009B2 (ja) * | 2011-03-01 | 2016-09-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁気共鳴撮像パルス・シーケンス・プロトコル分類の決定 |
| EP2500742A1 (en) * | 2011-03-17 | 2012-09-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Restriction of the imaging region for MRI in an inhomogeneous magnetic field |
| JP6866548B2 (ja) * | 2017-02-27 | 2021-04-28 | 株式会社吉田製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63105749A (ja) * | 1986-10-24 | 1988-05-11 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査方法 |
| JPH03205028A (ja) * | 1989-12-30 | 1991-09-06 | Shimadzu Corp | 核磁気共鳴断層撮像法 |
| JPH04108427A (ja) * | 1990-08-29 | 1992-04-09 | Hitachi Ltd | Ｍｒｉ部分領域超高速撮影方法及びこれにもとづく磁気共鳴診断装置 |
| WO1997007731A2 (en) * | 1995-08-18 | 1997-03-06 | Brigham And Women's Hospital, Inc. | Line scan diffusion imaging |
-
1997
- 1997-11-12 JP JP31010297A patent/JP3415754B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1998
- 1998-10-13 US US09/170,176 patent/US6066950A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-11-12 KR KR1019980048318A patent/KR100678872B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1998-11-12 CN CN98124153A patent/CN1113249C/zh not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009082178A (ja) * | 2007-09-27 | 2009-04-23 | Hitachi Ltd | 磁気共鳴装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR19990045219A (ko) | 1999-06-25 |
| KR100678872B1 (ko) | 2007-05-17 |
| JPH11137532A (ja) | 1999-05-25 |
| CN1113249C (zh) | 2003-07-02 |
| CN1221113A (zh) | 1999-06-30 |
| US6066950A (en) | 2000-05-23 |
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