JP2002191574A - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング方法及び装置Info
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- JP2002191574A JP2002191574A JP2000397768A JP2000397768A JP2002191574A JP 2002191574 A JP2002191574 A JP 2002191574A JP 2000397768 A JP2000397768 A JP 2000397768A JP 2000397768 A JP2000397768 A JP 2000397768A JP 2002191574 A JP2002191574 A JP 2002191574A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 高速でかつ水信号と脂肪信号を良好に分離す
ることが可能な磁気共鳴画像撮影方法を提供することに
ある。 【解決手段】 １回の励起パルス101の照射に対して読
み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信
号141,142を得て、異なる共鳴周波数を有する組織１と
組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタイ
ミングで計測した信号141,142を加減算する。
ることが可能な磁気共鳴画像撮影方法を提供することに
ある。 【解決手段】 １回の励起パルス101の照射に対して読
み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信
号141,142を得て、異なる共鳴周波数を有する組織１と
組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタイ
ミングで計測した信号141,142を加減算する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）
現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気
共鳴イメージング（ＭＲＩ）方法を用い、被検体内に存
在する異なる共鳴周波数を有する２種類の組織（代表的
には脂肪成分主体の組織と水成分主体の組織）のそれぞ
れの信号を主体とする画像を高速に撮影する磁気共鳴イ
メージング方法及び装置に関する。
現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気
共鳴イメージング（ＭＲＩ）方法を用い、被検体内に存
在する異なる共鳴周波数を有する２種類の組織（代表的
には脂肪成分主体の組織と水成分主体の組織）のそれぞ
れの信号を主体とする画像を高速に撮影する磁気共鳴イ
メージング方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】一般にＭＲＩで身体の断層像を撮影する
場合、水成分主体の組織からの信号（以下、「水信号」
と称する）と脂肪成分主体の組織からの信号（以下、
「脂肪信号」と称する）からなる像が同一の画像上に混
在するが、場合によっては脂肪信号が診断の障害になる
ケースがある。このような場合に脂肪信号を抑制する必
要が生じる。この際、磁場強度の高い装置（例えば、
１．５Ｔ程度）では、脂肪組織のみを選択的に励起して
信号を飽和させる手法を用いるが、比較的磁場強度の低
い装置では、水成分と脂肪成分の共鳴周波数差が小さい
ため、この手法で良好に脂肪組織の信号を抑制すること
は一般的に困難である。
場合、水成分主体の組織からの信号（以下、「水信号」
と称する）と脂肪成分主体の組織からの信号（以下、
「脂肪信号」と称する）からなる像が同一の画像上に混
在するが、場合によっては脂肪信号が診断の障害になる
ケースがある。このような場合に脂肪信号を抑制する必
要が生じる。この際、磁場強度の高い装置（例えば、
１．５Ｔ程度）では、脂肪組織のみを選択的に励起して
信号を飽和させる手法を用いるが、比較的磁場強度の低
い装置では、水成分と脂肪成分の共鳴周波数差が小さい
ため、この手法で良好に脂肪組織の信号を抑制すること
は一般的に困難である。
【０００３】そこで、従来、比較的磁場強度の低い装置
で脂肪信号を抑制する手法として、Dixonが提唱した手
法があり、一般にDixon法と呼ばれている。Dixon法は、
ＳＥ法あるいはＧＥ法で２回の計測を１組として行い、
１回は水信号と脂肪信号の位相が略同一（以下、「In P
hase」と称する）であるように設定し、他の１回は両信
号の位相が略１８０°の差を持つ（以下、「Out of Pha
se」と称する）ように設定して行う。このような２回の
計測の組を画像作成に必要な位相エンコード数に応じた
回数分行い、取得した２回分の生データを加算あるいは
減算することにより、水信号主体の画像and/or脂肪信号
主体の画像を得るものである。
で脂肪信号を抑制する手法として、Dixonが提唱した手
法があり、一般にDixon法と呼ばれている。Dixon法は、
ＳＥ法あるいはＧＥ法で２回の計測を１組として行い、
１回は水信号と脂肪信号の位相が略同一（以下、「In P
hase」と称する）であるように設定し、他の１回は両信
号の位相が略１８０°の差を持つ（以下、「Out of Pha
se」と称する）ように設定して行う。このような２回の
計測の組を画像作成に必要な位相エンコード数に応じた
回数分行い、取得した２回分の生データを加算あるいは
