JP2746903B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JP2746903B2 JP2746903B2 JP63063569A JP6356988A JP2746903B2 JP 2746903 B2 JP2746903 B2 JP 2746903B2 JP 63063569 A JP63063569 A JP 63063569A JP 6356988 A JP6356988 A JP 6356988A JP 2746903 B2 JP2746903 B2 JP 2746903B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） この発明は、磁気共鳴（以下［NMR］と称する）現像
を利用して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体
外部より無侵襲に測定し、医学的診断のための情報を得
る診断用NMR装置に関するものである。
を利用して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体
外部より無侵襲に測定し、医学的診断のための情報を得
る診断用NMR装置に関するものである。
（従来の技術） 磁気共鳴映像法（MRI）は、既に良く知られている様
に固有のスピンとこれに付随する核磁気能率の集団が強
度Hoの一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方向と
垂直な面内でω＝γHo（γは磁気回転比と呼ばれ、原子
核の種類に固有の定数である）で決まる角速度で回転す
る高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収することを利
用して、分子の化学的及び物理的な微視的情報を得るこ
とを可能をする手段である。この磁気共鳴映像法を用い
て、被検体内の特定原子核（例えば水及び脂肪中の水素
原子核）の空間的分布を映像化する方法としては、ロー
ターバー（Lauterbur）による投影再構成法、クマー（K
umar）、ウェルチ（Welti）、エルンスト（Ernst）等に
よるフーリエ法、およびこれの変形であるハチソン（Hu
tchison）等によるスピン・ワープ法等が考案されてい
る。
に固有のスピンとこれに付随する核磁気能率の集団が強
度Hoの一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方向と
垂直な面内でω＝γHo（γは磁気回転比と呼ばれ、原子
核の種類に固有の定数である）で決まる角速度で回転す
る高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収することを利
用して、分子の化学的及び物理的な微視的情報を得るこ
とを可能をする手段である。この磁気共鳴映像法を用い
て、被検体内の特定原子核（例えば水及び脂肪中の水素
原子核）の空間的分布を映像化する方法としては、ロー
ターバー（Lauterbur）による投影再構成法、クマー（K
umar）、ウェルチ（Welti）、エルンスト（Ernst）等に
よるフーリエ法、およびこれの変形であるハチソン（Hu
tchison）等によるスピン・ワープ法等が考案されてい
る。
これらの方法により、すでにＸ線CTを凌駕する画像が
得られる様になっているが、磁気共鳴映像法の最大の欠
点は撮影に時間がかかることであり、分のオーダーを要
する。したがって、患者の動きによりアーチファクトを
生じる。この点を解決するため、ハッセ（Haase）らに
より高速スキャン法が考案され、映像時間が秒のオーダ
ーにまで短縮された。しかし、この方法でも、心臓の撮
影には限界があり、心電同期が必要である。そこで、１
秒の画像再構成に必要なデータ収集を数十msで完了し、
心臓を心電同期なしで撮像する方法として超高速スキャ
ン法が考案された。その基本的アイデアは、高速スキャ
ン法の考案により前に、すでに、マンスフィールド（Ma
ns field）らによって考察され、エコープラナー法とし
て知られていた。
得られる様になっているが、磁気共鳴映像法の最大の欠
点は撮影に時間がかかることであり、分のオーダーを要
する。したがって、患者の動きによりアーチファクトを
生じる。この点を解決するため、ハッセ（Haase）らに
より高速スキャン法が考案され、映像時間が秒のオーダ
ーにまで短縮された。しかし、この方法でも、心臓の撮
