JP2612737B2 - Ｍｒダイナミツクイメージング方法 - Google Patents
Ｍｒダイナミツクイメージング方法Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴現象を利用する生体断層撮影装
置に関し、特に、この装置によつて刻々の体内状態を映
像化する方法に関する。本発明は、医学的診断に有用で
ある。
置に関し、特に、この装置によつて刻々の体内状態を映
像化する方法に関する。本発明は、医学的診断に有用で
ある。
被検体の経時的変化を追跡するダイナミツクスタデイ
は、Ｘ線CTの分野では普通に行なわれている（森一生
他，「全身用Ｘ線CT TCT-900S」、東芝レビユー42巻２
号,1987年，第80-82頁）。Ｘ線CTにおいて、複数回のス
キヤンを連続して行なうことにより、ある長さの計測デ
ータが得られる。このデータは均質であり、あるスキヤ
ンから次のスキヤンにまたがる任意の位置から切出され
た１スキヤン相当のデータ部分から、完全な１面の画像
を生成することができる。この性質を利用することによ
り、時間分解能を、見掛け上、１回のスキヤンに要する
時間よりも小さくすることができる。例えば、１秒かか
るスキヤンを30回連続して行ない、得られた計測データ
から、0.3秒に相当する部分ずつずらしてそれぞれ１ス
キヤン相当の一連のデータ部分を切出し、それぞれを映
像化すれば、0.3秒間隔で開始される相次ぐ一連のスキ
ヤンによる約100面の画像が得られることになり、時間
分解能は0.3秒に向上する。
は、Ｘ線CTの分野では普通に行なわれている（森一生
他，「全身用Ｘ線CT TCT-900S」、東芝レビユー42巻２
号,1987年，第80-82頁）。Ｘ線CTにおいて、複数回のス
キヤンを連続して行なうことにより、ある長さの計測デ
ータが得られる。このデータは均質であり、あるスキヤ
ンから次のスキヤンにまたがる任意の位置から切出され
た１スキヤン相当のデータ部分から、完全な１面の画像
を生成することができる。この性質を利用することによ
り、時間分解能を、見掛け上、１回のスキヤンに要する
時間よりも小さくすることができる。例えば、１秒かか
るスキヤンを30回連続して行ない、得られた計測データ
から、0.3秒に相当する部分ずつずらしてそれぞれ１ス
キヤン相当の一連のデータ部分を切出し、それぞれを映
像化すれば、0.3秒間隔で開始される相次ぐ一連のスキ
ヤンによる約100面の画像が得られることになり、時間
分解能は0.3秒に向上する。
核磁気共鳴現象を利用する断層撮影（Magnetic Reson
ance Imaging:MRI）の分野においても、ダイナミツクス
タデイの臨床実験が行なわれている（吉田英夫他，「小
肝血管腫のdynamicMRI」NMR医学,Vol.6,Supplement-2,1
986年，第158頁）。しかし、前記のようなＸ線CTで使わ
れる時間分解能向上方法は採用されず、単純に、各スキ
ヤンから１面の画像が生成されるだけである。
ance Imaging:MRI）の分野においても、ダイナミツクス
タデイの臨床実験が行なわれている（吉田英夫他，「小
肝血管腫のdynamicMRI」NMR医学,Vol.6,Supplement-2,1
986年，第158頁）。しかし、前記のようなＸ線CTで使わ
れる時間分解能向上方法は採用されず、単純に、各スキ
ヤンから１面の画像が生成されるだけである。
Ｘ線CTは、Ｘ線吸収率の分布を映像化するものである
のに対して、MRIは、水素の分布を映像化するものであ
る。したがつて、それらにより得られる画像は対象を異
にし、Ｘ線CTをMRIの代りに使用することはできない。
その上、Ｘ線CTには、放射線障害を起こす危険がある。
しかし、MRIは、普通の方法では１回の撮影に約２分を
要するので、約２分間隔の状態しか観察することができ
ない。繰返し時間を短縮する高速イメージング手法を用
いれば、約５秒で１回の撮影を行なえるが、それでも、
時間分解能は５秒であり、前記のような時間分解能向上
方法が適用できるＸ線CTと比較すると、MRIの時間分解
は、かなり見劣りがするといわざるをえない。
のに対して、MRIは、水素の分布を映像化するものであ
る。したがつて、それらにより得られる画像は対象を異
にし、Ｘ線CTをMRIの代りに使用することはできない。
その上、Ｘ線CTには、放射線障害を起こす危険がある。
しかし、MRIは、普通の方法では１回の撮影に約２分を
要するので、約２分間隔の状態しか観察することができ
ない。繰返し時間を短縮する高速イメージング手法を用
いれば、約５秒で１回の撮影を行なえるが、それでも、
時間分解能は５秒であり、前記のような時間分解能向上
方法が適用できるＸ線CTと比較すると、MRIの時間分解
は、かなり見劣りがするといわざるをえない。
MRIにおいて、Ｘ線CTにおけるような時間分解能向上
方法が使われないのは、MRIがＸ線CTと原理を異にし、M
RIの計測データがＸ線CTの計測データのような均質性を
欠くからである。MRIにおけるスキヤンは、位相エンコ
ードパルス（後述する第４図の306）のレベルを変える
ことによつて行なわれる。第２図は、従来技術における
位相エンコードパルスの印加順序の一例を示す。位相エ
ンコードパルスのレベルは、負の最大値から正の最大値
まで、一定値ずつ単調に増加され、各レベルにおいて１
回の計測が行なわれる。
方法が使われないのは、MRIがＸ線CTと原理を異にし、M