減算することにより、水信号主体の画像and/or脂肪信号
主体の画像を得るものである。
【０００４】しかし、Dixon法は、１枚の水信号のみの
画像を作成するために、同様の分解能を持つ通常の画像
を撮影する場合の２倍の撮影時間を必要とし、被検者の
負担軽減や検査の効率向上の点から改善が望まれてい
た。また、近年、Gd造影剤などを用い、時々刻々の信号
変化を観察するダイナミックスタディなども普及し、脂
肪信号を抑制した画像を短時間で高速に得る必要も増加
してきた。
画像を作成するために、同様の分解能を持つ通常の画像
を撮影する場合の２倍の撮影時間を必要とし、被検者の
負担軽減や検査の効率向上の点から改善が望まれてい
た。また、近年、Gd造影剤などを用い、時々刻々の信号
変化を観察するダイナミックスタディなども普及し、脂
肪信号を抑制した画像を短時間で高速に得る必要も増加
してきた。
【０００５】そこで、このような要望に対して、例え
ば、特開昭６２−０５４１４９号公報や特開平１−１９
０３４２号公報などに記載された方法が知られている。
特開昭６２−０５４１４９号公報に記載された方法は、
高速化を実現するために、ＳＥ法の２エコー計測を応用
したものである。１エコー目信号をIn Phase状態に設定
し、２エコー目信号をOut of Phase状態に設定すること
により、１度の９０°励起パルス照射で、In PhaseとOu
t of Phaseの両信号を得るものである。この方法による
と、従来Dixon法で通常撮影の２倍の撮影時間を要した
ところを、通常撮影と同等の時間で水信号主体あるいは
脂肪信号主体の画像を得ることができる。
ば、特開昭６２−０５４１４９号公報や特開平１−１９
０３４２号公報などに記載された方法が知られている。
特開昭６２−０５４１４９号公報に記載された方法は、
高速化を実現するために、ＳＥ法の２エコー計測を応用
したものである。１エコー目信号をIn Phase状態に設定
し、２エコー目信号をOut of Phase状態に設定すること
により、１度の９０°励起パルス照射で、In PhaseとOu
t of Phaseの両信号を得るものである。この方法による
と、従来Dixon法で通常撮影の２倍の撮影時間を要した
ところを、通常撮影と同等の時間で水信号主体あるいは
脂肪信号主体の画像を得ることができる。
【０００６】また、特開平１−１９０３４２号公報に記
載された方法は、高速化を実現するために、超高速撮像
法であるＥＰＩ法を応用したものである。この方法で
は、水信号と脂肪信号を分離して画像化するために、励
起パルスから信号計測までの時間間隔を調整し、両信号
の位相が９０°の差を持つように設定する。これによ
り、理想的には水信号と脂肪信号は生データの実部と虚
部に分離されるため、実部のみあるいは虚部のみの生デ
ータを再構成するごとにより水信号主体の画像と脂肪信
号主体の画像が得られることになる。また、この方法で
は、信号計測法としてＥＰＩ法を用いているため、高速
化においては十分に目的を達することが可能である。
載された方法は、高速化を実現するために、超高速撮像
法であるＥＰＩ法を応用したものである。この方法で
は、水信号と脂肪信号を分離して画像化するために、励
起パルスから信号計測までの時間間隔を調整し、両信号
の位相が９０°の差を持つように設定する。これによ
り、理想的には水信号と脂肪信号は生データの実部と虚
部に分離されるため、実部のみあるいは虚部のみの生デ
ータを再構成するごとにより水信号主体の画像と脂肪信
号主体の画像が得られることになる。また、この方法で
は、信号計測法としてＥＰＩ法を用いているため、高速
化においては十分に目的を達することが可能である。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特開昭
６２−０５４１４９号公報に記載された方法では、１８
０°パルスを用いるＳＥ法であること、１度に２エコー
分の信号しか得られないことから、さらなる高速化は困
難であるという問題があった。
６２−０５４１４９号公報に記載された方法では、１８
０°パルスを用いるＳＥ法であること、１度に２エコー
分の信号しか得られないことから、さらなる高速化は困
難であるという問題があった。
【０００８】また、特開平１−１９０３４２号公報に記
載された方法では、装置固有の磁場不均一あるいは被検
者が静磁場中に入ることにより生じる磁場不均一などに
よる信号の位相変化の影響を大きく受けるため、水信号
と脂肪信号が良好に分離できないという問題があった。
載された方法では、装置固有の磁場不均一あるいは被検
者が静磁場中に入ることにより生じる磁場不均一などに
よる信号の位相変化の影響を大きく受けるため、水信号
と脂肪信号が良好に分離できないという問題があった。
【０００９】以上のように、従来の方法では、水信号と
脂肪信号を良好に分離できるが高速化に限界があるか、
あるいは高速化は可能だが水信号と脂肪信号の分離に間
題がある、などのように水信号と脂肪信号の良好な分離
と高速化の２つの要望を同時に満すことができないとい
う問題があった。
脂肪信号を良好に分離できるが高速化に限界があるか、
あるいは高速化は可能だが水信号と脂肪信号の分離に間
題がある、などのように水信号と脂肪信号の良好な分離
と高速化の２つの要望を同時に満すことができないとい
う問題があった。
【００１０】本発明の目的は、高速でかつ水信号と脂肪
信号を良好に分離することが可能な磁気共鳴画像撮影方
法を提供することにある。
信号を良好に分離することが可能な磁気共鳴画像撮影方
法を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与
