JP2602443B2 - 核磁気共鳴画像撮影装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、励起パルス及び所定の勾配磁場を印加する
シーケンスによって核磁気共鳴画像を生成する核磁気共
鳴画像撮影装置 （従来の技術） 核磁気共鳴（以下NMRという）現象を用いて特定原子
核に注目した被検体の断層像を得る核磁気共鳴画像診断
装置（以下NMR−CTという）は従来から知られている。
このNMR−CTの原理の概要を簡単に説明する。

原子核は磁気を帯びた回転している独楽と見ることが
できるが、それを例えばＺ軸方向の静磁場H₀の中におく
と、前記の原子核は次式で示す角速度ω_０で歳差運動を
する。これをラーモアの歳差運動という。

ω_０＝γH₀ 但し、γ：核磁気回転比 今、静磁場のあるｚ軸に垂直な軸、例えばｘ軸に高周
波コイルを配置し、xy面内で回転する前記の角周波数ω
_０の高周波回転磁場を印加すると磁気共鳴が起り、静磁
場H₀のもとでゼーマン分裂をしていた原子核の集団は共
鳴条件を満足する高周波磁場によって準位間の遷移を生
じ、エネルギー準位の高い方の準位に遷移する。ここ
で、核磁気回転比γは原子核の種類によって異なるので
は共鳴周波数によって当該原子核を特定することができ
る。更にその共鳴の強さを測定すれば、その原子核の存
在量を知ることができる。共鳴後緩和時間と呼ばれる時
定数で定まる時間の間に高い準位へ励起された原子核は
低い準位へ戻ってエネルギーの放射を行う。

このNMRの現象の観測方法の中パルス法について第４
図を参照しながら説明する。

前述のように共鳴条件を満足する高周波パルス（H₁）
を静磁場（ｚ軸）に垂直な（ｘ軸）方向に印加すると、
第４図（イ）に示すように磁化ベクトルＭは回転座標系
でω′＝γH₁の角周波数でzy面内で回転を始める。今パ
ルス幅をt_DとするとH₀からの回転角θは次式で表され
る。

θ＝γH₁t_D ……（１） 第４図（ハ）に示す第１のパルスを励起パルスと呼
び、特に（１）式においてθ＝90゜となるようなt_Dをも
つパルスを90゜パルスと呼ぶ。この90゜パルス直後では
磁化ベクトルＭは第４図（ロ）のようにxy面をω_０で回
転していることになり、例えばｘ軸においたコイルに誘
導起電力を生じる。しかし、この信号は時間と共に減衰
していくので、この信号を自由誘導減衰信号（以下FID
信号という）と呼ぶ。FID信号をフーリエ変換すれば周
波数領域での信号が得られる。次に第４図（ハ）に示す
ように90゜パルスからτ時間後に印加されるパルスを反
転パルスと呼び、特にθ＝180゜になるようなパルス幅
の第２のパルスを180゜パルスと呼ぶ。180゜パルスを加
えるとばらばらになっていた磁気モーメントがτ時間後
−ｙ方向で再び焦点を合せて信号が観測される。この信
号をスピンエコー（以下SE信号という）と呼んでいる。
このSE信号の強度を測定して所望の像を得ることができ
る。NMRの共鳴条件は ν＝γH₀/2π で与えられる。ここで、νは共鳴周波数,H₀は静磁場の
強さである。従って共鳴周波数は磁場の強さに比例する
ことが分る。このため静磁場に線形の磁場勾配を重畳さ
せて、位置によって異なる強さの磁場を与え、共鳴周波
数を変化させて位置情報を得るNMRイメージングの方法
がある。この内フーリエ変換法について説明する。この
手法に用いる高周波磁場及び勾配磁場印加のパルスシー
ケンスを第５図に示す。（イ）図において、x,y,z軸に
それぞれGx,Gy,Gzの勾配磁場を与え、高周波磁場をｘ軸
に印加する状態を示している。（ロ）図はそれぞれの磁
場を印加するタイミングを示す図である。図においてRF
は高周波の回転磁場で90゜パルスと180゜パルスをｘ軸
に印加する。Gxはリード軸と呼ばれるｘ軸に印加する固
定の勾配磁場、Gyはワープ軸と呼ばれるｙ軸に印加する
時間によって振幅を変化させる勾配磁場、Gzはスライス
軸と呼ばれるｚ軸に印加する固定の勾配磁場である。信
号は180゜パルス後のSE信号を示している。期間は各軸
に与える勾配磁場の信号を時期を示すために設けてあ
る。期間１において90゜パルスと勾配磁場Gz⁺によって
ｚ＝０を中心とするｚ軸に垂直な断層撮影におけるスラ
イス面内のスピンが選択的に励起される。このため90゜
パルスを励起パルスという。期間２のGx⁺はスピンの位
相を乱れさせて180゜パルスで反転させるためのもの
で、ディフェーズ勾配と呼ばれる。又、180゜パルスは
反転パルスと呼ばれる。Gz^-はGz⁺によって乱れたスピン
の位相を元に戻すためのものである。期間２では位相エ
ンコード勾配Gynも印加する。これはｙ方向の位置に比
例してスピンの位相をずらしてやるためのもので、その
強度は毎周期異なるように制御される。期間３において
180゜パルスを与えて再び磁気モーメントを揃え、その
後に現われるSE信号を観察する。期間４のGx⁺は乱れた
位相を揃え、SE信号を生じさせるための勾配磁場でリフ
ェーズ勾配といい、リフェーズ勾配とディフェーズ勾配
の面積が等しくなったところにSE信号が現れる。

このシーケンスをビューといい、パルス繰り返し周期
T_R後に再び90゜パルスを加え、次のビューを開始する。
前記ワープ勾配は各ビューに対応して変化させている。

上記のNMR−CTにおいて、通常のスキャンで行うと１
スキャンを行うのに約４〜５分を要するので動いている
期間のイメージングや被検体自身の動きを止めることが
困難な場合、イメージングの始めと終りとの間に被検体
が動いてしまってアーティファクトを生ずることがあ
る。このような場合にはイメージングする部分における
動きの影響を少なくするために、第５図に示すパルスシ
ーケンスにおいて、パルス繰り返し周期T_Rを短く設定し
励起フリップアングルαを小さくする高速イメージング
手法が用いられている（T_R≦100ms,α＜90゜）。

（発明が解決しようとする課題） ところで、この高速イメージング手法では或るビュー
において、励起されるNMR信号に前ビュー以前で励起さ
れた磁化成分が加わり、シェーディングと呼ばれるアー
ティファクトが生じる。シェーディングが発生する理由
は第７図を参照して説明する。図において、（イ）はフ
リップアングルα゜のRFパルスを与えたパルスシーケン
スの図で、例えば256ビュー中の（ｊ−２）番目，（ｊ
−１）番目,j番目のRFパルスを示している。（ロ）はリ
ード勾配の波形で、各（ｊ−２）番目，（ｊ−１）番
目,j番目のRFパルスによるエコーを読み取るための勾配
である。（ハ）は各ビューの残留エコー信号の図で（ｊ
−２）番目のRFパルスによるエコー信号が等間隔に現
れ、（ｊ−１）番目のRFパルスも現れている。（ニ）図
はそれぞれのRFパルスによるエコー信号であるが、ｊ番
目のエコー信号には（ｊ−２）番目のエコー信号が重畳
されている。これがシェーディングの原因となってい
る。このような残留エコーによるシェーディングを生じ
させない手法として、第８図のパルスシーケンスに示す
ようにリード勾配パルスが終った後にランダムポイラパ
ルスをスライス軸に印加してスピンをばらけさせること
により残留エコーをなくす手法（一般にSpoiled FLASH
と呼ばれている）がある。しかし、新たな波形の磁場を
毎ビュー設ける必要があって、余分な電力と時間を必要
としている。

本発明は上記の問題点に鑑みてなされたもので、その
目的は、新たな磁場を加えることなく、シェーディング
等のアーティファクトを防止することのできる核磁気共
鳴画像撮影装置を実現することにある。

（課題を解決するための手段） 前記の課題を解決する本発明は、励起パルス及び所定
の勾配磁場を印加するシーケンスによって核磁気共鳴画
像を生成する核磁気共鳴画像撮影装置において、前記シ
ーケンスの各ビューに対応する位相エンコード勾配磁場
の振幅をランダムに変化させて、該位相エンコード勾配
磁場を印加する手段を備えることを特徴とするものであ
る。

（作用） ワープ軸に印加する位相エンコード勾配をビュー毎に
ランダムに変化させて、隣接ビュー間におけるワープ量
の差が大きな値を維持するようなパルスシーケンスでNM
R−CTを動作させる。

（実施例） 以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明す
る。

第１図は本発明の方法で用いるパルスシーケンスの図
である。図において、１はワープ勾配の各ビュー毎の振
幅を順序よく増減させるのではなく、ランダムに変化さ
せたランダムワープ勾配である。ここで、ワープ勾配を
ランダムに印加する場合のシェーディングに対する影響
を考えて見る。

第３図はワープ勾配を順序よく逐次勾配の大きさを変
化させた場合のワープ軸のパルスシーケンスの図であ
る。フリップアングルα゜のRFパルスを印加するシーケ
ンスにおいて、第１ビューではワープ量ｊのワープ勾配
をかける。例えば256ビューで１スキャンを行うものと
すれば、ワープ量が−128〜０〜127のワープ勾配を第１
ビューから第256ビューまで逐次加えるものとする。2j
ビューで１スキャンを終るものとして第１ビューにおけ
るワープ勾配の大きさであるワープ量はｊである。この
ときのワープ番号もｊとする。第３図（ロ）において、
第１ビューにおけるワープ量はｊであり、第２ビューで
はｊ＋１の大きさのワープをかけるが高速スキャンであ
るためスピンがばらけずに第１ビューにおける影響が残
っていて、第２ビューにおける実質のワープ量はｊ−
（ｊ＋１）＝−１である。第３ビューにおける実質ワー
プ量は−１−（ｊ＋２）＝−ｊ−３＝−（ｊ＋３）であ
る。以下、（ロ）図に示す通りであるが、このワープ勾
配は従来用いられていたスポイラーと同等な効果を与え
てシェーディングを防止している。このスポイラー効果
はその前のビューにおけるワープとの差が、大きい程大
きく、その差が小さくなると効果がなくなってシェーデ
ィングの原因となる。

第３図（ロ）に戻って、前ビューとのワープ量の差を
見ると第２ビューで−（ｊ＋１），第３ビューで−（ｊ
＋２），第（ｎ＋１）ビューで−（ｊ＋ｎ）となってこ
れがスポイラー効果を与えている。256ビューの例につ
いていうと、ｊ＝−128なので前ビューとのワープ量の
差は図に示す通りで、第ｎ＋１ビューでは一般式（−12
8＋ｎ）の大きさとなっている。従って、ｎが128近辺の
とき、ワープ量の差は０若しくは０に近い値となる。ｎ
＝128はワープの丁度中間付近に当るため、CRT上の中心
部にシェーディングによるアーティファクトが現れるこ
とになる。

上記のような理由によりビュー順に応じてワープ勾配
の振幅を逐次変えるとシェーディングが発生する。この
シェーディングを第６図に示す。図はワープ量の差が０
に近いｎ＝128近傍の部分でシェーディングが発生して
いる状態を示している。

このため、第１図をランダムワープ勾配１を印加す
る。このワープの変化を第２図に示す。図において、破
線は従来のワープ順の−MAX→＋MAXに至るワープを示す
曲線11で、実線は本発明のランダムワープ順の一例を示
す曲線12である。このようなワープ順をランダムに選べ
ばこのランダムワープ順の或るビューでのワープの大き
さが０付近の値であっても、前ビュー，前々ビュー等の
ワープ量が大きい状態なので、実施例のようにワープ順
をランダムに選んでスキャンすることにより、ワープ勾
配のスポイラー効果のため残留エコーが本来のエコーに
加わらないようになり、シェーディングを防止すること
ができる。この発明の方法を実施するNMR−CTとしては
通常のNMR−CTを用い、ワープ勾配の振幅をランダムに
変えるようにメモリに記憶させておき、ランダムワープ
勾配を与えればよい。この場合、エコー信号を画像再構
成するときにワープ順と同じ順の信号を与える必要があ
る。

（発明の効果） 以上説明したように、本発明によれば、ワープ順をラ
ンダムに選んでスキャンすることにより前ビュー以前で
形成された磁化ベクトル成分によるエコー信号が本来の
エコー信号に加算されることを妨げるため、シェーディ
ング等のアーティファクトを防ぐことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のパルスシーケンスの図、第
２図は従来と本発明のワープ勾配の順序の説明図、第３
図はワープ勾配を順序よく与えた場合のシェ−ティング
発生の説明図、第４図はNMR−CTのパルス法の原理説明
図、第５図はNMR−CTの磁場のパルスシーケンスを示す
図、第６図はシェーディングの現れた画像の図、第７図
はシェーディング発生理由の説明図、第８図はスポイラ
を用いたシェーディング除去のパルスシーケンスの図で
ある。 １……ランダムワープ勾配 12……ランダムワープ勾配の振幅変化曲線

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】励起パルス及び所定の勾配磁場を印加する
   シーケンスによって核磁気共鳴画像を生成する核磁気共
   鳴画像撮影装置において、 前記シーケンスの各ビューに対応する位相エンコード勾
   配磁場の振幅をランダムに変化させて、該位相エンコー
   ド勾配磁場を印加する手段を備えることを特徴とする核
   磁気共鳴画像撮影装置。