JP2002253525A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】計測時間を長期化することなくマルチスライス
数を増加可能であり、高精度のエコー信号を得ることが
可能な磁気共鳴イメージング装置を実現する。 【解決手段】２つの第１、第２の組織の共鳴周波数の化
学シフトがΔfのとき一回の励起である90°RFパルス信
号で第１の周波数エンコード傾斜磁場の第１のエコー信
号をτ＝1/(2Δf)経過時刻にグラジエントエコー法によ
り計測し一回の励起からエコー時間TEの1/2経過時点で1
80°RFパルス信号からTEの1/2経過時点で第１の周波数
エンコード傾斜磁場と同極性の第２の周波数エンコード
傾斜磁場を印加するスピンエコー法により第２のエコー
信号を得る。第１、２のエコー信号はTEからτだけの時
間経過なく得られ計測時間の長期化なくマルチスライス
数を増加でき第１、２の周波数エンコード傾斜磁場は同
極性で同一な周波数エンコード傾斜磁場を発生し第１、
２のエコー信号の精度を向上できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴現象を
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
メージング装置に係わり、特に、水を構成するプロトン
からの信号と脂肪を構成するプロトンからの信号とを分
離可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共
鳴（以下「ＮＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体
中の所望の検査部位における原子核スピン（以下、単に
スピンと称す）の密度分布、緩和時間分布等を計測し
て、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示
するものである。

【０００３】通常、観測する原子核は、プロトン
（¹Ｈ）である。このプロトンは水分子や脂肪分子にも
含まれるので、水が多く含まれる組織や脂肪が多く含ま
れる組織も画像化できる。

【０００４】しかし、実際の臨床では診断を容易にする
ため脂肪組織からの信号を抑制することがある。

【０００５】脂肪抑制技術としては、共鳴周波数の差に
伴う位相のずれを利用する方法（Dixon法）がある。水
を構成するプロトン（以下水プロトンという）と脂肪を
構成するプロトン（以下脂肪プロトンという）の共鳴周
波数の差は３．５ｐｐｍである。

【０００６】ここで、Ｎを整数とし、化学シフトの差を
周波数で表す、つまり、第１の組織の共鳴周波数をｆ１
とし、第２の共鳴周波数をｆ２とし、周波数ｆ１とｆ２
との差の周波数Δｆ［Ｈｚ］で化学シフトの差を表し、
τ＝１／（２△ｆ）とおくと、２Ｎτ［sec］毎に水プ
ロトンと脂肪プロトンとのスピンの磁化ベクトルは同位
相になる。

【０００７】また、（２Ｎ＋１）τ［sec］毎には水プ
ロトンと脂肪プロトンとのスピンの磁化ベクトルは逆位
相となる。同位相のエコー信号と逆位相のエコー信号と
を加算すると位相が逆になっている脂肪プロトンからの
信号は打ち消し合って脂肪抑制画像となる。

【０００８】水プロトンと脂肪プロトンとの位相が同位
相になったときと、逆位相になったときのエコー信号の
計測例を図４に示す。

【０００９】図４において、９０°パルスの照射からエ
コー時間ＴＥが経過した時刻でのエコー信号の水プロト
ンと脂肪プロトンとの位相は同位相である。次に、エコ
ー時間ＴＥからτだけ経過した時刻でのエコー信号の水
プロトンと脂肪プロトンとの位相は逆位相になる。

【００１０】これら２つの同位相のエコー信号と逆位相
のエコー信号とを加算すると脂肪プロトンからの信号が
打ち消され、水画像が得られる。また、両者を減算する
と水プロトンからの信号が打ち消され、脂肪画像が得ら
れる。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】ところで、上記した従
来の方法では、同位相のエコー信号と逆位相のエコー信
号とを計測するためには、エコー時間ＴＥの後のτだけ
経過した時点で、エコー信号を計測しなければならない
ため、繰り返し時間（ＴＲ）が長くなってしまう。この
ため、計測できるマルチスライス数も小さくなってしま
っていた（なお、τは、一例として、０．３テスラの場
合１１．４ｍｓである）。

【００１２】また、従来の方法では、１つめのエコー信
号と２つめのエコー信号とを得るためには、それぞれの
傾斜磁場の極性を互いに反転させる必要があったが、傾
斜磁場の極性を連続して反転させる場合、ハードウェア
の誤差が影響して、極性のみ相反し、その他は互いに同
一形状である２つの傾斜磁場を形成することは困難であ
った。