え、励起パルスを繰り返し照射して、被検体の生体組織
の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出して、このエコー信号を用いて画像再構成演算を行う
磁気共鳴画像撮影方法において、１回の励起パルス照射
に対して読み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数
のエコー信号を得て、異なる共鳴周波数を有する組織１
と組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタ
イミングで計測した信号を加減算するようにしたもので
ある。 （２）また、被検体の置かれた空間に静磁場を発生する
静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾
斜磁場発生手段と、前記被検体に磁気共鳴現象を起こさ
せるための励起パルスを印加する高周波パルス発生手段
と、前記被検体より得られたエコー信号に基づいて画像
再構成演算を行なうと共に前記傾斜磁場、高周波パルス
を所定のシーケンスに従って印加するよう制御する制御
手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前
記制御手段は、１回の励起パルスと極性反転させた傾斜
磁場の印加により複数のエコー信号を得るシーケンスを
実行し、前記複数のエコー信号のうち異なる共鳴周波数
を有する組織１と組織２の位相が同位相のエコー信号と
逆位相のエコー信号とを加算あるいは減算するようにし
たものである。 （３）さらにまた、前記制御手段は、少なくとも１個の
同位相のエコー信号と少なくとも１個の逆位相のエコー
信号を組とした複数組のエコー信号群は、それぞれ異な
る位相エンコード量となるよう傾斜磁場を印加するよう
にしてもよい。
るために、本発明は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与
え、励起パルスを繰り返し照射して、被検体の生体組織
の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出して、このエコー信号を用いて画像再構成演算を行う
磁気共鳴画像撮影方法において、１回の励起パルス照射
に対して読み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数
のエコー信号を得て、異なる共鳴周波数を有する組織１
と組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタ
イミングで計測した信号を加減算するようにしたもので
ある。 （２）また、被検体の置かれた空間に静磁場を発生する
静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾
斜磁場発生手段と、前記被検体に磁気共鳴現象を起こさ
せるための励起パルスを印加する高周波パルス発生手段
と、前記被検体より得られたエコー信号に基づいて画像
再構成演算を行なうと共に前記傾斜磁場、高周波パルス
を所定のシーケンスに従って印加するよう制御する制御
手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前
記制御手段は、１回の励起パルスと極性反転させた傾斜
磁場の印加により複数のエコー信号を得るシーケンスを
実行し、前記複数のエコー信号のうち異なる共鳴周波数
を有する組織１と組織２の位相が同位相のエコー信号と
逆位相のエコー信号とを加算あるいは減算するようにし
たものである。 （３）さらにまた、前記制御手段は、少なくとも１個の
同位相のエコー信号と少なくとも１個の逆位相のエコー
信号を組とした複数組のエコー信号群は、それぞれ異な
る位相エンコード量となるよう傾斜磁場を印加するよう
にしてもよい。
【００１２】これにより、１つの励起パルスに対して読
み出し傾斜磁場パルスの極性を反転して連続して複数個
のエコー信号を計測することにより、高速に画像再構成
に必要な信号データを取得することが可能となり、ま
た、同位相のタイミングと逆位相のタイミングで計測し
た信号を加減算することにより、磁場不均一などにも影
響を受け難く各組識からの信号主体の画像を良好に分離
し得るものとなる。
み出し傾斜磁場パルスの極性を反転して連続して複数個
のエコー信号を計測することにより、高速に画像再構成
に必要な信号データを取得することが可能となり、ま
た、同位相のタイミングと逆位相のタイミングで計測し
た信号を加減算することにより、磁場不均一などにも影
響を受け難く各組識からの信号主体の画像を良好に分離
し得るものとなる。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、図１〜図３を用いて、本発
明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法の処理内容
について説明する。図１は、本発明の一実施形態による
磁気共鳴画像撮影方法の処理内容を示すフローチャート
である。図２は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画
像撮影方法による処理時のパルスシーケンス図である。
図２（Ａ）は、励起ＲＦパルス（ＲＦ）の印加タイミン
グを示しており、図２（Ｂ）は、スライス選択傾斜磁場
パルス（Ｇｓ）の印加タイミングを示しており、図２
（Ｃ）は、位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）の印
加タイミングを示しており、図２（Ｄ）は、信号読み出
し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）の印加タイミングを示してい
る。図３は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮
影方法による処理時の信号位相の説明図である。
明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法の処理内容
について説明する。図１は、本発明の一実施形態による
磁気共鳴画像撮影方法の処理内容を示すフローチャート
である。図２は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画
像撮影方法による処理時のパルスシーケンス図である。
図２（Ａ）は、励起ＲＦパルス（ＲＦ）の印加タイミン
グを示しており、図２（Ｂ）は、スライス選択傾斜磁場
パルス（Ｇｓ）の印加タイミングを示しており、図２
（Ｃ）は、位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）の印
加タイミングを示しており、図２（Ｄ）は、信号読み出
し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）の印加タイミングを示してい
る。図３は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮
影方法による処理時の信号位相の説明図である。
【００１４】図１のステップｓ２０１において、ＭＲＩ
（磁気共鳴イメージング）装置は、処理を開始する。
（磁気共鳴イメージング）装置は、処理を開始する。
【００１５】次に、ステップｓ２０２において、ＭＲＩ
装置は、図２（Ａ）に示すように、ＭＲ信号を得るため
のＲＦパルス１０１を照射する。また、同時に、図２
（Ｂ）に示すように、Ｇｓパルス１１３を印加して、所
望のスライス厚とスライス位置を選択した後、Ｇｓパル
ス１１４を印加して、Ｇｓパルス１１３の印加による励
起領域内のスライス選択方向の信号位相拡散を再収束さ
せる。
装置は、図２（Ａ）に示すように、ＭＲ信号を得るため
のＲＦパルス１０１を照射する。また、同時に、図２
（Ｂ）に示すように、Ｇｓパルス１１３を印加して、所
望のスライス厚とスライス位置を選択した後、Ｇｓパル
ス１１４を印加して、Ｇｓパルス１１３の印加による励
起領域内のスライス選択方向の信号位相拡散を再収束さ
せる。
【００１６】次に、ステップｓ２０３において、ＭＲＩ
装置は、図２（Ｂ）に示すように、第ｉ番目の位相エン
コードパルス（Ｇｓ）１１４を印加し、また、Ｇｓパル
ス１１４の印加と略同時に、図２（Ｃ）に示すように、
位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）１２１を印加
し、ＭＲ信号に第ｉ番目の位相エンコード量を与える。
また同様に、図２（Ｄ）に示すように、信号読み出し傾
斜磁場パルス（Ｇｒ）１３１を印加し、ＭＲ信号に予備
的な位相拡散を与える。なお、Ｇｐパルス１２１が梯子
状に描画されているのは、設定条件によっては、Ｇｐパ
ルス１２１の強度を順次変化させつつ、図２のパターン
を繰り返し実施することを示している。
装置は、図２（Ｂ）に示すように、第ｉ番目の位相エン
コードパルス（Ｇｓ）１１４を印加し、また、Ｇｓパル
ス１１４の印加と略同時に、図２（Ｃ）に示すように、
位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）１２１を印加
し、ＭＲ信号に第ｉ番目の位相エンコード量を与える。
また同様に、図２（Ｄ）に示すように、信号読み出し傾
斜磁場パルス（Ｇｒ）１３１を印加し、ＭＲ信号に予備
的な位相拡散を与える。なお、Ｇｐパルス１２１が梯子
状に描画されているのは、設定条件によっては、Ｇｐパ
ルス１２１の強度を順次変化させつつ、図２のパターン
を繰り返し実施することを示している。
【００１７】次に、ステップｓ２０４において、ＭＲＩ
装置は、図２（Ｄ）に示すように、奇数番目読み出し傾
斜磁場パルス（Ｇｒ）１３２を印加しつつ、図２（Ｅ）
に示す信号１４１を計測する。
装置は、図２（Ｄ）に示すように、奇数番目読み出し傾
斜磁場パルス（Ｇｒ）１３２を印加しつつ、図２（Ｅ）
に示す信号１４１を計測する。
【００１８】次に、ステップｓ２０５において、ＭＲＩ
装置は、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３２の
極性を反転した偶数番目読み出し傾斜磁場パルス（Ｇ
ｒ）１３３を印加しつつ、図２（Ｅ）に示す信号１４２
を計測する。
装置は、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３２の
極性を反転した偶数番目読み出し傾斜磁場パルス（Ｇ
ｒ）１３３を印加しつつ、図２（Ｅ）に示す信号１４２
を計測する。
【００１９】このように信号を計測する際、信号１４１
と信号１４２，信号１４３と信号１４４，信号１４５と
信号１４６のピーク位置間の時間τは、組織１（代表的
には水主体の組織）と組織２（代表的には脂肪主体組
織）の信号位相が１８０°の略奇数倍になるように設定
する。τの値は例えば、静磁場強度０．３Ｔの装置では
約１１ｍｓになる。
と信号１４２，信号１４３と信号１４４，信号１４５と
信号１４６のピーク位置間の時間τは、組織１（代表的
には水主体の組織）と組織２（代表的には脂肪主体組
織）の信号位相が１８０°の略奇数倍になるように設定
する。τの値は例えば、静磁場強度０．３Ｔの装置では
約１１ｍｓになる。