影には限界があり、心電同期が必要である。そこで、１
秒の画像再構成に必要なデータ収集を数十msで完了し、
心臓を心電同期なしで撮像する方法として超高速スキャ
ン法が考案された。その基本的アイデアは、高速スキャ
ン法の考案により前に、すでに、マンスフィールド（Ma
ns field）らによって考察され、エコープラナー法とし
て知られていた。
（発明が解決しようとする課題） 上記の様に、超高速スキャン法は数十msという短時間
で１枚の画像再構成に必要なデータ収集を完了するた
め、心臓などの動く臓器をアーチファクトなどで撮像す
ることができると考えられていた。しかし、超高速スキ
ャン法は、エンコード方向に位相誤差が蓄積されるた
め、対象の動きに対して敏感であると考えられる。
で１枚の画像再構成に必要なデータ収集を完了するた
め、心臓などの動く臓器をアーチファクトなどで撮像す
ることができると考えられていた。しかし、超高速スキ
ャン法は、エンコード方向に位相誤差が蓄積されるた
め、対象の動きに対して敏感であると考えられる。
特に、Fullエンコード法は、Ｋ−スペースの下半平面
のデータを収集するために、負の初期位相を与えるエン
コード方向の勾配磁場を用いる。また、エンコード勾配
磁場の印加時間もハーフエンドコード法の場合に比べ長
い。したがって、動きの影響を受け易いと考えられる。
第３図は、超高速スキャン法の１つである。エコープラ
ナー・フルコンコード法の従来のシーケンスを示す。簡
単のために、Ceo＝−Ge，Teo＝Tobs/2とし、対象の動き
は速度成分のみ、そのｙ方向の速度成分はvyであるとす
れば、各点のゼロエンコード時での、位相誤差Δθは、 よりと表わされる。この位相誤差により、画像歪（アー
チファクト）を生じる。第４図（ａ），（ｂ）は、対象
の動きと、アーチファクトに関するシミュレーション結
果である。対象は、心臓の横断面の形状に対する様、円
環を用い、半径方向に動くとした。データ収集時間は64
ms、マトリクスサイズは64×64とした。
のデータを収集するために、負の初期位相を与えるエン
コード方向の勾配磁場を用いる。また、エンコード勾配
磁場の印加時間もハーフエンドコード法の場合に比べ長
い。したがって、動きの影響を受け易いと考えられる。
第３図は、超高速スキャン法の１つである。エコープラ
ナー・フルコンコード法の従来のシーケンスを示す。簡
単のために、Ceo＝−Ge，Teo＝Tobs/2とし、対象の動き
は速度成分のみ、そのｙ方向の速度成分はvyであるとす
れば、各点のゼロエンコード時での、位相誤差Δθは、 よりと表わされる。この位相誤差により、画像歪（アー
チファクト）を生じる。第４図（ａ），（ｂ）は、対象
の動きと、アーチファクトに関するシミュレーション結
果である。対象は、心臓の横断面の形状に対する様、円
環を用い、半径方向に動くとした。データ収集時間は64
ms、マトリクスサイズは64×64とした。
第４図（ａ）は、動きのない場合の再構成画像、第４
図（ｂ）は、動きのある場合の再構成画像である。エン
コード方向に、大きなアーチファクトを生じていること
がわかる。動きの程度は、全データ収集時間中に、１ピ
クセル動いた場合であり、12a/secの動きに対応する。
この動きは、心壁の最大速度にほぼ対応しており、ま
た、心臓弁や、内部血流はさらに大きな速度を持ってい
ることから、対象の動きによるアーチファクトが問題と
なって来ると考えられる。
図（ｂ）は、動きのある場合の再構成画像である。エン
コード方向に、大きなアーチファクトを生じていること
がわかる。動きの程度は、全データ収集時間中に、１ピ
クセル動いた場合であり、12a/secの動きに対応する。
この動きは、心壁の最大速度にほぼ対応しており、ま
た、心臓弁や、内部血流はさらに大きな速度を持ってい
ることから、対象の動きによるアーチファクトが問題と
なって来ると考えられる。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段と作用） 上記問題点を解決するために、エンコード方向に面積
の等しい正負の新たな勾配磁場波形を加える。
の等しい正負の新たな勾配磁場波形を加える。
正、負の二つの勾配磁場波形の面積は等しいため、動
かないスピンに対しては、位相の変化を生じない。動い
ているスピンでは、位相変化を生じるため、この位相変
化を利用し、エンコード勾配磁場により生じるゼロエン
コード時での位相誤差Δθを打消す様にする。これらの
方法により、対象の動きによるアーチファクトを軽減す
ることができる。
かないスピンに対しては、位相の変化を生じない。動い
ているスピンでは、位相変化を生じるため、この位相変
化を利用し、エンコード勾配磁場により生じるゼロエン
コード時での位相誤差Δθを打消す様にする。これらの
方法により、対象の動きによるアーチファクトを軽減す
ることができる。
（実施例） 以下、図面を参照してこの発明を詳細に説明する。第
１図は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図である。本発明の第一の方法は、前述のよ
うに、対象の動きによるエンコード方向の位相誤差Δθ
により、画像値がReal部分とImaginary部分とに分かれ
るため、絶対値をとって表示する方法である。第５図は
第４図（ｂ）を絶対値表示したものである。画像歪が軽
減されていることがわかる。但し、この方法の欠点は、
空間分解能が低下することである。第２図は、超高速ス
キャン法としてエコープラナー法を用いた場合の、本発
明の一実施例を示すパルスシーケンス図である。この図
からわかる様に、エンコード方向に、面積の等しい正負
の二つの新たな勾配磁場波形24を加えている。（負の部
分は、初期位相用エンコードパルス23と連続して表わさ
れている）簡単のために、この位相補正用勾配磁場波形
24の振巾Gc1，Gc2および印加時間Tc1，Tc2と選ぶとすれ
ば、スピンのゼロエンコード時での位相誤差は、 となる。第６図は、この補正を行った場合の再構成画像
を示す。撮像条件及び入力画像、動きの程度は、第４図
（ｂ）と同一である。画像歪が良く補正されていること
がわかる。本発明は、さらに種々の変形実施が可能であ
る。位相補正用勾配磁場24の振巾Gc1，Gc2，印加時間T
c1，Tc2は、必ずしも上記の様に選ぶ必要はなく、Δθ
が０となる様な組み合わせならば、いかように調整して
も良い。例えば、TEを短くするため、印加時間Tc1，Tc2
を短くし、勾配磁場強度Gc1，Gc2を上げΔθを０とする
様選ぶことも可能である。また、補正用勾配磁場波形24
は必ずしもエンコード勾配磁場に連続して加える必要は
なく、時間的に離して印加しても良い。第７図は、面積
が等しい正負二つの勾配磁場パルス25が時間τ離れて印
加される場合の図である。振巾は等しくGp、各勾配磁場
パルス25の印加時間をTpすると、このとき、この勾配磁
場と同一方向に速度ｖで動く対象のスピンの位相Δθp
は、これらの勾配磁場の印加終了時点で、 となる。ここで、xoはスピンの初期位置である。したが
って、位相補正用勾配磁場24を離して印加する場合で
も、あるいは、エンコード用勾配磁場22と初期位相用エ
ンコード勾配磁場23が離れて印加されているシーケンス
へ適用する場合でも、これらのパラメータを適当に選ぶ
ことにより位相誤差Δθを打消すことができる。また、
これらの勾配磁場パルス25の振巾Gp、 および印加時間Tpは二つのパルスで同一である必要は
なく、振巾の荷号も含め、異った組み合わせにすること
も可能である。
１図は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図である。本発明の第一の方法は、前述のよ
うに、対象の動きによるエンコード方向の位相誤差Δθ
により、画像値がReal部分とImaginary部分とに分かれ
るため、絶対値をとって表示する方法である。第５図は
第４図（ｂ）を絶対値表示したものである。画像歪が軽
減されていることがわかる。但し、この方法の欠点は、
空間分解能が低下することである。第２図は、超高速ス
キャン法としてエコープラナー法を用いた場合の、本発
明の一実施例を示すパルスシーケンス図である。この図
からわかる様に、エンコード方向に、面積の等しい正負
の二つの新たな勾配磁場波形24を加えている。（負の部
分は、初期位相用エンコードパルス23と連続して表わさ
れている）簡単のために、この位相補正用勾配磁場波形
24の振巾Gc1，Gc2および印加時間Tc1，Tc2と選ぶとすれ
ば、スピンのゼロエンコード時での位相誤差は、 となる。第６図は、この補正を行った場合の再構成画像
を示す。撮像条件及び入力画像、動きの程度は、第４図
（ｂ）と同一である。画像歪が良く補正されていること
がわかる。本発明は、さらに種々の変形実施が可能であ
る。位相補正用勾配磁場24の振巾Gc1，Gc2，印加時間T
c1，Tc2は、必ずしも上記の様に選ぶ必要はなく、Δθ
が０となる様な組み合わせならば、いかように調整して
も良い。例えば、TEを短くするため、印加時間Tc1，Tc2