【００１３】このため、上述したように、正確な２つの
傾斜磁場を形成することは困難なことから、得られるエ
コー信号の精度の向上化も困難であった。

【００１４】本発明の目的は、計測時間を長期化するこ
となく、計測可能マルチスライス数を増加可能な磁気共
鳴イメージング装置を実現することである。

【００１５】また、本発明の他の目的は、計測時間を長
期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可
能であるとともに、高精度のエコー信号を得ることが可
能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

【００１６】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は次のように構成される。 （１）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、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
磁場を照射する送信系と、核磁気共鳴により放出される
エコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出した
エコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系
と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁場、高
周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する制御手
段とを備える核磁気共鳴イメージング装置において、上
記制御手段は、１回の繰り返し時間内において、最初の
高周波磁場を照射し、傾斜磁場の反転により第１のエコ
ー信号を取得し、次いで反転する高周波磁場の照射によ
り第２のエコー信号を取得するよう制御する。

【００１７】（２）好ましくは、上記（１）において、
上記制御手段は、第１及び第２のエコー信号取得の際に
印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の極性が互い
に同一となるように印加する。

【００１８】（３）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、生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起
こさせる高周波磁場を照射する送信系と、核磁気共鳴に
より放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受
信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行
う信号処理系と、得られた画像を表示する手段と、上記
傾斜磁場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印
加する制御手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置
において、上記制御手段は、第１の組織と第２の組織と
の共鳴周波数の化学シフト差が△ｆのとき、最初の高周
波磁場の照射から１／（２・△ｆ）経過後にグラジエン
トエコー法により第１のエコー信号を取得し、第１のエ
コー信号取得後、スピンエコー法により第２のエコー信
号を取得する。

【００１９】本発明によるＭＲＩ装置において、水を構
成するプロトンと脂肪を構成するプロトンの共鳴周波数
の差を△ｆとすると、９０°ＲＦパルス励起後、１／
（２△ｆ）の時刻に、周波数エンコード方向の傾斜磁場
を反転させて（グラジエントエコー法）でエコー信号を
取得する。このエコー信号は、水プロトンの磁化ベクト
ルと脂肪プロトンの磁化ベクトルが逆位相になってい
る。

【００２０】その後、スピンエコー法の為の１８０°Ｒ
Ｆパルスを印加した後エコー信号を取得する。このエコ
ー信号は水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトルは同
位相になる。これら２つの信号を加算または減算するこ
とで、水画像・脂肪画像を得る。

【００２１】計測の繰り返し時間ＴＲはスピンエコーシ
ーケンスと同じで計測できるので、マルチスライス数を
少なくすることなく２つの位相の異なる信号を計測でき
る。また、２つのエコー信号は同じ極性の周波数エンコ
ード方向の傾斜磁場で計測することができる。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を添付図
面に基づいて詳細に説明する。図２は本発明による磁気
共鳴イメージング装置の全体構成を示す概略ブロック図
である。

【００２３】この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、図２に示すように、静磁場発生磁石２と、傾斜磁
場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７
と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰ∪）８とを備
えている。

【００２４】上記静磁場発生磁石２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均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体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。

【００２５】傾斜磁場発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方
向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場
コイル９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、後述の
シーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイル９の
傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの
三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加
するようになっている。

【００２６】この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る。シーケンサ４
は、上記被検体１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磁場パルスを所定のパル
スシーケンスで繰り返し印加する。

【００２７】そして、シーケンサ４は、ＣＰＵ８の制御
で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々
の命令を、送信系５及び傾斜磁場発生系３並びに受信系
６に送るようになっている。

【００２８】送信系５は、上記シーケンサ４から送り出
される高周波パルスにより被検体１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ために高周波
磁場を照射するものである。

【００２９】そして、送信系５は、高周波発振器１１
と、変調器１２と、高周波増幅器１３と、送信側の高周
波コイル１４ａとを備える。送信系５は、上記高周波発
振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の
命令に従って変調器１２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１３で増幅した後に、
被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供
給することにより、電磁波が上記被検体１に照射される
ようになっている。

【００３０】受信系６は、被検体１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（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂ
と、増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換
器１７とを備える。

【００３１】上記送信側の高周波コイル１４ａから照射
された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信
号）は、被検体１に近接して配置された高周波コイル１
４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を
介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換
される。

【００３２】ディジタル量に変換された信号は、シーケ
ンサ４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１
６により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７に送られるようになってい
る。

【００３３】信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２０とを備え、上記ＣＰＵ８でフーリエ変
換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、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って
得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層像と
して表示するようになっている。

【００３４】なお、図２において、送信側及び受信側の
高周波コイル１４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９とは、
被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の
磁場空間内に設置されている。

【００３５】次に、上記構成におけるシーケンサ４によ
るパルスシーケンスの動作について図１を参照して説明
する。最初に、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ１１１の印加
の下に、９０°ＲＦパルス１０１を被検体に照射する。
これによって被検体のスライス内の核スピンが選択励起
される。次いで、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ１１２を印
加し、選択励起された核スピンのスライス方向での位相
合わせを行なう。

【００３６】この位相合わせの終了後または位相合わせ
と重複して、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ１２１を印加
する。位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ１２１は位相エンコ
ード方向に対して核スピンの位置情報を付与する。

【００３７】位相エンコードの終了後または位相エンコ
ードと重複して周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３１を
所定時間印加する。そして、周波数エンコード傾斜磁場
Ｇｆ１３１の印加に続いて、周波数エンコード傾斜磁場
Ｇｆ１３２を印加する。

【００３８】この周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３２
の印加量は、傾斜磁場Ｇｆ１３１の２倍とする傾斜磁場
Ｇｆの振幅と積が傾斜磁場Ｇｆ１３１と等しくなる時刻
が、τ＝１／（２△ｆ）となるようにする。そして、傾
斜磁場Ｇｆ１３２を印加しながらエコー信号１４１を計
測する。

【００３９】このようにした後、１８０°ＲＦパルス１
０２と傾斜磁場Ｇｓ１１３とを同時に印加し、１８０°
励起後、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３２と同極性
の周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｆ１３３を印加す
る。この傾斜磁場Ｇｆ１３３を印加しながらエコー信号
１４２を計測する。

【００４０】９０°ＲＦパルス信号１０１の印加から、
エコー信号１４１、１４２の計測までを所定の繰り返し
時間ＴＲで、位相エンコード傾斜磁場１２１を変化させ
ながら、像再構成に必要なエコー信号を収集するまで繰
り返す。

【００４１】そして、得られた２つのエコー信号１４１
と１４２とを加算して像構成することにより、脂肪から
の信号が抑制された画像を得ることができる。また、得
られた２つのエコー信号１４１と１４２とを減算して像
構成することにより、水からの信号が抑制された画像を
得ることができる。

【００４２】次に、本発明の一実施形態において、マル
チスライス計測の撮像可能枚数について、図３を用いて
説明する。本発明の一実施形態において、１スライスあ
たりの計測時間は従来のスピンエコー法と同じ計測時間
で済むためスピンエコー法と同じマルチスライス数を計
測できる。つまり、本発明の一実施形態においては、エ
コー時間ＴＥ時間で２つのエコー信号を得ることがで
き、従来の技術のように、エコー時間ＴＥ＋τで２つの
エコー信号を得ることができる場合に比較して、繰り返
し時間ＴＲ内で、例えば、図４の（ａ）に示すように、
マルチスライス数は４枚計測できる。

【００４３】これに対して、スピンエコー法でエコー信
号を計測してその後に位相の異なるエコー信号を計測す
る従来技術による方法では、１スライスあたりの計測時
間はスピンエコー法に比べて、τだけ、長くなるため、
計測可能なマルチスライス数は少なくなる。例えば、図
４の（ｂ）に示すように、マルチスライス数は３枚とな
る。

【００４４】図４の（ａ）と図４の（ｂ）とを比較すれ
ば明らかなように、本発明の一実施形態では計測可能な
マルチスライス数を減らすことなく、２つのエコー信号
を得ることができる。

【００４５】以上のように、本発明の一実施形態によれ
ば、２つの異なる第１の組織と第２の組織の化学シフト
差を周波数で表した値がΔｆのとき、一回の励起である
９０°ＲＦパルス信号により、第１の周波数エンコード
傾斜磁場で第１のエコー信号を上記一回の励起からτ＝
１／（２Δｆ）経過した時刻にグラジエントエコー法に
より計測し、一回の励起からエコー時間ＴＥの１／２を
経過した時点で、１８０°ＲＦパルス信号により、この
１８０°ＲＦパルス信号からエコー時間ＴＥの１／２を
経過した時点で、第１の周波数エンコード傾斜磁場と同
極性の第２の周波数エンコード傾斜磁場を印加するスピ
ンエコー法により、第２のエコー信号を得るように構成
されている。

【００４６】したがって、第１及び第２のエコー信号
は、エコー時間ＴＥからτだけ時間を経過することなく
得ることができ、計測時間を長期化することなく、計測
可能マルチスライス数を増加可能な磁気共鳴イメージン
グ装置を実現することができる。

【００４７】また、第１の周波数エンコード傾斜磁場と
第２の周波数エンコード傾斜磁場とは、同極性であるの
で、互いに同一な周波数エンコード傾斜磁場を発生する
ことができ、第１及び第２のエコー信号の精度を向上す
ることができる。

【００４８】これにより、計測時間を長期化することな
く、計測可能マルチスライス数を増加可能であるととも
に、高精度のエコー信号を得ることが可能な磁気共鳴イ
メージング装置を実現することができる。

【００４９】なお、本発明の他の実施形態としては、図
１に示したシーケンスを実行するソフトウエアプログラ
ムを記録した記録媒体がある。

【００５０】つまり、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をある所定のパルスシー
ケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケン
サからの高周波パルスにより被検体の生体組織の原子核
に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する
送信系と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー信
号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信
号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られ
た画像を表示する手段とを備える核磁気共鳴イメージン
グ装置により、核磁気共鳴によリ放出されるエコー信号
の計測を繰り返し行って断層像を得る動作プログラムを
記録する記録媒体において、２つの異なる第１の組織と
第２の組織との化学シフト差が△ｆ［Ｈｚ］のとき、１
回の励起によって第１のエコー信号を、上記１回の励起
から１／（２・△ｆ）経過した時刻にグラジエントエコ
ー法で計測し、第２のエコー信号をスピンエコー法で計
測するように動作させるプログラムが記録された記録媒
体が構成される。

【００５１】なお、上述した例においては、第１の周波
数エンコード傾斜磁場と第２の周波数エンコード傾斜磁
場とは、互いに同極性となるようにしたが、互いに異な
る極性となるように構成することもできる。

【００５２】この場合には、得られる第１及び第２のエ
コー信号の精度向上は実現できないが、これら第１及び
第２のエコー信号を得るに必要な時間を短縮化すること
は可能である。

【００５３】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライ
ス数を増加可能な磁気共鳴イメージング装置を実現する
ことができる。

【００５４】また、計測時間を長期化することなく、計
測可能マルチスライス数を増加可能であるとともに、高
精度のエコー信号を得ることが可能な磁気共鳴イメージ
ング装置を実現することができる。

【００５５】つまり、最初にグラジエントエコー法で第
１のエコー信号を取得し、その後にスピンエコー法で第
２のエコー信号を取得することにより、従来のスピンエ
コー法と比較して計測可能なマルチスライス数を少なく
することなく位相の異なる信号を取得することができ、
脂肪抑制画像または水抑制画像を得ることができる。

【００５６】また、２つのエコーを一回の繰り返し時間
内に、同じ極性の周波数エンコード傾斜磁場で取得する
ことができるので極性間で発生するハードウェアの誤差
に依存しない正しい水と脂肪が分離される画像を得るこ
とができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態であるＭＲＩ装置による信
号の計測例を示す図である。

【図２】本発明の一実施形態が適用されるＭＲＩ装置の
全体像を示すブロック図である。

【図３】本発明と従来技術との計測可能なマルチスライ
ス数を比較する図である。

【図４】従来の脂肪抑制シーケンスの一例とエコー信号
の位相を表す図である。

【符号の説明】

１ 被検体 ２ 磁場発生装置 ３ 傾斜磁場発生系 ４ シーケンサ ５ 送信系 ６ 受信系 ７ 信号処理系 ８ ＣＰＵ ９ 傾斜磁場コイル １０ 傾斜磁場電源 １４ａ 送信側の高周波コイル １４ｂ 受信側の高周波コイル

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】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、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
   る高周波磁場を照射する送信系と、核磁気共鳴により放
   出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で
   検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号
   処理系と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁
   場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する
   制御手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置におい
   て、 上記制御手段は、１回の繰り返し時間内において、最初
   の高周波磁場を照射し、 傾斜磁場の反転により第
   １のエコー信号を取得し、次いで反転する高周波磁場の
   照射により第２のエコー信号を取得するよう制御するこ
   とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置
   において、上記制御手段は、第１及び第２のエコー信号
   取得の際に印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の
   極性が互いに同一となるように印加することを特徴とす
   る磁気共鳴イメージング装置。
3. 【請求項３】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、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
   る高周波磁場を照射する送信系と、核磁気共鳴により放
   出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で
   検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号
   処理系と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁
   場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する
   制御手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置におい
   て、 上記制御手段は、第１の組織と第２の組織との共鳴周波
   数の化学シフト差が△ｆのとき、最初の高周波磁場の照
   射から１／（２・△ｆ）経過後にグラジエントエコー法
   により第１のエコー信号を取得し、第１のエコー信号取
   得後、スピンエコー法により第２のエコー信号を取得す
   ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。