【００２０】次に、ステップｓ２０６において、ＭＲＩ
装置は、１回の励起に対する全てのエコー信号を取得済
みかどうかの判定を行い、取得済みでない場合にはステ
ップｓ２０７に進み、取得が済むとステップｓ２０８に
進む。
装置は、１回の励起に対する全てのエコー信号を取得済
みかどうかの判定を行い、取得済みでない場合にはステ
ップｓ２０７に進み、取得が済むとステップｓ２０８に
進む。
【００２１】１回の励起に対する全てのエコー信号の取
得が済んでいなければ、ステップｓ２０７において、Ｍ
ＲＩ装置は、ｉに、ｋ（ｊ）（ｋ（ｊ）は任意の数）を
加算する。加算処理が終了すると、ステップｓ２０３に
戻り、ステップｓ２０３〜ｓ２０５の処理を繰り返す。
得が済んでいなければ、ステップｓ２０７において、Ｍ
ＲＩ装置は、ｉに、ｋ（ｊ）（ｋ（ｊ）は任意の数）を
加算する。加算処理が終了すると、ステップｓ２０３に
戻り、ステップｓ２０３〜ｓ２０５の処理を繰り返す。
【００２２】即ち、図２（Ｃ）に示すように、Ｇｐパル
ス１２２を印加することにより、ＭＲ信号に、第（ｉ＋
ｋ（ｊ１））番目（ｋ（ｊ１）は任意の数）の位相エン
コード量を与え、続いて、図２（Ｄ）に示すように、Ｇ
ｒパルス１３４を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すよう
に、信号１４３を計測し、次に、図２（Ｄ）に示すよう
に、Ｇｒパルスの極性を反転したＧｒパルス１３５を印
加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号１４４を計測
する。
ス１２２を印加することにより、ＭＲ信号に、第（ｉ＋
ｋ（ｊ１））番目（ｋ（ｊ１）は任意の数）の位相エン
コード量を与え、続いて、図２（Ｄ）に示すように、Ｇ
ｒパルス１３４を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すよう
に、信号１４３を計測し、次に、図２（Ｄ）に示すよう
に、Ｇｒパルスの極性を反転したＧｒパルス１３５を印
加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号１４４を計測
する。
【００２３】同様に、図２（Ｃ）に示すように、Ｇｐパ
ルス１２３を印加しＭＲ信号に第（ｉ＋ｋ（ｊ２））番
目（ｋ（ｊ２）は任意の数）の位相エンコード量を与え
た後、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３６およ
び１３７を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号
１４５および１４６を計測する。
ルス１２３を印加しＭＲ信号に第（ｉ＋ｋ（ｊ２））番
目（ｋ（ｊ２）は任意の数）の位相エンコード量を与え
た後、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３６およ
び１３７を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号
１４５および１４６を計測する。
【００２４】なお、ｉ、ｋ（ｊ１）、ｋ（ｊ２）は、そ
れぞれパルスシーケンスの１回あるいは複数回の実施に
より、画像再構成に必要な位相エンコード量を与えられ
た全ての信号データが取得できるように設定する。
れぞれパルスシーケンスの１回あるいは複数回の実施に
より、画像再構成に必要な位相エンコード量を与えられ
た全ての信号データが取得できるように設定する。
【００２５】ステップｓ２０６の判定で、１回の励起に
対する全てのエコー信号の取得が済んでいる場合、ステ
ップｓ２０８において、ＭＲＩ装置は、画像再構成に必
要な全ての信号を取得済みかどうかの判定を行う。全て
の信号の取得が済んでいなければ、ステップｓ２０９に
て、ｉに、１を加算して、ステップｓ２０２〜ｓ２０６
のＲＦ励起から信号計測までの処理を繰り返す。
対する全てのエコー信号の取得が済んでいる場合、ステ
ップｓ２０８において、ＭＲＩ装置は、画像再構成に必
要な全ての信号を取得済みかどうかの判定を行う。全て
の信号の取得が済んでいなければ、ステップｓ２０９に
て、ｉに、１を加算して、ステップｓ２０２〜ｓ２０６
のＲＦ励起から信号計測までの処理を繰り返す。
【００２６】ステップｓ２０８の判定で、画像再構成に
必要な全ての信号を取得済みの場合には、ステップｓ２
１０において、ＭＲＩ装置は、奇数番目のエコー信号と
偶数番目のエコー信号の生データを、位相エンコード量
が対応するものどうしで加算and/or減算する。
必要な全ての信号を取得済みの場合には、ステップｓ２
１０において、ＭＲＩ装置は、奇数番目のエコー信号と
偶数番目のエコー信号の生データを、位相エンコード量
が対応するものどうしで加算and/or減算する。
【００２７】ここで、図３を用いて、上述のようにして
計測を行った場合における組織１と組織２の信号の位相
について説明する。
計測を行った場合における組織１と組織２の信号の位相
について説明する。
【００２８】上述したように、信号１４１と信号１４２
間、信号１４３と信号１４４間、信号１４５と信号１４
６間の間隔τは、組織１と組織２の信号位相が１８０°
の略奇数倍になるように設定しているため、信号１４
１，信号１４３，信号１４５では、図３（Ａ）に示すよ
うに、組織１と組織２の信号位相は同位相になり、図３
（Ｂ）に示すように、信号１４２，信号１４４，信号１
４６では両者の信号位相は逆位相になる。なお、信号１
４２と信号１４３，信号１４４と信号１４５の間の時間
は代表的にはτと同一とするが、組織１と組織２の信号
位相が１８０°の略奇数倍になるように設定しても良い
ものである。
間、信号１４３と信号１４４間、信号１４５と信号１４
６間の間隔τは、組織１と組織２の信号位相が１８０°
の略奇数倍になるように設定しているため、信号１４
１，信号１４３，信号１４５では、図３（Ａ）に示すよ
うに、組織１と組織２の信号位相は同位相になり、図３
（Ｂ）に示すように、信号１４２，信号１４４，信号１
４６では両者の信号位相は逆位相になる。なお、信号１
４２と信号１４３，信号１４４と信号１４５の間の時間
は代表的にはτと同一とするが、組織１と組織２の信号
位相が１８０°の略奇数倍になるように設定しても良い
ものである。
【００２９】ステップｓ２１０では、次にようにして、
計測した信号データを用いて組織１からの信号主体の画
像と組織２からの信号主体の画像を作成する。
計測した信号データを用いて組織１からの信号主体の画
像と組織２からの信号主体の画像を作成する。
【００３０】例えば、信号１４１では組織１と組織２の
信号が同位相であるのに対し、信号１４２では両組織の
信号は逆位相である。従って、これらの信号データを画
像再構成する前の生データの段階で加算することによ
り、組織２の信号は打ち消し合い主に組織１の信号のみ
が残る。同様に、信号１４３と信号１４４，信号１４５
と信号１４６、さらには計測した全ての信号データにつ
いて同様に、同一の位相エンコード量を与えられた隣接
する信号データ同士を加算することにより、画像再構成
に必要な全ての信号データに対して主に組織１の信号の
みを有する信号データが得られる。
信号が同位相であるのに対し、信号１４２では両組織の
信号は逆位相である。従って、これらの信号データを画
像再構成する前の生データの段階で加算することによ
り、組織２の信号は打ち消し合い主に組織１の信号のみ
が残る。同様に、信号１４３と信号１４４，信号１４５
と信号１４６、さらには計測した全ての信号データにつ
いて同様に、同一の位相エンコード量を与えられた隣接
する信号データ同士を加算することにより、画像再構成
に必要な全ての信号データに対して主に組織１の信号の
みを有する信号データが得られる。
【００３１】同様に同一の位相エンコード量を与えられ
た隣接する信号データ同士を減算することにより、組織
１の信号は打ち消しあい主に組織２の信号のみが残る。
た隣接する信号データ同士を減算することにより、組織
１の信号は打ち消しあい主に組織２の信号のみが残る。
【００３２】次に、ステップｓ２１１において、ＭＲＩ
装置は、ステップｓ２１０において得られた加算／減算
結果の生データを、画像再構成し、結果の画像を得て、
ステップｓ２１２にて、処理を終了する。
装置は、ステップｓ２１０において得られた加算／減算
結果の生データを、画像再構成し、結果の画像を得て、
ステップｓ２１２にて、処理を終了する。
【００３３】このように、加算した結果の信号データに
対して、画像再構成演算を行うことにより、組織１から
の信号主体の画像を得ることができる。また、減算した
結果の信号データに対して、画像再構成演算を行うこと
により、組織２からの信号主体の画像を得ることができ
る。
対して、画像再構成演算を行うことにより、組織１から
の信号主体の画像を得ることができる。また、減算した
結果の信号データに対して、画像再構成演算を行うこと
により、組織２からの信号主体の画像を得ることができ
る。
【００３４】なお、ステップｓ２０２からｓ２０６の間
に計測しないエコー信号が存在しても良いものである。
また、ステップｓ２０４を奇数番目、ｓ２０５を偶数番
目としているが、これは奇数と偶数が逆でもよいもので
ある。
に計測しないエコー信号が存在しても良いものである。
また、ステップｓ２０４を奇数番目、ｓ２０５を偶数番
目としているが、これは奇数と偶数が逆でもよいもので
ある。
【００３５】なお、以上の説明では、ＭＲ信号の取得方
法として、グラジェントエコー系ＥＰＩに基づくパルス
シーケンスを用いたが、信号取得方法は、グラジェント
エコー系ＥＰＩに基づいている必要はなく、スピンエコ
ー系ＥＰＩなど他のパルスシーケンスでも同様に実現可
能である。
法として、グラジェントエコー系ＥＰＩに基づくパルス
シーケンスを用いたが、信号取得方法は、グラジェント
エコー系ＥＰＩに基づいている必要はなく、スピンエコ
ー系ＥＰＩなど他のパルスシーケンスでも同様に実現可
能である。
【００３６】また、以上の説明では、第１番目と第２番
目のエコー信号、第３番目と第４番目のエコー信号、…
をそれぞれ１組として同一の位相エンコード量を印加し
たが、これはこの組み合わせに限らず、どの隣接するエ
コー信号同士を１組として同一の位相エンコード量を与
えても良く、同様の効果が得られる。なお、隣接するエ
コー信号同士の組と他のエコー信号同士の組は隣接する
必要はなく、同様の効果が得られる。
目のエコー信号、第３番目と第４番目のエコー信号、…
をそれぞれ１組として同一の位相エンコード量を印加し
たが、これはこの組み合わせに限らず、どの隣接するエ
コー信号同士を１組として同一の位相エンコード量を与
えても良く、同様の効果が得られる。なお、隣接するエ
コー信号同士の組と他のエコー信号同士の組は隣接する
必要はなく、同様の効果が得られる。
【００３７】さらに、以上の説明では、６個のエコー信
号を取得するパルスシーケンスの例を示したが、これは
６個に限られるものではなく、他のエコー信号数でも同
様の効果が得られる。例えば、加算／減算する組の信号
データ（１４１と１４２、１４３と１４４等）は、それ
ぞれ位相エンコードが異なるため、所定のエンコード数
（例えば２５６）に対して２個のエコー信号（２５６×
２＝５１２）を得れば、組織１あるいは組織２からの信
号主体の画像を得ることができる。また、加算／減算す
る信号データを２個以上でおこなってもよい。その場
合、同位相の信号と逆位相の信号の数は同じほうがよ
く、２の倍数であることが望ましい。
号を取得するパルスシーケンスの例を示したが、これは
６個に限られるものではなく、他のエコー信号数でも同
様の効果が得られる。例えば、加算／減算する組の信号
データ（１４１と１４２、１４３と１４４等）は、それ
ぞれ位相エンコードが異なるため、所定のエンコード数
（例えば２５６）に対して２個のエコー信号（２５６×
２＝５１２）を得れば、組織１あるいは組織２からの信
号主体の画像を得ることができる。また、加算／減算す
る信号データを２個以上でおこなってもよい。その場
合、同位相の信号と逆位相の信号の数は同じほうがよ
く、２の倍数であることが望ましい。
【００３８】以上説明したように、本実施形態によれ
ば、信号計測に際し、１回の励起パルス照射に対して読
み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信
号を取得するため、高速に撮影を行うことが可能であ
る。また、組織１と組織２の信号位相が同位相のタイミ
ングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算する
ことにより、両組織からの信号を分離して、一方の組織
からのみの信号による画像を良好に作成することが可能
である。したがって、高速でかつ水信号と脂肪信号を良
好に分離することが可能となる。
ば、信号計測に際し、１回の励起パルス照射に対して読
み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信
号を取得するため、高速に撮影を行うことが可能であ
る。また、組織１と組織２の信号位相が同位相のタイミ
ングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算する
ことにより、両組織からの信号を分離して、一方の組織
からのみの信号による画像を良好に作成することが可能
である。したがって、高速でかつ水信号と脂肪信号を良
好に分離することが可能となる。
【００３９】
【発明の効果】本発明によれば、高速でかつ水信号と脂
肪信号を良好に分離することが可能となる。
肪信号を良好に分離することが可能となる。
【図１】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方
法の処理内容を示すフローチャートである。
法の処理内容を示すフローチャートである。
【図２】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方
法による処理時のパルスシーケンス図である。
法による処理時のパルスシーケンス図である。
【図３】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方
法による処理時の信号位相の説明図である。
法による処理時の信号位相の説明図である。
１０１ ＲＦパルス １１３，１１４ Ｇｓパルス １２１，１２２，１２３ Ｇｐパルス １３１，…，１３７ Ｇｒパルス １４１，…，１４６ 信号
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AA07 AB25 AD06 BA06 BA07 BA10 BA13 BA41 BA42 BA50 DA30 DB09
Claims (3)
- 【請求項１】 被検体に静磁場及び傾斜磁場を与え、励
起パルスを繰り返し照射して、被検体の生体組織の原子
核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出し
て、このエコー信号を用いて画像再構成演算を行う磁気
共鳴イメージング方法において、 １回の励起パルス照射に対して読み出し傾斜磁場パルス
の極性反転により複数のエコー信号を得て、異なる共鳴
周波数を有する組織１と組織２の信号位相が同位相のタ
イミングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算
することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項２】 被検体の置かれた空間に静磁場を発生す
る静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する
傾斜磁場発生手段と、前記被検体に磁気共鳴現象を起こ
させるための励起パルスを印加する高周波パルス発生手
段と、前記被検体より得られたエコー信号に基づいて画
像再構成演算を行なうと共に前記傾斜磁場、高周波パル
スを所定のシーケンスに従って印加するよう制御する制
御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御手段は、１回の励起パルスと極性反転させた傾
斜磁場の印加により複数のエコー信号を得るシーケンス
を実行し、前記複数のエコー信号のうち異なる共鳴周波
数を有する組織１と組織２の位相が同位相のエコー信号
と逆位相のエコー信号とを加算あるいは減算することを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】 前記制御手段は、少なくとも１個の同位
相のエコー信号と少なくとも１個の逆位相のエコー信号
を組とした複数組のエコー信号群は、それぞれ異なる位
相エンコード量となるよう傾斜磁場を印加することを特
徴とする請求項２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 |
|---|---|---|---|
| JP2000397768A JP4822376B2 (ja) | 2000-12-27 | 2000-12-27 | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000397768A JP4822376B2 (ja) | 2000-12-27 | 2000-12-27 | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002191574A true JP2002191574A (ja) | 2002-07-09 |
| JP2002191574A5 JP2002191574A5 (ja) | 2008-01-17 |
| JP4822376B2 JP4822376B2 (ja) | 2011-11-24 |
Family
ID=18862854
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000397768A Expired - Fee Related JP4822376B2 (ja) | 2000-12-27 | 2000-12-27 | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4822376B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006149583A (ja) * | 2004-11-26 | 2006-06-15 | Kanazawa Univ | データ処理装置、データ処理方法、そのデータ処理装置又はデータ処理方法に用いられるエコー画像データを得るための磁気共鳴撮像装置、及び、磁気共鳴撮像方法。 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6254149A (ja) * | 1985-09-03 | 1987-03-09 | Mitsubishi Electric Corp | 核磁気共鳴映像法 |
| JPH01190342A (ja) * | 1988-01-22 | 1989-07-31 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JPH0263434A (ja) * | 1988-08-31 | 1990-03-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH0479938A (ja) * | 1990-07-20 | 1992-03-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴信号収集方法 |
| JPH07323021A (ja) * | 1994-05-31 | 1995-12-12 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
| JPH08275930A (ja) * | 1995-03-30 | 1996-10-22 | Siemens Ag | 核スピントモグラフィ装置における勾配オフセット電流の生成方法および装置 |
| JPH09238918A (ja) * | 1996-03-12 | 1997-09-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH10305021A (ja) * | 1997-04-29 | 1998-11-17 | Siemens Ag | 核スピントモグラフィ装置用パルスシーケンス生成方法及び核スピントモグラフィ装置 |
| JP2000300539A (ja) * | 1999-03-30 | 2000-10-31 | Toshiba America Mri Inc | 磁気共鳴イメージング方法 |
| JP2002052005A (ja) * | 2000-08-10 | 2002-02-19 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング方法 |
-
2000
- 2000-12-27 JP JP2000397768A patent/JP4822376B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JPH10305021A (ja) * | 1997-04-29 | 1998-11-17 | Siemens Ag | 核スピントモグラフィ装置用パルスシーケンス生成方法及び核スピントモグラフィ装置 |
| JP2000300539A (ja) * | 1999-03-30 | 2000-10-31 | Toshiba America Mri Inc | 磁気共鳴イメージング方法 |
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|---|---|---|---|---|
| JP2006149583A (ja) * | 2004-11-26 | 2006-06-15 | Kanazawa Univ | データ処理装置、データ処理方法、そのデータ処理装置又はデータ処理方法に用いられるエコー画像データを得るための磁気共鳴撮像装置、及び、磁気共鳴撮像方法。 |
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|---|---|
| JP4822376B2 (ja) | 2011-11-24 |
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