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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Abstract
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
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
(磁気共鳴イメージング)装置は、処理を開始する。
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。
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(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、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
肪信号を良好に分離することが可能となる。
法の処理内容を示すフローチャートである。
法による処理時のパルスシーケンス図である。
法による処理時の信号位相の説明図である。
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 |
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JP2002191574A5 JP2002191574A5 (ja) | 2008-01-17 |
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Cited By (1)
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