を短くし、勾配磁場強度Gc1，Gc2を上げΔθを０とする
様選ぶことも可能である。また、補正用勾配磁場波形24
は必ずしもエンコード勾配磁場に連続して加える必要は
なく、時間的に離して印加しても良い。第７図は、面積
が等しい正負二つの勾配磁場パルス25が時間τ離れて印
加される場合の図である。振巾は等しくGp、各勾配磁場
パルス25の印加時間をTpすると、このとき、この勾配磁
場と同一方向に速度ｖで動く対象のスピンの位相Δθp
は、これらの勾配磁場の印加終了時点で、 となる。ここで、xoはスピンの初期位置である。したが
って、位相補正用勾配磁場24を離して印加する場合で
も、あるいは、エンコード用勾配磁場22と初期位相用エ
ンコード勾配磁場23が離れて印加されているシーケンス
へ適用する場合でも、これらのパラメータを適当に選ぶ
ことにより位相誤差Δθを打消すことができる。また、
これらの勾配磁場パルス25の振巾Gp、 および印加時間Tpは二つのパルスで同一である必要は
なく、振巾の荷号も含め、異った組み合わせにすること
も可能である。
さらに、位相補正用勾配磁場波形24は、必ずしも、ス
ピンエコーを生じさせる180°パルス19の後に加える必
要はなく、180°パルス19の前に加えても良い。このと
き、180°パルス19を境として、位相の符号が反転する
ことに注意する必要がある。また、180°パルス19とし
ては、選択励起パルスを用いても同様である。
ピンエコーを生じさせる180°パルス19の後に加える必
要はなく、180°パルス19の前に加えても良い。このと
き、180°パルス19を境として、位相の符号が反転する
ことに注意する必要がある。また、180°パルス19とし
ては、選択励起パルスを用いても同様である。
また、本実施例の用に、用いるシーケンスは必ずしも
スピンエコー法である必要はなく、FID法に対しても同
様に適用できる。さらに、この手法は、エコープラナー
法に限らず、超高速フーリエ法など、他の超高速シーケ
ンスへも適用可能である。
スピンエコー法である必要はなく、FID法に対しても同
様に適用できる。さらに、この手法は、エコープラナー
法に限らず、超高速フーリエ法など、他の超高速シーケ
ンスへも適用可能である。
補正する動きの成分に関しても拡張可能であり、勾配
磁場波形の数をふやすことにより、速度項ばかりでな
く、加速度、ierkといった高次の成分も補正可能であ
る。このとき、印加する勾配磁場波形は、全体として
正、負の面積が等しくなる様にし、各勾配磁場パルスの
振巾および印加時間をパラメータとして、速度項の場合
と同様の手法により、高次の項による位相誤差を消去す
れば良い。
磁場波形の数をふやすことにより、速度項ばかりでな
く、加速度、ierkといった高次の成分も補正可能であ
る。このとき、印加する勾配磁場波形は、全体として
正、負の面積が等しくなる様にし、各勾配磁場パルスの
振巾および印加時間をパラメータとして、速度項の場合
と同様の手法により、高次の項による位相誤差を消去す
れば良い。
［発明の効果］ これらの手法を用いることにより、対象の動きによる
画像歪の少ない、超高速MRI画像を得る事ができる。
画像歪の少ない、超高速MRI画像を得る事ができる。
第１図は本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図、第２図は、本発明に係るシーケンスの一
実施例を示す図、第３図は、エコープラナー法による、
従来の超高速MRIフルエンコード法のシーケンスを示す
図、第４図（ａ）は、対象の動きと再構成画像のシミュ
レーションにおいて、対象の動きがない場合の再構成画
像を示す図、第４図（ｂ）は対象の動きのある場合の再
構成画像を示す図、第５図は、本発明の第一の手段によ
って、対象の動きによる画像歪を補正した結果を示す
図、第６図は、本発明の第二の手段により補正を行った
場合を示す図、第７図は、時間的にて離れた位相補正用
勾配磁場を示す図である。 １…被検体、２…静磁場発生用コイル、３…静磁場励磁
用電波、４…パルスシーケンス、５…RFパルス発生・送
信部、６…受信部、７…デュプレクサ、８…プローブ、
９…電子計算機、10…インターフェース、11…勾配磁場
コントローラ、12,13,14…勾配磁場駆動電源、15…勾配
磁場発生用コイル、16…シムコイル、17…表示器、18…
選択励起パルス、19…180°パルス、20…スライス用勾
配磁場、21…読出用勾配磁場、22…エンコード用勾配磁
場、23…初期位相用エンコード勾配磁場、24…位相補正
用磁場、25…勾配磁場パルス
すブロック図、第２図は、本発明に係るシーケンスの一
実施例を示す図、第３図は、エコープラナー法による、
従来の超高速MRIフルエンコード法のシーケンスを示す
図、第４図（ａ）は、対象の動きと再構成画像のシミュ
レーションにおいて、対象の動きがない場合の再構成画
像を示す図、第４図（ｂ）は対象の動きのある場合の再
構成画像を示す図、第５図は、本発明の第一の手段によ
って、対象の動きによる画像歪を補正した結果を示す
図、第６図は、本発明の第二の手段により補正を行った
場合を示す図、第７図は、時間的にて離れた位相補正用
勾配磁場を示す図である。 １…被検体、２…静磁場発生用コイル、３…静磁場励磁
用電波、４…パルスシーケンス、５…RFパルス発生・送
信部、６…受信部、７…デュプレクサ、８…プローブ、
９…電子計算機、10…インターフェース、11…勾配磁場
コントローラ、12,13,14…勾配磁場駆動電源、15…勾配
磁場発生用コイル、16…シムコイル、17…表示器、18…
選択励起パルス、19…180°パルス、20…スライス用勾
配磁場、21…読出用勾配磁場、22…エンコード用勾配磁
場、23…初期位相用エンコード勾配磁場、24…位相補正
用磁場、25…勾配磁場パルス
Claims (2)
- 【請求項１】被検体に一様な静磁場を印加すると共に、
スライス用、読出用及びエンコード用の各勾配磁場を印
加して被検体内からの磁気共鳴信号を検出して映像化す
る磁気共鳴映像装置において、前記読出用勾配磁場をス
イッチングさせて印加することによりマルチエコーを生
じさせる手段と、ゼロエンコード時に前記エンコード用
勾配磁場により生じる位相誤差を補正するように調整さ
れた面積の等しい正負二つの勾配磁場パルスをエンコー
ド方向に印加する手段とを備えたことを特徴とする磁気
共鳴映像装置。 - 【請求項２】被検体内から検出された前記磁気共鳴映像
信号の基づいて得られる再構成画像の各ピクセル値を絶
対値表示する手段を備えたことを特徴とする請求項１記
載の磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63063569A JP2746903B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | 磁気共鳴映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63063569A JP2746903B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01238848A JPH01238848A (ja) | 1989-09-25 |
| JP2746903B2 true JP2746903B2 (ja) | 1998-05-06 |
Family
ID=13233012
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63063569A Expired - Fee Related JP2746903B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2746903B2 (ja) |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0785737B2 (ja) * | 1985-04-01 | 1995-09-20 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPH0714386B2 (ja) * | 1985-04-10 | 1995-02-22 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US4728890A (en) * | 1985-08-16 | 1988-03-01 | Picker International, Inc. | Motion artifact suppression technique of magnetic resonance imaging |
-
1988
- 1988-03-18 JP JP63063569A patent/JP2746903B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01238848A (ja) | 1989-09-25 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |