JP3478867B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JP3478867B2 JP3478867B2 JP07225594A JP7225594A JP3478867B2 JP 3478867 B2 JP3478867 B2 JP 3478867B2 JP 07225594 A JP07225594 A JP 07225594A JP 7225594 A JP7225594 A JP 7225594A JP 3478867 B2 JP3478867 B2 JP 3478867B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ
ＭＲという）現象を利用して被検体（人体）の所望部位
の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置という）に関し、特に短時間で断層像を撮像する
ＭＲＩ装置に関する。
ＭＲという）現象を利用して被検体（人体）の所望部位
の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置という）に関し、特に短時間で断層像を撮像する
ＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のＭＲＩ装置において、被検体から
放出されるＮＭＲ信号を収集するためのパルスシーケン
スとして典型的なものにスピンエコー法がある。このス
ピンエコー法のパルスシーケンスは、図４に示すよう
に、被検体の組織中の所定の原子核スピンを励起するた
めの高周波パルス４０１（９０°パルス或いは励起パル
スという）をスライス方向傾斜磁場Ｇｚ４０３と同時に
印加して、被検体の所定スライス中のスピンを励起し、
次いでスライス方向に極性の反転した傾斜磁場４０４を
印加した後、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するための位
相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ４０６及び周波数エンコ
ード方向傾斜磁場Ｇｘ４０７を印加し、更にスピンを反
転させる高周波パルス４０２（１８０°パルスという）
を印加し、励起パルス印加から所定のエコー時間後に被
検体から放出されるＮＭＲ信号をエコー信号として検出
する。
放出されるＮＭＲ信号を収集するためのパルスシーケン
スとして典型的なものにスピンエコー法がある。このス
ピンエコー法のパルスシーケンスは、図４に示すよう
に、被検体の組織中の所定の原子核スピンを励起するた
めの高周波パルス４０１（９０°パルス或いは励起パル
スという）をスライス方向傾斜磁場Ｇｚ４０３と同時に
印加して、被検体の所定スライス中のスピンを励起し、
次いでスライス方向に極性の反転した傾斜磁場４０４を
印加した後、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するための位
相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ４０６及び周波数エンコ
ード方向傾斜磁場Ｇｘ４０７を印加し、更にスピンを反
転させる高周波パルス４０２（１８０°パルスという）
を印加し、励起パルス印加から所定のエコー時間後に被
検体から放出されるＮＭＲ信号をエコー信号として検出
する。
【０００３】このＮＭＲ信号は空間的位置状情報をその
周波数と位相に織込んたものであるが、２次元フーリエ
変換によって画像再構成するためには位相エンコード量
の異なる複数のＮＭＲ信号が必要であり、１枚の画像を
得るためには予め設定された位相エンコード数（プロジ
ェクション数という）と同数のＮＭＲ信号を収集する必
要がある。このため上述のスピンエコー法では、図４の
パルスシーケンスを位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙ
の振幅を変化させ位相エンコード量を変えながら、プロ
ジェクションの数だけ繰返していた。このように収集さ
れたＮＭＲ信号は、デジタル変換された後所定のタイミ
ングでサンプリングされ、画像再構成に使用される。
周波数と位相に織込んたものであるが、２次元フーリエ
変換によって画像再構成するためには位相エンコード量
の異なる複数のＮＭＲ信号が必要であり、１枚の画像を
得るためには予め設定された位相エンコード数（プロジ
ェクション数という）と同数のＮＭＲ信号を収集する必
要がある。このため上述のスピンエコー法では、図４の
パルスシーケンスを位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙ
の振幅を変化させ位相エンコード量を変えながら、プロ
ジェクションの数だけ繰返していた。このように収集さ
れたＮＭＲ信号は、デジタル変換された後所定のタイミ
ングでサンプリングされ、画像再構成に使用される。
【０００４】収集したＮＭＲ信号のサンプル数を５１
２、プロジェクション数を２５６とした時、横軸をサン
プル番号ｊ、縦軸をプロジェクション番号ｉとして収集
したＮＭＲ信号のフーリエ空間（Ｋ空間）への配置を図
５に示す。図５に示すように配列したＮＭＲ信号を２次
元フーリエ変換することにより被検体断層像を得てい
た。
２、プロジェクション数を２５６とした時、横軸をサン
プル番号ｊ、縦軸をプロジェクション番号ｉとして収集
したＮＭＲ信号のフーリエ空間（Ｋ空間）への配置を図
５に示す。図５に示すように配列したＮＭＲ信号を２次
元フーリエ変換することにより被検体断層像を得てい
た。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかし、このような従
来のスピンエコー法では、１枚の画像を得るためには、
パルスシーケンスをプロジェクション数と同数だけ繰返
さなければならないため、撮像時間が長かった。即ち、
図４のパルスシーケンスを１回行うための時間をＴＲ
（繰返し時間）、プロジェクション数をＰとすると、１
枚の画像を得るためには、ＴＲ×Ｐの時間を要する。
来のスピンエコー法では、１枚の画像を得るためには、
パルスシーケンスをプロジェクション数と同数だけ繰返
さなければならないため、撮像時間が長かった。即ち、
図４のパルスシーケンスを１回行うための時間をＴＲ
（繰返し時間）、プロジェクション数をＰとすると、１
枚の画像を得るためには、ＴＲ×Ｐの時間を要する。
【０００６】そこで本発明は、このような問題点に対処
し、短時間で撮像することができるＭＲＩ方法及び装置
を提供することを目的とする。
し、短時間で撮像することができるＭＲＩ方法及び装置
を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明によるＭＲＩ装置は、被検体に静磁場
を与える静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を与
える傾斜磁場発生手段と、前記被検体の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
ス発生手段と、前記核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ
信号を検出する受信系と、前記傾斜磁場及び前記高周波
パルスの発生及び前記ＮＭＲ信号の検出までのシーケン
スを所定のプロジェクション数のＮＭＲ信号が収集され
るまで繰り返し行う制御系と、前記受信系で検出したＮ
ＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて成る磁気共鳴イメージング装置において、前記制
御系は、第1の高周波パルスを照射することによって生
じる第1のＮＭＲ信号を取得するとともに、第2の高周波
パルスを照射することによって生じる第2のＮＭＲ信号
を取得する制御を行い、この際、第１のＮＭＲ信号と第
2のＮＭＲ信号に異なる位相エンコードを付与する制御
を行う。好適には、前記第１のＮＭＲ信号を、第2の高
周波パルスを照射する前に取得するよう制御する。特に
好適には、第1のＮＭＲ信号を、位相エンコードによっ
て規定されるｋ空間の端部に配置し、第2のＮＭＲ信号
をｋ空間の中央部に配置する制御を行う。
るために、本発明によるＭＲＩ装置は、被検体に静磁場
を与える静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を与
える傾斜磁場発生手段と、前記被検体の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
ス発生手段と、前記核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ
信号を検出する受信系と、前記傾斜磁場及び前記高周波
パルスの発生及び前記ＮＭＲ信号の検出までのシーケン
スを所定のプロジェクション数のＮＭＲ信号が収集され
るまで繰り返し行う制御系と、前記受信系で検出したＮ
ＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて成る磁気共鳴イメージング装置において、前記制
御系は、第1の高周波パルスを照射することによって生
じる第1のＮＭＲ信号を取得するとともに、第2の高周波
パルスを照射することによって生じる第2のＮＭＲ信号
を取得する制御を行い、この際、第１のＮＭＲ信号と第
2のＮＭＲ信号に異なる位相エンコードを付与する制御
を行う。好適には、前記第１のＮＭＲ信号を、第2の高
周波パルスを照射する前に取得するよう制御する。特に
好適には、第1のＮＭＲ信号を、位相エンコードによっ
て規定されるｋ空間の端部に配置し、第2のＮＭＲ信号
をｋ空間の中央部に配置する制御を行う。
【０００８】また本発明によるＭＲＩ装置は、被検体に
静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を
与える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルス
発生手段と、核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を
検出する受信系と、傾斜磁場と高周波パルスとＮＭＲ信
号の検出を所定のパルスシーケンスに従い所定のプロジ
ェクション数のＮＭＲ信号が収集されるまで繰り返し行
うシーケンサと、受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて
画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共
鳴イメージング装置において、パルスシーケンスは、第
１の高周波パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜
磁場を印加し、第１のＮＭＲ信号を検出するステップ
と、第１の位相エンコード傾斜磁場を打消す方向の第２
の位相エンコード傾斜磁場を印加した後、第２の高周波
パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜磁場の位相
エンコード量と異なる位相エンコード量の第３の位相エ
ンコード傾斜磁場を印加し、第２のＮＭＲ信号を検出す
るステップとを含み、信号処理系は、第１のＮＭＲ信号
及び第２のＮＭＲ信号を用いて１枚の断層像を得るもの
である。
静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を
与える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルス
発生手段と、核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を
検出する受信系と、傾斜磁場と高周波パルスとＮＭＲ信
号の検出を所定のパルスシーケンスに従い所定のプロジ
ェクション数のＮＭＲ信号が収集されるまで繰り返し行
うシーケンサと、受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて
画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共
鳴イメージング装置において、パルスシーケンスは、第
１の高周波パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜
磁場を印加し、第１のＮＭＲ信号を検出するステップ
と、第１の位相エンコード傾斜磁場を打消す方向の第２
の位相エンコード傾斜磁場を印加した後、第２の高周波
パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜磁場の位相
エンコード量と異なる位相エンコード量の第３の位相エ
ンコード傾斜磁場を印加し、第２のＮＭＲ信号を検出す
るステップとを含み、信号処理系は、第１のＮＭＲ信号
及び第２のＮＭＲ信号を用いて１枚の断層像を得るもの
である。
【０００９】
【作用】このように構成されたＭＲＩ方法及び装置で
は、第１のＮＭＲ信号の検出の前に印加する第１の位相
エンコード傾斜磁場の位相エンコード量と、第２のＮＭ
Ｒ信号検出の前に印加する第３の位相エンコード傾斜磁
場の位相エンコード量が異なるため、第１のＮＭＲ信号
の検出と第２のＮＭＲ信号の検出により、１回のパルス
シーケンスの実行により２プロジェクションのＮＭＲ信
号を収集できる。これにより、パルスシーケンスを所定
のプロジェクション数の半分の回数繰返すことにより、
プロジェクション数と同数のＮＭＲ信号の収集ができる
ため撮像時間を短縮できる。
は、第１のＮＭＲ信号の検出の前に印加する第１の位相
エンコード傾斜磁場の位相エンコード量と、第２のＮＭ
Ｒ信号検出の前に印加する第３の位相エンコード傾斜磁
場の位相エンコード量が異なるため、第１のＮＭＲ信号
の検出と第２のＮＭＲ信号の検出により、１回のパルス
シーケンスの実行により２プロジェクションのＮＭＲ信
号を収集できる。これにより、パルスシーケンスを所定
のプロジェクション数の半分の回数繰返すことにより、
プロジェクション数と同数のＮＭＲ信号の収集ができる
ため撮像時間を短縮できる。
【００１０】
【実施例】図３は、本発明によるＭＲＩ装置の一実施例
を示す全体概略構成図である。ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現
象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（ＣＰＵ）１１と、シーケ
ンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系（傾斜磁場
発生系）１４と、受信系１５と、信号処理系１６とから
成っている。
を示す全体概略構成図である。ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現
象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（ＣＰＵ）１１と、シーケ
ンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系（傾斜磁場
発生系）１４と、受信系１５と、信号処理系１６とから
成っている。
【００１１】静磁場発生磁石１０は、被検体１の周りに
その体軸方向または体軸と直交する方向に強く均一な静
磁場を発生させるもので、被検体１の周りのある広がり
をもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは
超電導方式の磁場発生手段が配置されている。シーケン
サ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検体１の断層
画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１３、磁
場勾配発生系１４、あるいは受信系１５に送り、後述す
るパルスシーケンスで、傾斜磁場及び高周波パルスを発
生させるとともにＮＭＲ信号を検出し、所定のプロジェ
クション数のＮＭＲ信号が収集されるようにする。
その体軸方向または体軸と直交する方向に強く均一な静
磁場を発生させるもので、被検体１の周りのある広がり
をもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは
超電導方式の磁場発生手段が配置されている。シーケン
サ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検体１の断層
画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１３、磁
場勾配発生系１４、あるいは受信系１５に送り、後述す
るパルスシーケンスで、傾斜磁場及び高周波パルスを発
生させるとともにＮＭＲ信号を検出し、所定のプロジェ
クション数のＮＭＲ信号が収集されるようにする。
【００１２】送信系１３は、高周波発信器１７と変調器
１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ
とからなり、高周波発信器１７から出力された高周波パ
ルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で振幅
変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅
器１９で増幅した後に被検体１に近接して配属された高
周波コイル２０ａに供給することにより、電磁波である
高周波パルスを被検体１に照射する。
１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ
とからなり、高周波発信器１７から出力された高周波パ
ルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で振幅
変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅
器１９で増幅した後に被検体１に近接して配属された高
周波コイル２０ａに供給することにより、電磁波である
高周波パルスを被検体１に照射する。
【００１３】磁場勾配発生系１４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸
方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイ
ルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、シーケンサ
１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源２２を起動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向
（周波数エンコード方向、位相エンコード方向及びスラ
イス方向）の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印
加するようになっている。スライス方向傾斜磁場の加え
方により、被検体１に対するスライス面を設定すること
ができ、また周波数エンコード方向及び位相エンコード
方向の傾斜磁場によりＮＭＲ信号に空間的位置情報を付
与する。
方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイ
ルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、シーケンサ
１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源２２を起動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向
（周波数エンコード方向、位相エンコード方向及びスラ
イス方向）の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印
加するようになっている。スライス方向傾斜磁場の加え
方により、被検体１に対するスライス面を設定すること
ができ、また周波数エンコード方向及び位相エンコード
方向の傾斜磁場によりＮＭＲ信号に空間的位置情報を付
与する。
【００１４】受信系１５は、受信側の高周波コイル２０
ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２
５とからなり、送信側の高周波コイル２０ａから照射さ
れた電磁波による被検体１の応答の電磁波であるＮＭＲ
信号を被検体１に近接して配置された高周波コイル２０
ｂで検出する。検出されたＮＭＲ信号は、増幅器２３お
よび直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入
力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ１２か
らの命令によるタイミングで直交位相検波器２４によリ
サンプリングされた二系列の収集データとされ、その信
号が信号処理系１６に送られるようになっている。
ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２
５とからなり、送信側の高周波コイル２０ａから照射さ
れた電磁波による被検体１の応答の電磁波であるＮＭＲ
信号を被検体１に近接して配置された高周波コイル２０
ｂで検出する。検出されたＮＭＲ信号は、増幅器２３お
よび直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入
力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ１２か
らの命令によるタイミングで直交位相検波器２４によリ
サンプリングされた二系列の収集データとされ、その信
号が信号処理系１６に送られるようになっている。
【００１５】信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と磁気ディ
スク２７および磁気テープ２８等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレィ２９とからなり、ＣＰＵ１１でフーリ
エ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行ない、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行なって得られた分布を画像化してディスプレィ２８に
表示するようになっている。なお、図３において、送信
側および受信側の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁
場コイル２１は、被検体１の周りの空間に配置された静
磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。
スク２７および磁気テープ２８等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレィ２９とからなり、ＣＰＵ１１でフーリ
エ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行ない、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行なって得られた分布を画像化してディスプレィ２８に
表示するようになっている。なお、図３において、送信
側および受信側の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁
場コイル２１は、被検体１の周りの空間に配置された静
磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。
【００１６】次にこのような構成におけるＭＲＩ装置の
パルスシーケンスについて説明する。図１は本発明の一
実施例を示すパルスシーケンス図である。図１において
ＲＦは高周波パルス、Ｇｚはスライス方向傾斜磁場、Ｇ
ｙは位相エンコード方向傾斜磁場、Ｇｘは周波数エンコ
ード方向傾斜磁場をそれぞれ示す。このパルスシーケン
スでは、スライス方向傾斜磁場１０３を印加し、９０°
高周波パルス１０１を照射する。これによりスライス方
向傾斜磁場１０３強度及び高周波パルス１０１波形で決
まる、被検体のスライス面のスピンが励起される。この
励起によってスピンから生じるＦＩＤ（自由減衰）信号
を第１のＮＭＲ信号Ｓ1として収集する。このため、ス
ライス方向傾斜磁場１０３と極性が反対のスライス方向
傾斜磁場１０４を印加するとともに、ＮＭＲ信号に位置
情報を与えるための位相エンコード傾斜磁場１０６及び
周波数エンコード傾斜磁場１１０を印加する。次いで、
周波数エンコード傾斜磁場１１１を印加すると同時にＮ
ＭＲ信号Ｓ1を収集する。ここで位相エンコード傾斜磁
場１０６によってスピンに付与された位相は、第２の位
相エンコード傾斜磁場１０７を印加することによって元
に戻される。即ち、位相エンコード傾斜磁場１０７は、
前に印加されている位相エンコード傾斜磁場１０６によ
る位相エンコード量を打消す振幅とする。
パルスシーケンスについて説明する。図１は本発明の一
実施例を示すパルスシーケンス図である。図１において
ＲＦは高周波パルス、Ｇｚはスライス方向傾斜磁場、Ｇ
ｙは位相エンコード方向傾斜磁場、Ｇｘは周波数エンコ
ード方向傾斜磁場をそれぞれ示す。このパルスシーケン
スでは、スライス方向傾斜磁場１０３を印加し、９０°
高周波パルス１０１を照射する。これによりスライス方
向傾斜磁場１０３強度及び高周波パルス１０１波形で決
まる、被検体のスライス面のスピンが励起される。この
励起によってスピンから生じるＦＩＤ（自由減衰）信号
を第１のＮＭＲ信号Ｓ1として収集する。このため、ス
ライス方向傾斜磁場１０３と極性が反対のスライス方向
傾斜磁場１０４を印加するとともに、ＮＭＲ信号に位置
情報を与えるための位相エンコード傾斜磁場１０６及び
周波数エンコード傾斜磁場１１０を印加する。次いで、
周波数エンコード傾斜磁場１１１を印加すると同時にＮ
ＭＲ信号Ｓ1を収集する。ここで位相エンコード傾斜磁
場１０６によってスピンに付与された位相は、第２の位
相エンコード傾斜磁場１０７を印加することによって元
に戻される。即ち、位相エンコード傾斜磁場１０７は、
前に印加されている位相エンコード傾斜磁場１０６によ
る位相エンコード量を打消す振幅とする。
【００１７】次にスライス方向傾斜磁場１０５を印加
し、１８０°高周波パルス１０２を照射する。この場合
１８０°高周波パルス１０２は、ＣＰＭＧ（Carr‐Purc
ell‐Meiboom‐Gill）条件を満足するように印加する。
これによりスピンは１８０度反転し、最初の励起から所
定のエコー時間後にエコー信号を生じる。ここでもエコ
ー信号に位相エンコード方向の位置情報を付与するため
に第３の位相エンコード傾斜磁場１０８を印加する。こ
の位相エンコード傾斜磁場１０８の振幅（位相エンコー
ド量）は、第１の位相エンコード傾斜磁場１０６とは異
なる値である。この後、周波数エンコード傾斜磁場１１
２を印加すると同時にエコー信号である第２のＮＭＲ信
号Ｓ2を収集する。次いで、前に印加されている位相エ
ンコード傾斜磁場１０８による位相エンコード量を打消
す振幅の位相エンコード傾斜磁場１０９を印加する。
し、１８０°高周波パルス１０２を照射する。この場合
１８０°高周波パルス１０２は、ＣＰＭＧ（Carr‐Purc
ell‐Meiboom‐Gill）条件を満足するように印加する。
これによりスピンは１８０度反転し、最初の励起から所
定のエコー時間後にエコー信号を生じる。ここでもエコ
ー信号に位相エンコード方向の位置情報を付与するため
に第３の位相エンコード傾斜磁場１０８を印加する。こ
の位相エンコード傾斜磁場１０８の振幅（位相エンコー
ド量）は、第１の位相エンコード傾斜磁場１０６とは異
なる値である。この後、周波数エンコード傾斜磁場１１
２を印加すると同時にエコー信号である第２のＮＭＲ信
号Ｓ2を収集する。次いで、前に印加されている位相エ
ンコード傾斜磁場１０８による位相エンコード量を打消
す振幅の位相エンコード傾斜磁場１０９を印加する。
【００１８】このパルスシーケンスを位相エンコード傾
斜磁場１０６〜１０９の振幅（位相エンコード量）を変
化させて繰返すことにより、画像に必要なプロジェクシ
ョン数と同数のＮＭＲ信号Ｓ1、Ｓ2を収集する。ここ
で、位相エンコード傾斜磁場の振幅の変化のさせ方、即
ち位相エンコード量の割り振りは、特に限定されるもの
ではないが、一般にエコー信号の方がコントラストの良
好な画像を得ることができ、診断に重要な情報は画像中
心に存在するので、画像中心の領域で第２のＮＭＲ信号
Ｓ2を利用するように割り振ることが望ましい。例え
ば、画像に必要なプロジェクション数（位相エンコード
数）が２５６の場合、ＮＭＲ信号Ｓ1収集前に印加され
る位相エンコード傾斜磁場１０３は、位相エンコード量
を６４〜１２８及び−６４〜−１２８まで変化させなが
ら、シーケンスを繰返し、プロジェクション数１２８分
のＮＭＲ信号Ｓ1を収集する。一方、ＮＭＲ信号Ｓ2収集
前に印加される位相エンコード傾斜磁場１１０は、位相
エンコード量を１〜±６４まで変化させて、やはりプロ
ジェクション数１２８分のＮＭＲ信号Ｓ2を収集する。
斜磁場１０６〜１０９の振幅（位相エンコード量）を変
化させて繰返すことにより、画像に必要なプロジェクシ
ョン数と同数のＮＭＲ信号Ｓ1、Ｓ2を収集する。ここ
で、位相エンコード傾斜磁場の振幅の変化のさせ方、即
ち位相エンコード量の割り振りは、特に限定されるもの
ではないが、一般にエコー信号の方がコントラストの良
好な画像を得ることができ、診断に重要な情報は画像中
心に存在するので、画像中心の領域で第２のＮＭＲ信号
Ｓ2を利用するように割り振ることが望ましい。例え
ば、画像に必要なプロジェクション数（位相エンコード
数）が２５６の場合、ＮＭＲ信号Ｓ1収集前に印加され
る位相エンコード傾斜磁場１０３は、位相エンコード量
を６４〜１２８及び−６４〜−１２８まで変化させなが
ら、シーケンスを繰返し、プロジェクション数１２８分
のＮＭＲ信号Ｓ1を収集する。一方、ＮＭＲ信号Ｓ2収集
前に印加される位相エンコード傾斜磁場１１０は、位相
エンコード量を１〜±６４まで変化させて、やはりプロ
ジェクション数１２８分のＮＭＲ信号Ｓ2を収集する。
【００１９】このように１回のパルスシーケンスを行う
ことにより、２つのＮＭＲ信号Ｓ1及びＳ2が得られるた
め、Ｋ空間に配置するＮＭＲ信号を得るためには、即ち
画像に必要なＮＭＲ信号を得るためには、所定のプロジ
ェクション数の半分の回数パルスシーケンスを繰返せば
よい。従って、このときのプロジェクション数をＰ、パ
ルスシーケンスの１回の繰返し時間をＴＲとすると、撮
像時間はＰ×ＴＲ（１／２）となり、従来のスピンエコ
ー法の１／２となる。
ことにより、２つのＮＭＲ信号Ｓ1及びＳ2が得られるた
め、Ｋ空間に配置するＮＭＲ信号を得るためには、即ち
画像に必要なＮＭＲ信号を得るためには、所定のプロジ
ェクション数の半分の回数パルスシーケンスを繰返せば
よい。従って、このときのプロジェクション数をＰ、パ
ルスシーケンスの１回の繰返し時間をＴＲとすると、撮
像時間はＰ×ＴＲ（１／２）となり、従来のスピンエコ
ー法の１／２となる。
【００２０】これらＮＭＲ信号Ｓ1、Ｓ2は所定の収集時
間ｔ1、ｔ2で収集された後、デジタル変換された後、所
定のタイミングでサンプリングされる。ここでＮＭＲ信
号の収集時間は、一般に長い方がＳＮ比がよくなるが、
繰返し時間ＴＲとの関係で決る所定の時間とする。また
ＮＭＲ信号Ｓ1はＦＩＤ信号であるため、その収集時間
ｔ1は、９０°高周波パルスと１８０°高周波パルスと
の間隔に依存することになる。従って、これらＮＭＲ信
号Ｓ1、Ｓ2の収集時間ｔ1、ｔ2が互いに異なる場合があ
るが、同数のサンプル数のＮＭＲ信号を得るために、Ｎ
ＭＲ信号のサンプリングタイムインターバルは各々、Ｎ
ＭＲ信号収集時間をサンプル数で除算した値とする。
間ｔ1、ｔ2で収集された後、デジタル変換された後、所
定のタイミングでサンプリングされる。ここでＮＭＲ信
号の収集時間は、一般に長い方がＳＮ比がよくなるが、
繰返し時間ＴＲとの関係で決る所定の時間とする。また
ＮＭＲ信号Ｓ1はＦＩＤ信号であるため、その収集時間
ｔ1は、９０°高周波パルスと１８０°高周波パルスと
の間隔に依存することになる。従って、これらＮＭＲ信
号Ｓ1、Ｓ2の収集時間ｔ1、ｔ2が互いに異なる場合があ
るが、同数のサンプル数のＮＭＲ信号を得るために、Ｎ
ＭＲ信号のサンプリングタイムインターバルは各々、Ｎ
ＭＲ信号収集時間をサンプル数で除算した値とする。
【００２１】図２は図１のパルスシーケンスで収集した
ＮＭＲ信号をフーリエ空間（Ｋ空間）へ配置したもので
ある。横軸はサンプル番号ｊ（ｊ＝１〜５１２）、縦軸
はプロジェクション番号ｉ（ｉ＝１〜２５６）である。
図示する実施例ではＫ空間上の領域を、ｉ＝１〜６４の
領域Ｒ1、ｉ＝６４〜１９２の領域Ｒ2及びｉ＝１９３〜
２５６の領域Ｒ3に分けて、領域Ｒ1と領域Ｒ3には、Ｎ
ＭＲ信号Ｓ1を配置し、領域Ｒ2には、ＮＭＲ信号Ｓ2を
配置している。このようにＫ空間上で、Ｓ1がＲ1及びＲ
3、Ｓ2がＲ2に対応するように図１の位相エンコード傾
斜磁場１０６〜１０９の振幅を制御する。図のようにフ
ーリエ空間（Ｋ空間）上に配置したＮＭＲ信号を２次元
フーリエ変換することにより被検体の断層像を得ること
ができる。このように領域を分けて、ＮＭＲ信号を配置
することにより、診断情報としての重要度に応じて信号
を利用できる。
ＮＭＲ信号をフーリエ空間（Ｋ空間）へ配置したもので
ある。横軸はサンプル番号ｊ（ｊ＝１〜５１２）、縦軸
はプロジェクション番号ｉ（ｉ＝１〜２５６）である。
図示する実施例ではＫ空間上の領域を、ｉ＝１〜６４の
領域Ｒ1、ｉ＝６４〜１９２の領域Ｒ2及びｉ＝１９３〜
２５６の領域Ｒ3に分けて、領域Ｒ1と領域Ｒ3には、Ｎ
ＭＲ信号Ｓ1を配置し、領域Ｒ2には、ＮＭＲ信号Ｓ2を
配置している。このようにＫ空間上で、Ｓ1がＲ1及びＲ
3、Ｓ2がＲ2に対応するように図１の位相エンコード傾
斜磁場１０６〜１０９の振幅を制御する。図のようにフ
ーリエ空間（Ｋ空間）上に配置したＮＭＲ信号を２次元
フーリエ変換することにより被検体の断層像を得ること
ができる。このように領域を分けて、ＮＭＲ信号を配置
することにより、診断情報としての重要度に応じて信号
を利用できる。
【００２２】尚、ＮＭＲ信号Ｓ2は、１８０°高周波パ
ルス照射後のエコー信号であるため静磁場不均一の影響
を相殺した信号であるが、ＮＭＲ信号Ｓ1は９０°高周
波パルス照射後のＦＩＤ信号であるため静磁場の不均一
の影響を含んでいる。しかしＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2と同一
Ｋ空間上に配置する場合には、Ｓ1とＳ2は周波数エンコ
ード方向に同位相でなければならないので、高い静磁場
の均一度が要求される。従って、本発明のＭＲＩ装置で
は、高い均一度が達成できる静磁場磁石を用いると共
に、必要に応じてＮＭＲ信号Ｓ1を補正することが好ま
しい。例えば、ＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2のゲイン差を補正す
ることによってリンギング等の少ない画像を得ることが
可能である。
ルス照射後のエコー信号であるため静磁場不均一の影響
を相殺した信号であるが、ＮＭＲ信号Ｓ1は９０°高周
波パルス照射後のＦＩＤ信号であるため静磁場の不均一
の影響を含んでいる。しかしＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2と同一
Ｋ空間上に配置する場合には、Ｓ1とＳ2は周波数エンコ
ード方向に同位相でなければならないので、高い静磁場
の均一度が要求される。従って、本発明のＭＲＩ装置で
は、高い均一度が達成できる静磁場磁石を用いると共
に、必要に応じてＮＭＲ信号Ｓ1を補正することが好ま
しい。例えば、ＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2のゲイン差を補正す
ることによってリンギング等の少ない画像を得ることが
可能である。
【００２３】以上の実施例では、１回のシーケンスで１
組のＮＭＲ信号を収集する場合について述べたが、ＮＭ
Ｒ信号の信号対雑音比を向上するため、同じＮＭＲ信号
を複数回収集し、加算してもよい。更に本発明のＭＲＩ
装置におけるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法
と組合せてもよい。即ち、図１のパルスシーケンスの後
に複数の１８０°高周波パルスを照射するとともに、位
相エンコード量の異なる位相エンコード傾斜磁場を印加
して、複数のＮＭＲ信号を収集し、収集したＮＭＲ信号
をＫ空間に配置してもよい。これにより、さらに撮像時
間を短縮することができる。
組のＮＭＲ信号を収集する場合について述べたが、ＮＭ
Ｒ信号の信号対雑音比を向上するため、同じＮＭＲ信号
を複数回収集し、加算してもよい。更に本発明のＭＲＩ
装置におけるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法
と組合せてもよい。即ち、図１のパルスシーケンスの後
に複数の１８０°高周波パルスを照射するとともに、位
相エンコード量の異なる位相エンコード傾斜磁場を印加
して、複数のＮＭＲ信号を収集し、収集したＮＭＲ信号
をＫ空間に配置してもよい。これにより、さらに撮像時
間を短縮することができる。
【００２４】
【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明のＭＲＩ装置によれば、９０°パルス印加後及び
１８０°高周波パルス印加後においてそれぞれ振幅の異
なる位相エンコード傾斜磁場を印加して、プロジェクシ
ョン番号の異なる２つのＮＭＲ信号を収集するようにし
たので、１回の計測で２プロジェクションの情報を収集
することができ、撮像時間を短縮することができる。
本発明のＭＲＩ装置によれば、９０°パルス印加後及び
１８０°高周波パルス印加後においてそれぞれ振幅の異
なる位相エンコード傾斜磁場を印加して、プロジェクシ
ョン番号の異なる２つのＮＭＲ信号を収集するようにし
たので、１回の計測で２プロジェクションの情報を収集
することができ、撮像時間を短縮することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるＭＲＩ装置の一実施例を示すシー
ケンス図。
ケンス図。
【図２】図１のシーケンス図より得たＮＭＲ信号をＫ空
間に配置した図。
間に配置した図。
【図３】本発明によるＭＲＩ装置のブロック図。
【図４】従来のＭＲＩ装置のパルスシーケンス図。
【図５】図４のシーケンス図より得たＮＭＲ信号をＫ空
間に配置した図。
間に配置した図。
１・・・・・・被検体
１０・・・・・・静磁場発生磁石
１４・・・・・・傾斜磁場発生系
１２・・・・・・シーケンサ
１６・・・・・・信号処理系
１０１・・・・・・第１の高周波パルス
１０２・・・・・・第２の高周波パルス
１０６・・・・・・第１の位相エンコード傾斜磁場
１０７・・・・・・第２の位相エンコード傾斜磁場
１０８・・・・・・第３の位相エンコード傾斜磁場
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、前記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段
と、前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせる高周波パルス発生手段と、前記核
磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する受信系
と、前記傾斜磁場及び前記高周波パルスの発生及び前記
ＮＭＲ信号の検出までのシーケンスを所定のプロジェク
ション数のＮＭＲ信号が収集されるまで繰り返し行うシ
ーケンサと、前記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて
画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共
鳴イメージング装置において、 前記シーケンサは、第１の高周波パルスを照射し、第１
の位相エンコード傾斜磁場を印加し、第１のＮＭＲ信号
を検出するステップと、前記第１の位相エンコード傾斜
磁場を打消す方向の第２の位相エンコード傾斜磁場を印
加した後、第２の高周波パルスを照射し、前記第１の位
相エンコード傾斜磁場の位相エンコード量と異なる位相
エンコード量の第３の位相エンコード傾斜磁場を印加
し、第２のＮＭＲ信号を検出するステップとを含むシー
ケンスを繰り返し、前記信号処理系は、前記第１のＮＭ
Ｒ信号及び前記第２のＮＭＲ信号を用いて１枚の断層像
を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、前記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段
と、前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせる高周波パルス発生手段と、前記核
磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する受信系
と、前記傾斜磁場及び前記高周波パルスの発生及び前記
ＮＭＲ信号の検出までのシーケンスを所定のプロジェク
ション数のＮＭＲ信号が収集されるまで繰り返し行う制
御系と、前記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像
再構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イ
メージング装置において、 前記制御系は、第１の高周波パルスを照射することによ
って生じる第１のＮＭＲ信号を取得するとともに、第２
の高周波パルスを照射することによって生じる第２のＮ
ＭＲ信号を取得する制御を行い、この際、第１のＮＭＲ
信号に付与した位相エンコードを打ち消して第１のＮＭ
Ｒ信号と第２のＮＭＲ信号に異なる位相エンコードを付
与する制御を行い、第１のＮＭＲ信号及び第２のＮＭＲ
信号を用いて１枚の断層像を再構成することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】前記制御系は、前記第１および第２のＮＭ
Ｒ信号を、位相エンコードによって規定されるｋ空間に
配置し、その際、第１のＮＭＲ信号を前記ｋ空間の端部
に、第２のＮＭＲ信号を前記ｋ空間の中央部に配置する
制御を行うことを特徴とする請求項１または２に記載の
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】前記信号処理系は、第１のＮＭＲ信号と第
２のＮＭＲ信号のゲイン差を補正後、１枚の断層像を再
構成することを特徴とする請求項１ないし３いずれか１
項記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07225594A JP3478867B2 (ja) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07225594A JP3478867B2 (ja) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07275221A JPH07275221A (ja) | 1995-10-24 |
| JP3478867B2 true JP3478867B2 (ja) | 2003-12-15 |
Family
ID=13484010
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP07225594A Expired - Fee Related JP3478867B2 (ja) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3478867B2 (ja) |
-
1994
- 1994-04-11 JP JP07225594A patent/JP3478867B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07275221A (ja) | 1995-10-24 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20030826 |
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