RIの計測データがＸ線CTの計測データのような均質性を
欠くからである。MRIにおけるスキヤンは、位相エンコ
ードパルス（後述する第４図の306）のレベルを変える
ことによつて行なわれる。第２図は、従来技術における
位相エンコードパルスの印加順序の一例を示す。位相エ
ンコードパルスのレベルは、負の最大値から正の最大値
まで、一定値ずつ単調に増加され、各レベルにおいて１
回の計測が行なわれる。
位相エンコードパルスのｎ個のレベルを、それらの値
の順に与えられた位相エンコード番号で識別することに
し、最低値（負の最大値）に位相エンコード番号０を与
えれば、位相エンコード番号ｉを持つ位相エンコードパ
ルスのレベルGP（ｉ）は、次式で与えられる。
の順に与えられた位相エンコード番号で識別することに
し、最低値（負の最大値）に位相エンコード番号０を与
えれば、位相エンコード番号ｉを持つ位相エンコードパ
ルスのレベルGP（ｉ）は、次式で与えられる。
GP（ｉ）＝2GPmax・i/n−GPmax ここで、GPmaxは位相エンコードパルスの最大振幅であ
り、ｉは０からn-1までの整数である。従来技術による
位相エンコードパルスの印加順序は、位相エンコード番
号ｉを、時間と共に単調に増加（０からn-1まで）又は
減少（n-1から０まで）させるものである。第２図
（ａ）は、前者の簡略化された一例をグラフ形式で示
す。実際には、ｎ＝256が普通である。
り、ｉは０からn-1までの整数である。従来技術による
位相エンコードパルスの印加順序は、位相エンコード番
号ｉを、時間と共に単調に増加（０からn-1まで）又は
減少（n-1から０まで）させるものである。第２図
（ａ）は、前者の簡略化された一例をグラフ形式で示
す。実際には、ｎ＝256が普通である。
さて、第２図（ａ）に示された順序のスキヤンを連続
して３回行ない、得られた計測データから、Ｘ線CTで用
いられる前述の方法に従い、1/3スキヤン分ずつずれた
それぞれ１スキヤン相当の一連のデータ部分を切出し
て、それぞれのデータ部分から画像を生成することを試
みる。第２図（ｂ）は、この処理を模式的に示す。符号
401により全体的に示される一群の線分404,405,406等
は、それぞれの画像の生成に用いられる計測データ400
の範囲を示す。
して３回行ない、得られた計測データから、Ｘ線CTで用
いられる前述の方法に従い、1/3スキヤン分ずつずれた
それぞれ１スキヤン相当の一連のデータ部分を切出し
て、それぞれのデータ部分から画像を生成することを試
みる。第２図（ｂ）は、この処理を模式的に示す。符号
401により全体的に示される一群の線分404,405,406等
は、それぞれの画像の生成に用いられる計測データ400
の範囲を示す。
Ｘ線CTの場合、スキヤンは、撮像機構を被検体の回り
で回転することにより行なわれるので、どの初期角度か
ら始まるスキヤンも同等であり、その意味において、計
測データは均質であり、したがつて、前述の方法が成功
する。これに対して、MRIの場合、スキヤンは、位相エ
ンコードパルスのレベルを変えることにより行なわれ、
そして、位相エンコードパルスのレベルは、生成される
画像の周波数成分に関係する。そのため、MRIの計測デ
ータは、前述の意味における均質性を持たない。第２図
（ｂ）において、データ部分402は、生成される画像の
高周波成分に相当し、データ部分403は、その低周波成
分に相当する。その結果、範囲405のデータから生成さ
れる画像は、範囲404のデータから生成される画像の高
周波成分402が更新されたものであるのに対して、次
の、範囲406のデータから生成される画像は、範囲405の
データから生成される画像の低周波成分403が更新され
たものである。したがつて、前述の方法により得られる
一連の画像の連続性は、甚だ良くない。
で回転することにより行なわれるので、どの初期角度か
ら始まるスキヤンも同等であり、その意味において、計
測データは均質であり、したがつて、前述の方法が成功
する。これに対して、MRIの場合、スキヤンは、位相エ
ンコードパルスのレベルを変えることにより行なわれ、
そして、位相エンコードパルスのレベルは、生成される
画像の周波数成分に関係する。そのため、MRIの計測デ
ータは、前述の意味における均質性を持たない。第２図
（ｂ）において、データ部分402は、生成される画像の
高周波成分に相当し、データ部分403は、その低周波成
分に相当する。その結果、範囲405のデータから生成さ
れる画像は、範囲404のデータから生成される画像の高
周波成分402が更新されたものであるのに対して、次
の、範囲406のデータから生成される画像は、範囲405の
データから生成される画像の低周波成分403が更新され
たものである。したがつて、前述の方法により得られる
一連の画像の連続性は、甚だ良くない。
本発明の課題は、位相エンコードパルスの印加順序を
改良し、これにより、MRIにおいても、Ｘ線CTにおける
のと同じ方法による時間分解能の向上を可能にすること
にある。
改良し、これにより、MRIにおいても、Ｘ線CTにおける
のと同じ方法による時間分解能の向上を可能にすること
にある。
本発明は、１スキヤンを複数のサイクルに等分して行
ない、かつ、これらのサイクルに、位相エンコードパル
スのレベルを、それらの分布がサイクル相互間で実質上
同等であるように、分配する。例えば、１スキヤンがｍ
サイクルに等分され、各サイクルにおいて、ｍレベル間
隔の位相エンコードパルスが逐次印加される。このよう
なスキヤンを連続して複数回行なつて、それにより得ら
れた計測データから、特定数のサイクル（例えば１サイ
クル）ずつ順次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の一連の
計測データ部分を抽出し、各計測データ部分から画像を
生成する。画像生成処理は、１画像の生成に必要な計測
データが収集されれば、スキヤンと並行して行なつてよ
い。
ない、かつ、これらのサイクルに、位相エンコードパル
スのレベルを、それらの分布がサイクル相互間で実質上
同等であるように、分配する。例えば、１スキヤンがｍ
サイクルに等分され、各サイクルにおいて、ｍレベル間
隔の位相エンコードパルスが逐次印加される。このよう
なスキヤンを連続して複数回行なつて、それにより得ら
れた計測データから、特定数のサイクル（例えば１サイ
クル）ずつ順次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の一連の
計測データ部分を抽出し、各計測データ部分から画像を
生成する。画像生成処理は、１画像の生成に必要な計測
データが収集されれば、スキヤンと並行して行なつてよ
い。
本発明の位相エンコードパルス印加順序によれば、各
サイクルで得られる計測データが互いに実質上同等の周
波数成分分布を有し、その意味において、全計測データ
は、サイクル間で比較して、均質である。したがつて、
一定サイクルずつ順次ずらせて抽出されたそれぞれ１ス
キヤン相当の一連の計測データ部分は、等質のデータで
の置換によつて更新されており、その結果、それらから
生成される画像は、良好な連続性を示す。画像生成とス
キヤンの並列実行は、処理速度を改善する。
サイクルで得られる計測データが互いに実質上同等の周
波数成分分布を有し、その意味において、全計測データ
は、サイクル間で比較して、均質である。したがつて、
一定サイクルずつ順次ずらせて抽出されたそれぞれ１ス
キヤン相当の一連の計測データ部分は、等質のデータで
の置換によつて更新されており、その結果、それらから
生成される画像は、良好な連続性を示す。画像生成とス
キヤンの並列実行は、処理速度を改善する。
第３図は、本発明を適用しうるMRIシステムの一例を
示す。静磁場発生系201は、均一な静磁場を発生し、送
信系202は、スピンを励起するための高周波パルス磁場
を発生する。傾斜磁場発生系203は、x,y,z方向の各傾斜
磁場を発生し、各方向の磁場の強さを、それぞれ線形
に、かつ互いに独立に変化させることができる。受信系
204は、被検体200から放射される電磁波を受信して、検
波し、デイジタル信号に変換した後、処理装置205に供
給する。処理装置205は、受信系204からのデータに各種
の演算を施して、画像データを生成し、CRT表示装置206
にその画像を表示する。パルスシーケンスフアイル207
は、系201〜204の動作シーケンスを規制する制御情報を
保持しており、シーケンス制御部208は、パルスシーケ
ンスフアイル207から制御情報を読出し、それに従つ
て、系201〜204の動作を制御する。
示す。静磁場発生系201は、均一な静磁場を発生し、送
信系202は、スピンを励起するための高周波パルス磁場
を発生する。傾斜磁場発生系203は、x,y,z方向の各傾斜
磁場を発生し、各方向の磁場の強さを、それぞれ線形
に、かつ互いに独立に変化させることができる。受信系
204は、被検体200から放射される電磁波を受信して、検
波し、デイジタル信号に変換した後、処理装置205に供
給する。処理装置205は、受信系204からのデータに各種
の演算を施して、画像データを生成し、CRT表示装置206
にその画像を表示する。パルスシーケンスフアイル207
は、系201〜204の動作シーケンスを規制する制御情報を
保持しており、シーケンス制御部208は、パルスシーケ
ンスフアイル207から制御情報を読出し、それに従つ
て、系201〜204の動作を制御する。
第４図は、第３図のシステムにおけるパルスシーケン
スを示し、これは、パルスシーケンスフアイル207から
の制御情報に従つて、シーケンス制御部208の制御の下
に発生される。RF301は、送信系202により発生される高
周波パルス磁場のタイミングを示し、Gz302,Gy303,Gx30
4は、それぞれz,y,x方向の傾斜磁場が傾斜磁場発生系23
0により発生されるタイミングを示し、Signal305は、受
信系204が計測データ信号307を計測するタイミングを示
す。RF301の周波数とGz302のレベルでｚ方向のスライス
断面層を選択し、Gy303のレベルでｙ方向の位置分離を
行ない、Gx304のレベルでｘ方向の位置分離を行なう。
ｙ方向の位置分離は一度にはできないので、Gy303のレ
ベルを変えて、それぞれのレベルについて計測データ信
号307を計測する。通常、Gy306は256レベルにわたつて
変化し、したがつて、１回のスキヤンの間に256回の計
測が行なわれる。このようにスキヤンの間にレベルが変
化される傾斜磁場（この例ではｙ方向傾斜磁場）が、位
相エンコードパルス306である。既に述べたように、従
来技術においては、位相エンコードパルス306のレベル
の変化は、第２図に例示されるように、単調な一方向変
化である。
スを示し、これは、パルスシーケンスフアイル207から
の制御情報に従つて、シーケンス制御部208の制御の下
に発生される。RF301は、送信系202により発生される高
周波パルス磁場のタイミングを示し、Gz302,Gy303,Gx30
4は、それぞれz,y,x方向の傾斜磁場が傾斜磁場発生系23
0により発生されるタイミングを示し、Signal305は、受
信系204が計測データ信号307を計測するタイミングを示
す。RF301の周波数とGz302のレベルでｚ方向のスライス
断面層を選択し、Gy303のレベルでｙ方向の位置分離を
行ない、Gx304のレベルでｘ方向の位置分離を行なう。
ｙ方向の位置分離は一度にはできないので、Gy303のレ
ベルを変えて、それぞれのレベルについて計測データ信
号307を計測する。通常、Gy306は256レベルにわたつて
変化し、したがつて、１回のスキヤンの間に256回の計
測が行なわれる。このようにスキヤンの間にレベルが変
化される傾斜磁場（この例ではｙ方向傾斜磁場）が、位
相エンコードパルス306である。既に述べたように、従
来技術においては、位相エンコードパルス306のレベル
の変化は、第２図に例示されるように、単調な一方向変
化である。
本発明によれば、スキヤンは複数のサイクルに等分さ
れ、位相エンコードパルスのレベル、すなわち位相エン
コード番号は、これらのサイクルに実質上均等に、換言
すれば、レベルの分布がこれらのサイクルの間で互いに
実質上同等であるように、分配される。第１図は、本発
明による位相エンコードパルスの印加順序の一例を示
し、そこでは、12レベルの位相エンコードパルスによる
スキヤン102が連続して３回行なわれ、各スキヤンは３
個のサイクル103からなる。これらのスキヤンにより得
られた計測データ100から、１サイクル（1/3スキヤン）
ずつ順次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の範囲104,105,
106等のデータ部分が切出されて、これらのデータ部分
からそれぞれ画像が生成される。
れ、位相エンコードパルスのレベル、すなわち位相エン
コード番号は、これらのサイクルに実質上均等に、換言
すれば、レベルの分布がこれらのサイクルの間で互いに
実質上同等であるように、分配される。第１図は、本発
明による位相エンコードパルスの印加順序の一例を示
し、そこでは、12レベルの位相エンコードパルスによる
スキヤン102が連続して３回行なわれ、各スキヤンは３
個のサイクル103からなる。これらのスキヤンにより得
られた計測データ100から、１サイクル（1/3スキヤン）
ずつ順次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の範囲104,105,
106等のデータ部分が切出されて、これらのデータ部分
からそれぞれ画像が生成される。
この例では、位相エンコード番号ｉ、すなわち位相エ
ンコードパルスのレベルは、次の３グループに群分けさ
れる。
ンコードパルスのレベルは、次の３グループに群分けさ
れる。
グループ0:i＝3j グループ1:i＝3j＋１ グループ2:i＝3j＋２ （ｊ＝0,1,2,3） これらのグループは、グループ番号の順に、それぞれ
のサイクルに割当てられる。すなわち、第１サイクル
（サイクル０）においては、グループ０でｊを０から順
次増すことにより、番号0,3,6,9の位相エンコードパル
スがこの順で印加され、第２サイクル（サイクル１）に
おいては、グループ１を同様に用いて、番号1,4,7,10の
位相エンコードパルスが印加され、第３サイクル（サイ
クル２）においては、グループ２を同様に用いて、番号
2,5,8,11の位相エンコードパルスが印加されて、第１ス
キヤンが完了する。続けて、前記と同じ順序で、第２及
び第３スキヤンが行なわれる。
のサイクルに割当てられる。すなわち、第１サイクル
（サイクル０）においては、グループ０でｊを０から順
次増すことにより、番号0,3,6,9の位相エンコードパル
スがこの順で印加され、第２サイクル（サイクル１）に
おいては、グループ１を同様に用いて、番号1,4,7,10の
位相エンコードパルスが印加され、第３サイクル（サイ
クル２）においては、グループ２を同様に用いて、番号
2,5,8,11の位相エンコードパルスが印加されて、第１ス
キヤンが完了する。続けて、前記と同じ順序で、第２及
び第３スキヤンが行なわれる。
位相エンコードパルスのこの印加順序によれば、位相
エンコードパルスのレベルの分布は、サイクル０、１、
２及び３の間で実質上同等である。すなわち、どのサイ
クルにも、番号０〜２、３〜５、６〜８及び９〜11の各
群から１個ずつの位相エンコードパルスが割当てられて
いる。そして、番号０〜２及び９〜11の位相エンコード
パルスが画像の高周波成分に対応し、番号３〜５及び６
〜９の位相エンコードパルスが画像の中〜低周波成分に
対応する。したがつて、それぞれのサイクルで得られる
計測データブロツク101は、それらにおける画像の低周
波成分から高周波成分までの分布が互いに実質上同等で
あり、その意味で、ほぼ同一の性質を有する。その結
果、１サイクル分ずつずれた一連の１スキヤン相当の範
囲104,105,106等の計測データから生成される諸画像
は、更新された部分が同じ性質を持ち、したがつて、良
好な連続性を示す。
エンコードパルスのレベルの分布は、サイクル０、１、
２及び３の間で実質上同等である。すなわち、どのサイ
クルにも、番号０〜２、３〜５、６〜８及び９〜11の各
群から１個ずつの位相エンコードパルスが割当てられて
いる。そして、番号０〜２及び９〜11の位相エンコード
パルスが画像の高周波成分に対応し、番号３〜５及び６
〜９の位相エンコードパルスが画像の中〜低周波成分に
対応する。したがつて、それぞれのサイクルで得られる
計測データブロツク101は、それらにおける画像の低周
波成分から高周波成分までの分布が互いに実質上同等で
あり、その意味で、ほぼ同一の性質を有する。その結
果、１サイクル分ずつずれた一連の１スキヤン相当の範
囲104,105,106等の計測データから生成される諸画像
は、更新された部分が同じ性質を持ち、したがつて、良
好な連続性を示す。
第５図のフローチヤートは、位相エンコードパルスの
レベル数をｎとし、１スキヤン中のサイクル数をｍとし
て、第１図に示された型のスキヤンをｌ回連続して行な
い、１サイクルずつずれた一連の画像を生成する手順を
示す。
レベル数をｎとし、１スキヤン中のサイクル数をｍとし
て、第１図に示された型のスキヤンをｌ回連続して行な
い、１サイクルずつずれた一連の画像を生成する手順を
示す。
ステツプ501:kを１からｌまで、反復の度に１ずつ増
すことによつて、ステツプ502をｌ回反復し、完了すれ
ば、所定の全スキヤンが完了したので、ステツプ508に
行く。
すことによつて、ステツプ502をｌ回反復し、完了すれ
ば、所定の全スキヤンが完了したので、ステツプ508に
行く。
ステツプ502:hを１からｍまで、反復の度に１ずつ増
すことによつて、ステツプ503から507をｍ回反復し、完
了すれば、１スキヤンが完了したので、ステツプ501に
戻る。
すことによつて、ステツプ503から507をｍ回反復し、完
了すれば、１スキヤンが完了したので、ステツプ501に
戻る。
ステツプ503:gを１からｎまで、反復の度にｍずつ増
すことによつて、ステツプ504及び505をn/m回反復し、
完了すれば、１サイクルが完了したので、ステツプ506
に行く。
すことによつて、ステツプ504及び505をn/m回反復し、
完了すれば、１サイクルが完了したので、ステツプ506
に行く。
ステツプ504:位相エンコード番号i NUMを次式により
計算する。
計算する。
i NUM＝ｋ＋ｇ−２ ステツプ505:次式により決定されるレベルの位相エン
コードパルス306を用いて、第４図のパルスシーケンス
により計測信号307を計測し、ステツプ503に戻る。
コードパルス306を用いて、第４図のパルスシーケンス
により計測信号307を計測し、ステツプ503に戻る。
GP（i NUM）＝2GPmax・i NUM/n−GPmax ステツプ506:累積計測回数がｎに達していなければ、
１面の画像を生成するのに必要な計測データがまだ収集
されておらず、したがつて、ステツプ502に戻る。しか
し、それがｎに達していれば、ステツプ507に行く。
１面の画像を生成するのに必要な計測データがまだ収集
されておらず、したがつて、ステツプ502に戻る。しか
し、それがｎに達していれば、ステツプ507に行く。
ステツプ507:最も新しいｎ回の計測により得られた計
測データを位相エンコード番号の順に並べて、それらを
用いて画像データを生成する。同時に、ステツプ502に
戻つて計測を続ける。
測データを位相エンコード番号の順に並べて、それらを
用いて画像データを生成する。同時に、ステツプ502に
戻つて計測を続ける。
ステツプ508:このステツプに達すれば、ｌ回のスキヤ
ンが終り、合計ｍ（ｌ−１）＋１面の画像のデータが完
成している。そこで、これらの画像を相次いでCRTデイ
スプレイ206上に表示する。
ンが終り、合計ｍ（ｌ−１）＋１面の画像のデータが完
成している。そこで、これらの画像を相次いでCRTデイ
スプレイ206上に表示する。
処理装置205が充分な処理能力を持たない場合には、
ステツプ507の画像データ生成処理を計測と並行して行
なうことができない。そのような場合には、計測を優先
させて、すべての計測が終つた後でステツプ507を開始
することが必要である。そうしないと、計測データに欠
落が生じて、画像の連続性が失われる。
ステツプ507の画像データ生成処理を計測と並行して行
なうことができない。そのような場合には、計測を優先
させて、すべての計測が終つた後でステツプ507を開始
することが必要である。そうしないと、計測データに欠
落が生じて、画像の連続性が失われる。
一般的にいえば、1/mスキヤンずつずれた一連の画像
を生成するためには、１スキヤンをｍサイクルに等分
し、位相エンコード番号を次のようなｍ個のグループに
群分けする。
を生成するためには、１スキヤンをｍサイクルに等分
し、位相エンコード番号を次のようなｍ個のグループに
群分けする。
グループ0:i＝mj グループ1:i＝mj＋１ ……………………… グループｍ−1:i＝mj＋ｍ−１ （ｊ＝0,1,2,……,n/m−１） 換言すれば、位相エンコード番号ｉが属するグループ
の番号は、ｉをｍで割つた余りに等しい。これらのグル
ープは、ｍ個のサイクルにそれぞれ割当てられる。グル
ープ０ないしｍ−１を第１ないし第ｍサイクル（サイク
ル０ないしサイクルｍ−１）にそれぞれ割当てるか、あ
るいは、その逆に、グルーブ０ないしｍ−１を第ｍない
し第１サイクル（サイクルｍ−１ないしサイクル０）に
それぞれ割当てるのが、制御を容易にする点で最も簡明
である。しかし、グループ番号の昇順又は降順を守る必
要はなく、不規則な順序で割当てが行なわれてもよい。
ただし、この割当ては、全スキヤンを通じて固定される
のが望ましい。各サイクル内において、割当てられたグ
ループ中の位相エンコード番号を使用する順序は、全く
自由である。しかし、この順序も、制御の容易の観点か
らは、全スキヤンを通じて昇順又は降順のいずれか一方
に統一するのが有利である。なお、複数サイクルずつ順
次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の一連の計測データ部
分を切出して、映像化してもよい。例えば、ｐサイクル
ずつずらせば、p/mスキヤン間隔の連続画像が得られ
る。
の番号は、ｉをｍで割つた余りに等しい。これらのグル
ープは、ｍ個のサイクルにそれぞれ割当てられる。グル
ープ０ないしｍ−１を第１ないし第ｍサイクル（サイク
ル０ないしサイクルｍ−１）にそれぞれ割当てるか、あ
るいは、その逆に、グルーブ０ないしｍ−１を第ｍない
し第１サイクル（サイクルｍ−１ないしサイクル０）に
それぞれ割当てるのが、制御を容易にする点で最も簡明
である。しかし、グループ番号の昇順又は降順を守る必
要はなく、不規則な順序で割当てが行なわれてもよい。
ただし、この割当ては、全スキヤンを通じて固定される
のが望ましい。各サイクル内において、割当てられたグ
ループ中の位相エンコード番号を使用する順序は、全く
自由である。しかし、この順序も、制御の容易の観点か
らは、全スキヤンを通じて昇順又は降順のいずれか一方
に統一するのが有利である。なお、複数サイクルずつ順
次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の一連の計測データ部
分を切出して、映像化してもよい。例えば、ｐサイクル
ずつずらせば、p/mスキヤン間隔の連続画像が得られ
る。
第６図ないし第８図は、第１図におけるのと同じｎ＝
12,m＝3,l＝３の条件の下で、位相エンコードパルスの
印加順序の他の例を示す。第６図の例では、第１図の例
と比較して、第２スキヤンの全サイクルにおいて、位相
エンコードパルスの印加順序が逆転されている。第７図
の例では、第１図の例と比較して、各スキヤンの第２サ
イクルにおける位相エンコードパルスの印加順序が逆転
されている。第８図の例では、どの二つのスキヤンを比
較しても、二つのサイクルにおいて、位相エンコードパ
ルスの印加順が相違している。これらの例のいずれにお
いても、各サイクルで用いられる位相エンコード番号
は、全スキヤンを通じて固定されており、したがつて、
位相エンコードパルスの印加順序の相違にもかかわら
ず、第１図の例によるのと実質上同じ連続画像が得られ
る。
12,m＝3,l＝３の条件の下で、位相エンコードパルスの
印加順序の他の例を示す。第６図の例では、第１図の例
と比較して、第２スキヤンの全サイクルにおいて、位相
エンコードパルスの印加順序が逆転されている。第７図
の例では、第１図の例と比較して、各スキヤンの第２サ
イクルにおける位相エンコードパルスの印加順序が逆転
されている。第８図の例では、どの二つのスキヤンを比
較しても、二つのサイクルにおいて、位相エンコードパ
ルスの印加順が相違している。これらの例のいずれにお
いても、各サイクルで用いられる位相エンコード番号
は、全スキヤンを通じて固定されており、したがつて、
位相エンコードパルスの印加順序の相違にもかかわら
ず、第１図の例によるのと実質上同じ連続画像が得られ
る。
スキヤン総数ｌと、スキヤン内のサイクル数ｍと、各
サイクルへの位相エンコード番号グループの割当てと、
各スキヤンの各サイクルにおける位相エンコード番号の
使用順序は、パルスシーケンスフアイル207に格納する
制御情報によつて自由に指定することができる。すなわ
ち、ハードウエアを改変する必要はない。
サイクルへの位相エンコード番号グループの割当てと、
各スキヤンの各サイクルにおける位相エンコード番号の
使用順序は、パルスシーケンスフアイル207に格納する
制御情報によつて自由に指定することができる。すなわ
ち、ハードウエアを改変する必要はない。
本発明によれば、スキヤン時間より遥かに短い間隔で
連続するMR画像列を得ることができ、換言すれば、MRI
の時間分解能を、スキヤン時間より遥かに小さい値に改
善することができる。したがつて、体内の状態の経時的
変化を、従来よりも遥かに短い時間間隔で映像化して、
観察することができ、その結果、一層適確な診断が可能
になる。また、スキヤンと画像生成の並列実行は処理時
間を短縮する。
連続するMR画像列を得ることができ、換言すれば、MRI
の時間分解能を、スキヤン時間より遥かに小さい値に改
善することができる。したがつて、体内の状態の経時的
変化を、従来よりも遥かに短い時間間隔で映像化して、
観察することができ、その結果、一層適確な診断が可能
になる。また、スキヤンと画像生成の並列実行は処理時
間を短縮する。
第１図は本発明による位相エンコードパルスの印加順序
の一例と、得られた計測データの切出しを示す図、第２
図は従来技術における位相エンコードパルスの印加順序
と、得られた計測データの切出しを示す図、第３図は本
発明を適用することができるMRIシステムの一例のブロ
ツクダイヤグラム、第４図は第３図のシステムで用いら
れるパルスシーケンスの一例を示す図、第５図は本発明
の一実施例を示すフローチヤート、第６図ないし第８図
は本発明による位相エンコードパルスの印加順序の他の
例を示す図である。 100……計測データ、102……１スキヤン、103……１サ
イクル、104〜106……抽出される１スキヤン相当の計測
データの範囲、201……静磁場発生装置、202……励起用
高周波磁場発生装置、203……傾斜磁場発生装置、204…
…受信装置、205,206……データ処理装置、207,208……
シーケンス制御装置、306……位相エンコードパルス。
の一例と、得られた計測データの切出しを示す図、第２
図は従来技術における位相エンコードパルスの印加順序
と、得られた計測データの切出しを示す図、第３図は本
発明を適用することができるMRIシステムの一例のブロ
ツクダイヤグラム、第４図は第３図のシステムで用いら
れるパルスシーケンスの一例を示す図、第５図は本発明
の一実施例を示すフローチヤート、第６図ないし第８図
は本発明による位相エンコードパルスの印加順序の他の
例を示す図である。 100……計測データ、102……１スキヤン、103……１サ
イクル、104〜106……抽出される１スキヤン相当の計測
データの範囲、201……静磁場発生装置、202……励起用
高周波磁場発生装置、203……傾斜磁場発生装置、204…
…受信装置、205,206……データ処理装置、207,208……
シーケンス制御装置、306……位相エンコードパルス。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 横山 哲夫 神奈川県川崎市麻生区王禅寺1099番地 株式会社日立製作所システム開発研究所 内 (72)発明者 矢仲 重信 千葉県柏市新十余二２―１ 株式会社日 立メデイコ技術研究所内 (72)発明者 小泉 英明 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日 立製作所那珂工場内 (56)参考文献 特開 平１−141657（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−214247（ＪＰ，Ａ)
Claims (4)
- 【請求項１】静磁場発生装置と、傾斜磁場発生装置と、
励起用高周波磁場発生装置と、検査対象物からの核磁気
共鳴信号を受信して計測データに変換する受信装置と、
これらの装置を制御し、前記傾斜磁場の一成分を位相エ
ンコード信号として複数のレベルにわたつて逐次変える
ことによりスキヤンを行なうシーケンス制御装置と、前
記受信装置からの計測データを処理して対応する画像を
生成するデータ処理装置とを備えた磁気共鳴撮影装置に
おいて、前記スキヤンを複数のサイクルに等分して実行
し、これらのサイクルに位相エンコード信号の前記複数
のレベルをそれらの分布がサイクル相互間で実質上同等
であるように分配するスキヤンステツプと、前記スキヤ
ンステツプを連続して複数回実行するステツプと、前記
複数回のスキヤンにより得られた計測データから特定数
のサイクルずつ順次ずれたそれぞれ１スキヤン相当の一
連の計測データ部分を抽出するステツプと、前記抽出さ
れた一連の計測データ部分からそれぞれ画像を生成する
ステツプとを有するダイナミツクイメージング方法。 - 【請求項２】請求項１において、前記スキヤンステツプ
の各サイクルで用いられる位相エンコード信号群は、１
スキヤン内のサイクル数と等しいレベル数の間隔を持つ
ダイナミツクイメージング方法。 - 【請求項３】請求項２において、位相エンコード信号に
レベルの昇順に０で始まる番号を付し、かつ、１スキヤ
ン内のサイクルに実行順又は実行の逆順に０で始まる番
号を付したとき、任意の番号の位相エンコード信号はそ
の番号の値を１スキヤン内のサイクル数で割つた余りと
等しい番号のサイクルで用いられるダイナミツクイメー
ジング方法。 - 【請求項４】請求項１、２又は３において、前記抽出ス
テツプと画像生成ステツプは、１画像の生成に必要な計
測データが得られた時に開始されて、後続する前記スキ
ヤンステツプと平行して遂行されるダイナミツクイメー
ジング方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63040808A JP2612737B2 (ja) | 1988-02-25 | 1988-02-25 | Ｍｒダイナミツクイメージング方法 |
| US07/313,439 US4914727A (en) | 1988-02-25 | 1989-02-22 | Method of magnetic resonance dynamic imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63040808A JP2612737B2 (ja) | 1988-02-25 | 1988-02-25 | Ｍｒダイナミツクイメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01218436A JPH01218436A (ja) | 1989-08-31 |
| JP2612737B2 true JP2612737B2 (ja) | 1997-05-21 |
Family
ID=12590941
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63040808A Expired - Lifetime JP2612737B2 (ja) | 1988-02-25 | 1988-02-25 | Ｍｒダイナミツクイメージング方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4914727A (ja) |
| JP (1) | JP2612737B2 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02224736A (ja) * | 1989-02-28 | 1990-09-06 | Shimadzu Corp | Ｍｒ撮像装置 |
| DE4137217C2 (de) * | 1991-11-13 | 1993-10-07 | Hennig Juergen | Verfahren der Kernspin-Tomographie |
| DE4142726C2 (de) * | 1991-12-21 | 1993-10-07 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Beobachtung von zeitlichen Veränderungen der Signalintensitäten eines Kernspintomographie-Bildes |
| JP3193450B2 (ja) * | 1992-05-20 | 2001-07-30 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| EP0627633A1 (en) * | 1993-05-18 | 1994-12-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for magnetic resonance imaging |
| DE4327325C1 (de) * | 1993-08-13 | 1995-01-12 | Siemens Ag | Verfahren zur zeitaufgelösten MR-Bildgebung |
| US5898305A (en) * | 1993-11-26 | 1999-04-27 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus having a fluoroscopy mode |
| CN113075598B (zh) * | 2020-01-03 | 2022-05-27 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 磁共振系统的磁场分布检测方法、磁共振系统及成像方法 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4486708A (en) * | 1981-12-21 | 1984-12-04 | Albert Macovski | Selective material projection imaging system using nuclear magnetic resonance |
| US4528985A (en) * | 1981-12-21 | 1985-07-16 | Albert Macovski | Blood vessel imaging system using nuclear magnetic resonance |
| US4577152A (en) * | 1983-04-11 | 1986-03-18 | Albert Macovski | Selective material projection imaging system using nuclear magnetic resonance |
| US4736160A (en) * | 1985-05-29 | 1988-04-05 | Hitachi, Ltd. | Nuclear magnetic resonance imaging method |
| EP0208236B1 (en) * | 1985-07-10 | 1992-10-21 | Hitachi, Ltd. | Nmr imaging method |
| US4752734A (en) * | 1985-08-06 | 1988-06-21 | The General Hospital Corporation | Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance |
| JPS6382640A (ja) * | 1986-09-29 | 1988-04-13 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置の調整方法 |
| US4857843A (en) * | 1986-12-08 | 1989-08-15 | Stanford University | Self-referencing magnetic resonance spectroscopy system |
-
1988
- 1988-02-25 JP JP63040808A patent/JP2612737B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-02-22 US US07/313,439 patent/US4914727A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01218436A (ja) | 1989-08-31 |
| US4914727A (en) | 1990-04-03 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |