JP3283632B2 - 核磁気共鳴装置 - Google Patents
核磁気共鳴装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測
定し核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関する。
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測
定し核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在臨床で普及しているＭＲＩでは、被
検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態情
報が得られる。一方、最近ＭＲＩの超高速撮影法などを
使って、人の脳機能が測定され始めた。この測定では人
体を刺激する方法として光や音などを用い、刺激に対す
る脳の反応をＭＲＩ画像として時系列に捕らえる。超高
速撮影法は、一般に画質があまり高くなく、これを改善
する方法として撮影を位相領域で分割する方法が採用で
きる。このような撮影の典型的な信号取得方法を図２に
示す。図２（ａ）は、位相空間１を使って位相分割によ
る撮影方法を説明する図である。位相空間１は位相方向
エンコード３と周波数方向エンコード２からなる矩形領
域である。図では位相方向エンコード３は全領域（−２
／π〜＋２／π）をカバーするフルエンコードである。
本例では位相方向エンコード３を３分割にしており、そ
れぞれに対応する位相領域４が形成される。本例では位
相空間１は３領域４１、４２、４３からなる。画像５は
３領域のデータを２次元フーリエ変換することで得られ
る。位相分割による撮影の典型的なタイムチャートを図
２（ｂ）に示す。時間軸６の進行方向に従い、まず領域
４１のデータを収集し、次に領域４２、更に領域４３の
データを収集する。ここで個々の領域の信号収集時間
は、撮影シーケンスにおけるエコー時間ＴＥと各エコー
に対するデータ収集数で決定され、画像の位相方向の空
間分解能と再生画像のＴ2強調度に反映される。個々の
領域間の待ち時間は撮影シーケンスにおける繰返し時間
ＴＲで決定され、再生画像のＴ1強調度に反映される。
上記３組のデータから２次元フーリエ変換などにより画
像５１を再構成する。次に再び領域４１、４２、４３の
順にデータを収集し３組のデータから画像５２を再構成
する。こうして撮影を繰返し動画像を得る。このような
信号検出法において信号の取得時間は、個々の領域の信
号収集時間の位相分割数倍になる。即ち一般に連続画像
取得の繰返しレートＲは、各領域のデータ収集時間を
Ｔ、位相分割数をＮとして、Ｒ＝１／ＮＴで与えられ
る。上記例ではＲ＝１／３Ｔである。位相の分割は３分
割の他に撮影目的に応じて任意の分割数が考えられる。
１枚の画像のデータの取得時間は位相分割数に応じて１
００ｍｓ〜５ｓ程度になる。このような位相分割法は、
スパイラルスキャ等でも用いられており同様の考え方で
動画像の撮影レートが規定される。
検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態情
報が得られる。一方、最近ＭＲＩの超高速撮影法などを
使って、人の脳機能が測定され始めた。この測定では人
体を刺激する方法として光や音などを用い、刺激に対す
る脳の反応をＭＲＩ画像として時系列に捕らえる。超高
速撮影法は、一般に画質があまり高くなく、これを改善
する方法として撮影を位相領域で分割する方法が採用で
きる。このような撮影の典型的な信号取得方法を図２に
示す。図２（ａ）は、位相空間１を使って位相分割によ
る撮影方法を説明する図である。位相空間１は位相方向
エンコード３と周波数方向エンコード２からなる矩形領
域である。図では位相方向エンコード３は全領域（−２
／π〜＋２／π）をカバーするフルエンコードである。
本例では位相方向エンコード３を３分割にしており、そ
れぞれに対応する位相領域４が形成される。本例では位
相空間１は３領域４１、４２、４３からなる。画像５は
３領域のデータを２次元フーリエ変換することで得られ
る。位相分割による撮影の典型的なタイムチャートを図
２（ｂ）に示す。時間軸６の進行方向に従い、まず領域
４１のデータを収集し、次に領域４２、更に領域４３の
データを収集する。ここで個々の領域の信号収集時間
は、撮影シーケンスにおけるエコー時間ＴＥと各エコー
に対するデータ収集数で決定され、画像の位相方向の空
間分解能と再生画像のＴ2強調度に反映される。個々の
領域間の待ち時間は撮影シーケンスにおける繰返し時間
ＴＲで決定され、再生画像のＴ1強調度に反映される。
上記３組のデータから２次元フーリエ変換などにより画
像５１を再構成する。次に再び領域４１、４２、４３の
順にデータを収集し３組のデータから画像５２を再構成
する。こうして撮影を繰返し動画像を得る。このような
信号検出法において信号の取得時間は、個々の領域の信
号収集時間の位相分割数倍になる。即ち一般に連続画像
取得の繰返しレートＲは、各領域のデータ収集時間を
Ｔ、位相分割数をＮとして、Ｒ＝１／ＮＴで与えられ
る。上記例ではＲ＝１／３Ｔである。位相の分割は３分
割の他に撮影目的に応じて任意の分割数が考えられる。
１枚の画像のデータの取得時間は位相分割数に応じて１
００ｍｓ〜５ｓ程度になる。このような位相分割法は、
スパイラルスキャ等でも用いられており同様の考え方で
動画像の撮影レートが規定される。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】現在一般的な脳の局所
血流量は１〜５秒程度での変化として捕らえられている
が、細胞レベルの局所的な変化に着目すればサブ秒以下
の時間分解能が必要である。しかし画質を良くしようと
するとそれに応じて、画像取得の繰返しレートを高速に
できないという、ジレンマがあった。従って、良好な画
像を高い繰返しレートで取得することが強く求められて
いる。他の面からはこの要求は、同一の繰返しレートで
の高画質化とも云える。しかし従来知られている高速撮
影手法である、高速スピンエコー法や高速グラジエント
エコー法などでは、良好な画質を保ったまま繰返しレー
トをあげることには限界がある。またエコープレナー法
やスパイラル法などの超高速撮影法で画質を向上させる
ために、位相分割法を適応すると、上述のように画質を
向上させると繰返しレートが低下する問題があった。本
発明の目的は上記の問題点を解決し、繰返しレートが向
上した脳機能計測に適したＭＲＩ画像取得方法、及びこ
れを用いた装置を提供する。
血流量は１〜５秒程度での変化として捕らえられている
が、細胞レベルの局所的な変化に着目すればサブ秒以下
の時間分解能が必要である。しかし画質を良くしようと
するとそれに応じて、画像取得の繰返しレートを高速に
できないという、ジレンマがあった。従って、良好な画
像を高い繰返しレートで取得することが強く求められて
いる。他の面からはこの要求は、同一の繰返しレートで
の高画質化とも云える。しかし従来知られている高速撮
影手法である、高速スピンエコー法や高速グラジエント
エコー法などでは、良好な画質を保ったまま繰返しレー
トをあげることには限界がある。またエコープレナー法
やスパイラル法などの超高速撮影法で画質を向上させる
ために、位相分割法を適応すると、上述のように画質を
向上させると繰返しレートが低下する問題があった。本
発明の目的は上記の問題点を解決し、繰返しレートが向
上した脳機能計測に適したＭＲＩ画像取得方法、及びこ
れを用いた装置を提供する。
【０００４】
【課題を解決するための手段】被検体からの核磁気共鳴
信号から、信号の位相情報と周波数情報を使って、画像
を再構成し、少なくとも連続してｎ（ｎは正の整数）枚
の画像を取得する核磁気共鳴撮影方法において、（１）
ｉ（ｉは、ｉ＜ｎである整数）枚目の画像は、第１の位
相・周波数情報の一部を（ｉ−１）枚目の画像と共用
し、かつ第２の位相・周波数情報の一部を（ｉ＋１）枚
目の画像と共用すること、（２）ｉ（ｉはａを自然数と
し、ａ＜ｉ＜ｎ−ａである正の整数）枚目の画像は、第
１の位相・周波数情報の複数部分をｊ（ｊは、ｉ−ａ≦
ｊ＜ｉである整数）枚目の画像と共用し、かつ第２の位
相・周波数情報の複数部分をｋ（ｋは、ｉ≦ｋ＜ｉ＋ａ
である整数）枚目の画像と共用することに特徴を有する
核磁気共鳴撮影方法である。さらに、（ａ）第１及び第
２の位相・情報は、第１と第２の情報に含まれない第３
の位相・周波数情報に比べ、位相エンコードの絶対値が
大きな条件のもとで得ること、（ｂ）第１及び第２の位
相・周波数情報は、互いに重複しないこと、（ｃ）第１
及び第２の周波数情報は、各々第３の位相・周波数情報
とその一部を重複すること、（ｄ）第１の位相・周波数
情報の位相エンコード量は正であり、第２の位相・周波
数情報の位相エンコード量は負であること、（ｅ）核磁
気共鳴信号の取得方法が、グラディエントエコー法、エ
コープレナー法、スパイラル法のいずれかであること、
に特徴がある。
信号から、信号の位相情報と周波数情報を使って、画像
を再構成し、少なくとも連続してｎ（ｎは正の整数）枚
の画像を取得する核磁気共鳴撮影方法において、（１）
ｉ（ｉは、ｉ＜ｎである整数）枚目の画像は、第１の位
相・周波数情報の一部を（ｉ−１）枚目の画像と共用
し、かつ第２の位相・周波数情報の一部を（ｉ＋１）枚
目の画像と共用すること、（２）ｉ（ｉはａを自然数と
し、ａ＜ｉ＜ｎ−ａである正の整数）枚目の画像は、第
１の位相・周波数情報の複数部分をｊ（ｊは、ｉ−ａ≦
ｊ＜ｉである整数）枚目の画像と共用し、かつ第２の位
相・周波数情報の複数部分をｋ（ｋは、ｉ≦ｋ＜ｉ＋ａ
である整数）枚目の画像と共用することに特徴を有する
核磁気共鳴撮影方法である。さらに、（ａ）第１及び第
２の位相・情報は、第１と第２の情報に含まれない第３
の位相・周波数情報に比べ、位相エンコードの絶対値が
大きな条件のもとで得ること、（ｂ）第１及び第２の位
相・周波数情報は、互いに重複しないこと、（ｃ）第１
及び第２の周波数情報は、各々第３の位相・周波数情報
とその一部を重複すること、（ｄ）第１の位相・周波数
情報の位相エンコード量は正であり、第２の位相・周波
数情報の位相エンコード量は負であること、（ｅ）核磁
気共鳴信号の取得方法が、グラディエントエコー法、エ
コープレナー法、スパイラル法のいずれかであること、
に特徴がある。
【０００５】また、被検体の占める空間に静磁場を発生
する磁石と、該空間に傾斜磁場を発生するＧＣコイルと
該領域に高周波磁場を発生するＲＦプローブとこれらを
制御する制御部と、被検体が発する核磁気共鳴信号を検
出するＲＦプローブとプローブの信号を検出する検出部
と検出信号を記録する信号記録部と記録信号を信号処理
し画像信号に変換する信号処理部と、画像信号に基づき
画像を表示する表示部からなる核磁気共鳴装置におい
て、（Ｉ）検出部は少なくとも連続してｎ（ｎは正の整
数）枚分の画像の信号を検出し、信号処理部はｉ（ｉ
は、１＜ｉ＜ｎである正の整数）枚目の画像を、第１の
位相・周波数情報の一部をｉ−１枚目の画像と共用し、
かつ第２の位相・周波数情報の一部をｉ＋１枚目の画像
と共用して画像信号を計算すること、（II）検出部は少
なくとも連続してｎ（ｎは正の整数）枚分の画像の信号
を検出し、信号処理部はｉ（ｉはａを自然数とし、ａ＜
ｉ＜ｎ−ａである正の整数）枚目の画像は、第１の位相
・周波数情報の複数部分をｊ（ｊは、ｉ−ａ≦ｊ＜ｉで
ある整数）枚目の画像と共用し、かつ第２の位相・周波
数情報の複数部分をｋ（ｋは、ｉ≦ｋ＜ｉ＋ａである整
数）枚目の画像と共用して画像信号を計算することに特
徴を有する核磁気共鳴装置である。
する磁石と、該空間に傾斜磁場を発生するＧＣコイルと
該領域に高周波磁場を発生するＲＦプローブとこれらを
制御する制御部と、被検体が発する核磁気共鳴信号を検
出するＲＦプローブとプローブの信号を検出する検出部
と検出信号を記録する信号記録部と記録信号を信号処理
し画像信号に変換する信号処理部と、画像信号に基づき
画像を表示する表示部からなる核磁気共鳴装置におい
て、（Ｉ）検出部は少なくとも連続してｎ（ｎは正の整
数）枚分の画像の信号を検出し、信号処理部はｉ（ｉ
は、１＜ｉ＜ｎである正の整数）枚目の画像を、第１の
位相・周波数情報の一部をｉ−１枚目の画像と共用し、
かつ第２の位相・周波数情報の一部をｉ＋１枚目の画像
と共用して画像信号を計算すること、（II）検出部は少
なくとも連続してｎ（ｎは正の整数）枚分の画像の信号
を検出し、信号処理部はｉ（ｉはａを自然数とし、ａ＜
ｉ＜ｎ−ａである正の整数）枚目の画像は、第１の位相
・周波数情報の複数部分をｊ（ｊは、ｉ−ａ≦ｊ＜ｉで
ある整数）枚目の画像と共用し、かつ第２の位相・周波
数情報の複数部分をｋ（ｋは、ｉ≦ｋ＜ｉ＋ａである整
数）枚目の画像と共用して画像信号を計算することに特
徴を有する核磁気共鳴装置である。
【０００６】
【作用】図１（ａ）に位相分割撮影法を位相空間上で説
明する図を、（ｂ）に本発明を説明するタイムチャート
を示す。図では従来例（図２）との比較を容易にするた
め位相をフルエンコードとし、位相領域を３分割とした
撮影法を示している。シーケンスはエコープレナー法な
どである。まず本発明における連続画像取得の繰返しレ
ートＲは、各領域のデータ収集時間をＴ、位相分割数を
Ｎ、重複して再構成する領域数をＭ、重複数をＬとし
て、Ｒ＝１／（Ｎ−Ｍ＋Ｍ／Ｌ）Ｔで与えられる。上記
例では、Ｎ＝３、Ｍ＝２、Ｌ＝２なので、Ｒ＝１／２Ｔ
であり従来（Ｎ＝３、Ｍ＝０、なので、Ｒ＝１／３Ｔ）
に比べ１．５倍繰返しレートが早くなる。本発明では従
来シーケンスと比べてＴが一定でも高スループット化が
できる。即ち、個々の位相領域のデータ収集に費やす時
間は短くならないので、Ｓ／Ｎが従来手法と比べて低下
することは無い。本発明では、連続した画像において一
部の信号を前後の画像で共用するので従来の撮影シーケ
ンスと比べて繰返しレートが向上する。
明する図を、（ｂ）に本発明を説明するタイムチャート
を示す。図では従来例（図２）との比較を容易にするた
め位相をフルエンコードとし、位相領域を３分割とした
撮影法を示している。シーケンスはエコープレナー法な
どである。まず本発明における連続画像取得の繰返しレ
ートＲは、各領域のデータ収集時間をＴ、位相分割数を
Ｎ、重複して再構成する領域数をＭ、重複数をＬとし
て、Ｒ＝１／（Ｎ−Ｍ＋Ｍ／Ｌ）Ｔで与えられる。上記
例では、Ｎ＝３、Ｍ＝２、Ｌ＝２なので、Ｒ＝１／２Ｔ
であり従来（Ｎ＝３、Ｍ＝０、なので、Ｒ＝１／３Ｔ）
に比べ１．５倍繰返しレートが早くなる。本発明では従
来シーケンスと比べてＴが一定でも高スループット化が
できる。即ち、個々の位相領域のデータ収集に費やす時
間は短くならないので、Ｓ／Ｎが従来手法と比べて低下
することは無い。本発明では、連続した画像において一
部の信号を前後の画像で共用するので従来の撮影シーケ
ンスと比べて繰返しレートが向上する。
【０００７】
【実施例】本発明の第１の実施例を図１に従い説明す
る。撮影シーケンスはグラディエントエコー型のエコー
プレナー法である。周波数方向のエンコード数、位相方
向のエンコード数ともに６４である。Ｔ2を規定するエ
コー時間ＴＥは６０ｍｓ、Ｔ1を規定する繰返し時間Ｔ
Ｒは１秒である。従って各領域の周波数方向のエンコー
ド数は６４、位相方向のエンコード数は２２程度であ
る。エコープレナー法のデータ収集は図４のように表さ
れる。測定の開始点６１から周波数方向にエンコードさ
れた線６２に従ってデータは収集され、次に６３の線に
従って位相方向のエンコードが与えられる。更に再び周
波数方向にエンコードされた線６４に従ってデータは収
集される。このようにして領域４２（点線で示す。）内
の位相空間の情報が取得される。各領域における検出信
号の位相の連続性は、原理的には保たれるが、実際には
装置の歪や不安定性により必ずしも保証されない。これ
を補償するには、各画像の信号の領域を僅かにオーバー
ラップする。即ち領域４１（点線で示す。）と領域４２
を、領域４２と領域４３（点線で示す。）を例えば１か
ら５エンコード程度重ね、同一エンコードの位相のずれ
から検出信号の位相のずれを補償する。エコー信号が最
も強いのは、位相、周波数ともに中心（ゼロ）に近い部
分７（図１（ａ）参照）であり、領域４２に含まれる。
この領域で得た信号はフーリエ変換により再構成した画
像上では位相方向の低空間周波数成分に対応している。
一方領域４２と領域４３で得られる信号の絶対値は小さ
く、またこれらの領域で得た信号は画像上では位相方向
の高空間周波数成分に対応している。これらのデータ
は、また画像上に現われる打切り誤差（トランケーショ
ン）の低減に寄与している。脳機能計測における局所血
流量の変化などを捕らえる場合に、時間的に近接した画
像間では、低空間周波数成分の変化が重要である。従っ
て時間の異なる画像間の変化に関する情報は主に領域４
２で検出する信号に含まれる。そのため本発明において
隣接する画像間で画像の高空間周波数領域のデータ、即
ち位相エンコ−ドの絶対値が大きな領域４１、４３のデ
ータを共用しても、領域４２のデータ収集時の時間情報
でほぼ規定されるため、再構成画像の時間分解能がほと
んど劣化しない。換言すれば本実施例の特徴として、図
１（ｂ）に示した一連の撮影シーケンスにおいて必要と
する情報量が最も多い信号領域４２を比較的高い繰返し
レートで検出し、必要とする情報量が少ない信号領域４
１または４３を比較的低い繰返しレートで検出し、時間
的に連続した画像を得ている。
る。撮影シーケンスはグラディエントエコー型のエコー
プレナー法である。周波数方向のエンコード数、位相方
向のエンコード数ともに６４である。Ｔ2を規定するエ
コー時間ＴＥは６０ｍｓ、Ｔ1を規定する繰返し時間Ｔ
Ｒは１秒である。従って各領域の周波数方向のエンコー
ド数は６４、位相方向のエンコード数は２２程度であ
る。エコープレナー法のデータ収集は図４のように表さ
れる。測定の開始点６１から周波数方向にエンコードさ
れた線６２に従ってデータは収集され、次に６３の線に
従って位相方向のエンコードが与えられる。更に再び周
波数方向にエンコードされた線６４に従ってデータは収
集される。このようにして領域４２（点線で示す。）内
の位相空間の情報が取得される。各領域における検出信
号の位相の連続性は、原理的には保たれるが、実際には
装置の歪や不安定性により必ずしも保証されない。これ
を補償するには、各画像の信号の領域を僅かにオーバー
ラップする。即ち領域４１（点線で示す。）と領域４２
を、領域４２と領域４３（点線で示す。）を例えば１か
ら５エンコード程度重ね、同一エンコードの位相のずれ
から検出信号の位相のずれを補償する。エコー信号が最
も強いのは、位相、周波数ともに中心（ゼロ）に近い部
分７（図１（ａ）参照）であり、領域４２に含まれる。
この領域で得た信号はフーリエ変換により再構成した画
像上では位相方向の低空間周波数成分に対応している。
一方領域４２と領域４３で得られる信号の絶対値は小さ
く、またこれらの領域で得た信号は画像上では位相方向
の高空間周波数成分に対応している。これらのデータ
は、また画像上に現われる打切り誤差（トランケーショ
ン）の低減に寄与している。脳機能計測における局所血
流量の変化などを捕らえる場合に、時間的に近接した画
像間では、低空間周波数成分の変化が重要である。従っ
て時間の異なる画像間の変化に関する情報は主に領域４
２で検出する信号に含まれる。そのため本発明において
隣接する画像間で画像の高空間周波数領域のデータ、即
ち位相エンコ−ドの絶対値が大きな領域４１、４３のデ
ータを共用しても、領域４２のデータ収集時の時間情報
でほぼ規定されるため、再構成画像の時間分解能がほと
んど劣化しない。換言すれば本実施例の特徴として、図
１（ｂ）に示した一連の撮影シーケンスにおいて必要と
する情報量が最も多い信号領域４２を比較的高い繰返し
レートで検出し、必要とする情報量が少ない信号領域４
１または４３を比較的低い繰返しレートで検出し、時間
的に連続した画像を得ている。
【０００８】あるいは本実施例の特徴として、位相エン
コード量の絶対値が小さい信号領域を比較的高い繰返し
レートで検出し、位相エンコード量の絶対値が大きい信
号領域を比較的低い繰返しレートで検出し時間的に連続
した画像を得ている。更に換言すれば本実施例の特徴と
して、画像の低空間周波成分に対応する信号領域を比較
的高い繰返しレートで検出し、高空間周波成分に対応す
る信号領域を比較的低い繰返しレートで検出し時間的に
連続した画像を得ている。次に、本実施例の他の特徴を
示す。一般に位相エンコード量の絶対値が等しく符号が
異なる２つの領域、領域４１と領域４３で検出する信号
は、複素共役の関係にあり互換性があることが知られて
いる。従って画像５１と画像５２のように、領域４１を
領域４２の先に検出するか領域４１を領域４２の後に検
出するかは、本質的に再構成する２枚の画像の質に影響
を与えることは無い。従って画像５１、画像５２、更に
画像５１と同様の信号取得順序を有する画像５３…と、
交互に画像を検出、表示しても画像の連続性が保たれ
る。
コード量の絶対値が小さい信号領域を比較的高い繰返し
レートで検出し、位相エンコード量の絶対値が大きい信
号領域を比較的低い繰返しレートで検出し時間的に連続
した画像を得ている。更に換言すれば本実施例の特徴と
して、画像の低空間周波成分に対応する信号領域を比較
的高い繰返しレートで検出し、高空間周波成分に対応す
る信号領域を比較的低い繰返しレートで検出し時間的に
連続した画像を得ている。次に、本実施例の他の特徴を
示す。一般に位相エンコード量の絶対値が等しく符号が
異なる２つの領域、領域４１と領域４３で検出する信号
は、複素共役の関係にあり互換性があることが知られて
いる。従って画像５１と画像５２のように、領域４１を
領域４２の先に検出するか領域４１を領域４２の後に検
出するかは、本質的に再構成する２枚の画像の質に影響
を与えることは無い。従って画像５１、画像５２、更に
画像５１と同様の信号取得順序を有する画像５３…と、
交互に画像を検出、表示しても画像の連続性が保たれ
る。
【０００９】本発明の第２の実施例を図３を用いて説明
する。本実施例が第１の実施例と異なる点は位相領域を
５分割してある点である。即ち位相エンコードは図３
（ａ）に示したように４１から４５の５つの領域に別れ
ている。必要とする情報量が最も多い領域は太線で示し
た４３の領域である。必要とする情報量が次に多いのは
領域４２と４４である。本発明のデータ取得のシーケン
スは、複数個あり、その一例を図３（ｂ）から図３
（ｄ）に示す。図３（ｂ）では、領域４１と領域４５が
重複して画像計算に使われる。重複数Ｌは２である。情
報量が最も多い領域４３は４回毎に取得される。連続画
像５１、５２、５３、５４の取得の繰返しレートＲは通
常の撮影（Ｒ＝１／５Ｔ）に対し、Ｒ＝１／４Ｔと１．
２５倍大きくなる。図３（ｃ）では、領域４１、４２と
領域４４、４５が重複して画像計算に使われる。情報量
が最も多い領域４３は３回のデータ取得毎に取得され
る。連続画像５１、５２、５３、５４の取得の繰返しレ
ートＲはＲ＝１／３Ｔと通常に比べ１．６６倍大きくな
る。図３（ｄ）は図３（ｃ）と同じく、領域４１、４２
と領域４４、４５が重複して画像計算に使われる。デー
タ取得順序は領域４１、４３、４２、４３、４５、…で
ある。画像５１、５２、５３、５４、…の画像計算に用
いるデータは、図３（ｄ）に示したように時間軸に対し
て離散的になる。画像５１、５２、５３、５４、…はデ
ータ５１’、５２’、５３’、５４’、…をそれぞれ使
用して得られる。情報量が最も多い領域４３は２回のデ
ータ取得毎に取得される。この例では重複数Ｌは４なの
で、連続画像取得の繰返しレートＲは１／２Ｔと通常の
２．５倍大きくなる。本実施例においても、図１の説明
で述べた特徴を有している。
する。本実施例が第１の実施例と異なる点は位相領域を
５分割してある点である。即ち位相エンコードは図３
（ａ）に示したように４１から４５の５つの領域に別れ
ている。必要とする情報量が最も多い領域は太線で示し
た４３の領域である。必要とする情報量が次に多いのは
領域４２と４４である。本発明のデータ取得のシーケン
スは、複数個あり、その一例を図３（ｂ）から図３
（ｄ）に示す。図３（ｂ）では、領域４１と領域４５が
重複して画像計算に使われる。重複数Ｌは２である。情
報量が最も多い領域４３は４回毎に取得される。連続画
像５１、５２、５３、５４の取得の繰返しレートＲは通
常の撮影（Ｒ＝１／５Ｔ）に対し、Ｒ＝１／４Ｔと１．
２５倍大きくなる。図３（ｃ）では、領域４１、４２と
領域４４、４５が重複して画像計算に使われる。情報量
が最も多い領域４３は３回のデータ取得毎に取得され
る。連続画像５１、５２、５３、５４の取得の繰返しレ
ートＲはＲ＝１／３Ｔと通常に比べ１．６６倍大きくな
る。図３（ｄ）は図３（ｃ）と同じく、領域４１、４２
と領域４４、４５が重複して画像計算に使われる。デー
タ取得順序は領域４１、４３、４２、４３、４５、…で
ある。画像５１、５２、５３、５４、…の画像計算に用
いるデータは、図３（ｄ）に示したように時間軸に対し
て離散的になる。画像５１、５２、５３、５４、…はデ
ータ５１’、５２’、５３’、５４’、…をそれぞれ使
用して得られる。情報量が最も多い領域４３は２回のデ
ータ取得毎に取得される。この例では重複数Ｌは４なの
で、連続画像取得の繰返しレートＲは１／２Ｔと通常の
２．５倍大きくなる。本実施例においても、図１の説明
で述べた特徴を有している。
【００１０】本発明の第３の実施例を図５を用いて説明
する。本実施例が第１の実施例と異なる点は、領域の分
割の仕方である。本実施例では、図５に示すように各領
域は位相空間１内の異なる位置からの信号を取得する
が、図４に示したような明確な領域分割はされていな
い。即ち第１の領域に対応するデータは、測定の開始点
６０４から周波数方向にエンコードされた線６０１に従
ってデータは収集されていく。第２の領域に対応するデ
ータは、測定の開始点６０５から周波数方向にエンコー
ドされた線６０２に従ってデータは収集されていく。第
３の領域に対応するデータは、測定の開始点６０６から
周波数方向にエンコードされた線６０３に従ってデータ
は収集されていく。データ取得の順序は、これらの３組
のデータが図１（ｂ）の領域４１、４２、４３にそれぞ
れ対応するようにする。上記実施例は、エコープレナー
法によるデータ取得法であるが、同様にスパイラル法に
も適用できる。データの割当て方法を図６に示す。スパ
イラル法ではデータの取得が位相空間内１を螺旋状に行
われる。本方法でも画像情報が各データセットに均一に
割り当てられている。
する。本実施例が第１の実施例と異なる点は、領域の分
割の仕方である。本実施例では、図５に示すように各領
域は位相空間１内の異なる位置からの信号を取得する
が、図４に示したような明確な領域分割はされていな
い。即ち第１の領域に対応するデータは、測定の開始点
６０４から周波数方向にエンコードされた線６０１に従
ってデータは収集されていく。第２の領域に対応するデ
ータは、測定の開始点６０５から周波数方向にエンコー
ドされた線６０２に従ってデータは収集されていく。第
３の領域に対応するデータは、測定の開始点６０６から
周波数方向にエンコードされた線６０３に従ってデータ
は収集されていく。データ取得の順序は、これらの３組
のデータが図１（ｂ）の領域４１、４２、４３にそれぞ
れ対応するようにする。上記実施例は、エコープレナー
法によるデータ取得法であるが、同様にスパイラル法に
も適用できる。データの割当て方法を図６に示す。スパ
イラル法ではデータの取得が位相空間内１を螺旋状に行
われる。本方法でも画像情報が各データセットに均一に
割り当てられている。
【００１１】図７に第４の実施例を示す。本実施例が第
１の実施例と異なるのは、撮影シーケンスが通常のグラ
ディエントエコー法やスピンエコー法である点である。
位相空間内でのデータ取得は図７のように表せる。デー
タは図中丸印で示したデータ取得開始点６１０から、１
列づつ順次収集される。本実施例では、領域４２のデー
タ収集の方法のみを示しているが、他の領域も同様に行
うことができる。本実施例では領域の分割は４１から４
３までの３分割であるが、例えば、領域の一部、例えば
４３と４１を図３に示した様な方法で更に２分割するこ
とも可能である。この場合、画像領域は５分割される。
１の実施例と異なるのは、撮影シーケンスが通常のグラ
ディエントエコー法やスピンエコー法である点である。
位相空間内でのデータ取得は図７のように表せる。デー
タは図中丸印で示したデータ取得開始点６１０から、１
列づつ順次収集される。本実施例では、領域４２のデー
タ収集の方法のみを示しているが、他の領域も同様に行
うことができる。本実施例では領域の分割は４１から４
３までの３分割であるが、例えば、領域の一部、例えば
４３と４１を図３に示した様な方法で更に２分割するこ
とも可能である。この場合、画像領域は５分割される。
【００１２】次に、本発明を適用する装置の全体構成を
図８に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、該空間に傾斜磁場を発生する
ＧＣコイル１０４と該領域に高周波磁場を発生するＲＦ
プローブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被
検体１０１が発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプロ
ーブ１０７とプローブの信号を検出する検出部１０８と
検出信号を信号処理し画像信号に変換する信号処理部１
０９と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１
０、被検体１０１を刺激する刺激部１１３からなる。上
記磁石１０３は、被検体１０１の周りに強く均一な静磁
場を発生させるもので、典型的な磁場強度は０．１Ｔか
ら４．７Ｔである。磁石には、超伝導磁石や永久磁石が
使われる。制御部１０６で制御される高周波送信部１１
１の出力は、ＲＦコイル１０５に送られ、ＲＦコイルは
周波数が４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波磁場を発生す
る。傾斜磁場発生部１１２の出力は、制御部１０６で制
御され、ＧＣコイル１０４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾
斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場の加
え方により、被検体１０１に対する断層面を設定するこ
とができる。検出部１０８は、ＲＦコイル１０７の信号
を検出する。検出部１０８の出力は、信号処理部１０９
でフーリエ変換や画像再構成等の処理をされ、その後表
示部１１０で表示される。刺激部１１３は例えば非磁性
体で作られた光画像刺激ゴーグルや非磁性体で作られた
スピーカーであり、刺激用電源１１４により駆動され
る。典型的な撮像シーケンスは、エコープレナーシーケ
ンスである。機能画像を得るには、刺激を行った画像か
ら、刺激を行わない安静時の画像を減算し、この減算画
像をカラー表示などで強調してから、刺激を行わない通
常の画像の上に、重ねあわせて表示する。
図８に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、該空間に傾斜磁場を発生する
ＧＣコイル１０４と該領域に高周波磁場を発生するＲＦ
プローブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被
検体１０１が発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプロ
ーブ１０７とプローブの信号を検出する検出部１０８と
検出信号を信号処理し画像信号に変換する信号処理部１
０９と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１
０、被検体１０１を刺激する刺激部１１３からなる。上
記磁石１０３は、被検体１０１の周りに強く均一な静磁
場を発生させるもので、典型的な磁場強度は０．１Ｔか
ら４．７Ｔである。磁石には、超伝導磁石や永久磁石が
使われる。制御部１０６で制御される高周波送信部１１
１の出力は、ＲＦコイル１０５に送られ、ＲＦコイルは
周波数が４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波磁場を発生す
る。傾斜磁場発生部１１２の出力は、制御部１０６で制
御され、ＧＣコイル１０４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾
斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場の加
え方により、被検体１０１に対する断層面を設定するこ
とができる。検出部１０８は、ＲＦコイル１０７の信号
を検出する。検出部１０８の出力は、信号処理部１０９
でフーリエ変換や画像再構成等の処理をされ、その後表
示部１１０で表示される。刺激部１１３は例えば非磁性
体で作られた光画像刺激ゴーグルや非磁性体で作られた
スピーカーであり、刺激用電源１１４により駆動され
る。典型的な撮像シーケンスは、エコープレナーシーケ
ンスである。機能画像を得るには、刺激を行った画像か
ら、刺激を行わない安静時の画像を減算し、この減算画
像をカラー表示などで強調してから、刺激を行わない通
常の画像の上に、重ねあわせて表示する。
【００１３】本発明は、公知のハーフフーリエの撮像シ
ーケンスにも適用できることはいうまでもない。また、
本発明は、フリップアングルが小さい高速グラディエン
トエコーの撮像シーケンスにも適用できることはいうま
でもない。
ーケンスにも適用できることはいうまでもない。また、
本発明は、フリップアングルが小さい高速グラディエン
トエコーの撮像シーケンスにも適用できることはいうま
でもない。
【００１４】
【発明の効果】本発明によれば、連続した画像間で、一
部の信号を、前後の画像で共用するので、従来に比べ、
大量の画像を短時間で取得できるようになる。従って、
さまざまな刺激に対しＭＲＩの脳機能画像がどのように
変化したかが詳細にわかる。また、従来の撮影シーケン
スと比べて繰返しレートが向上する。
部の信号を、前後の画像で共用するので、従来に比べ、
大量の画像を短時間で取得できるようになる。従って、
さまざまな刺激に対しＭＲＩの脳機能画像がどのように
変化したかが詳細にわかる。また、従来の撮影シーケン
スと比べて繰返しレートが向上する。
【図１】（ａ）は本発明の第１の実施例である位相分割
撮影法を位相空間上で説明する図、（ｂ）は本発明の第
１の実施例における撮影のシーケンスを示す図。
撮影法を位相空間上で説明する図、（ｂ）は本発明の第
１の実施例における撮影のシーケンスを示す図。
【図２】（ａ）は従来例における位相分割による撮影方
法を説明する図、（ｂ）従来例における位相分割による
撮影の典型的なシーケンスを示す図。
法を説明する図、（ｂ）従来例における位相分割による
撮影の典型的なシーケンスを示す図。
【図３】（ａ）は本発明の第２の実施例における位相領
域の分割を示す図、（ｂ）から（ｄ）は本発明の第２の
実施例におけるデータ取得のシーケンスの例を示す図。
域の分割を示す図、（ｂ）から（ｄ）は本発明の第２の
実施例におけるデータ取得のシーケンスの例を示す図。
【図４】本発明の第１の実施例におけるエコープレナー
法のデータ収集を説明する図。
法のデータ収集を説明する図。
【図５】本発明の第３の実施例におけるデータ取得法を
説明する図。
説明する図。
【図６】本発明の第３の実施例においてスパイラル法を
適用する場合のデータ取得法を説明する図。
適用する場合のデータ取得法を説明する図。
【図７】本発明の第４の実施例におけるデータ取得法を
説明する図。
説明する図。
【図８】本発明が適用される装置の全体構成を示す図。
１…位相空間、２…周波数方向エンコード、３…位相方
向エンコード、４…位相領域、５、５１、５２、５３、
５４…画像、７…位相、周波数ともに中心（ゼロ）に近
い部分、４１、４２、４３、４４、４５…領域、６２、
６３、６４…周波数方向にエンコードされた線、６１、
６０４、６０５、６０６…測定の開始点、６０１、６０
２、６０３、…周波数方向にエンコードされた線、６１
０…データ取得開始点、１０１…被検体、１０２…空
間、１０３…静磁場を発生する磁石、１０４…傾斜磁場
を発生するＧＣコイル、１０５、１０７…ＲＦプロー
ブ、１０６…制御部、１０８…検出部、１０９…信号処
理部、１１０…表示部、１１１…高周波送信部、１１２
…傾斜磁場発生部、１１３…刺激部、１１４…刺激用電
源。
向エンコード、４…位相領域、５、５１、５２、５３、
５４…画像、７…位相、周波数ともに中心（ゼロ）に近
い部分、４１、４２、４３、４４、４５…領域、６２、
６３、６４…周波数方向にエンコードされた線、６１、
６０４、６０５、６０６…測定の開始点、６０１、６０
２、６０３、…周波数方向にエンコードされた線、６１
０…データ取得開始点、１０１…被検体、１０２…空
間、１０３…静磁場を発生する磁石、１０４…傾斜磁場
を発生するＧＣコイル、１０５、１０７…ＲＦプロー
ブ、１０６…制御部、１０８…検出部、１０９…信号処
理部、１１０…表示部、１１１…高周波送信部、１１２
…傾斜磁場発生部、１１３…刺激部、１１４…刺激用電
源。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−192313（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−207989（ＪＰ，Ａ) 米国特許5168226（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (4)
- 【請求項１】被検体が占める空間に静磁場を発生する手
段と，前記空間に傾斜磁場を発生する手段と，前記空間
に高周波磁場を発生するＲＦプローブと，前記被検体か
ら発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプローブの信号
を検出する検出部と，検出信号を記録する信号記録部
と，記録信号を信号処理して画像信号に変換する信号処
理部とを具備し，前記検出部は少なくとも連続してｎ
（ｎは正の整数）枚分の画像の信号を，第１及び第２の
位相・周波数情報の位相エンコードの絶対値が第３の位
相・周波数情報の位相エンコードの絶対値より大とし
て，前記第１及び第２の位相・周波数情報をそれぞれ前
記第３の位相・周波数情報の一部と重複させて検出し，
前記信号処理部は，ｉ（ｉは１＜ｉ＜ｎである整数）枚
目の画像を前記第１の位相・周波数情報の一部を（ｉ−
１）枚目の画像と共用し，前記第２の位相・周波数情報
の一部を（ｉ＋１）枚目の画像と共用して画像信号を計
算することを特徴とする核磁気共鳴装置。 - 【請求項２】被検体が占める空間に静磁場を発生する手
段と，前記空間に傾斜磁場を発生する手段と，前記空間
に高周波磁場を発生するＲＦプローブと，前記被検体か
ら発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプローブの信号
を検出する検出部と，検出信号を記録する信号記録部
と，記録信号を信号処理して画像信号に変換する信号処
理部とを具備し，前記検出部は少なくとも連続してｎ
（ｎは正の整数）枚分の画像の信号を，第１及び第２の
位相・周波数情報の位相エンコードの絶対値が第３の位
相・周波数情報の位相エンコードの絶対値より大とし
て，前記第１及び第２の位相・周波数情報をそれぞれ前
記第３の位相・周波数情報の一部と重複させて検出し，
前記信号処理部は，ｉ（ｉは，ａを自然数とし，ａ＜ｉ
＜（ｎ−ａ）である整数）枚目の画像は，第１の位相・
周波数情報の複数部分をｊ（ｊは，（ｉ−ａ）≦ｊ＜ｉ
である整数）枚目の画像と共用し，第２の位相・周波数
情報の複数部分をｋ（ｋは，ｉ≦ｋ＜（ｉ＋ａ）である
整数）枚目の画像と共用して画像信号を計算することを
特徴とする核磁気共鳴装置。 - 【請求項３】被検体が占める空間に静磁場を発生する手
段と，前記空間に傾斜磁場を発生する手段と，前記空間
に高周波磁場を発生するＲＦプローブと，前記被検体か
ら発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプローブの信号
を検出する検出部と，検出信号を記録する信号記録部
と，記録信号を信号処理して画像信号に変換する信号処
理部とを具備し，前記検出部は，位相空間をゼロエンコ
ードを含む低次エンコード領域と該低次エンコード領域
以外の複数の高次エンコード領域に分割して，前記位相
空間での前記高次エンコード領域の位置を変化させて，
前記高次エンコード領域での前記信号の検出と前記低次
エンコード領域での前記信号の検出とを交互に行なうこ
とを複数回繰り返して実行して，前記高次エンコード領
域での前記信号と前記低次エンコード領域での前記信号
を時系列に交互に複数回検出し，前記信号処理部は，複
数の前記高次エンコード領域での前記信号と前記低次エ
ンコード領域での前記信号とからなる離散的な時系列デ
ータを使用して画像信号を計算することを特徴とする核
磁気共鳴装置。 - 【請求項４】被検体が占める空間に静磁場を発生する手
段と，前記空間に傾斜磁場を発生する手段と，前記空間
に高周波磁場を発生するＲＦプローブと，前記被検体か
ら発する核磁気共鳴信号を検出するＲＦプローブの信号
を検出する検出部と，検出信号を記録する信号記録部
と，記録信号を信号処理して画像信号に変換する信号処
理部とを具備し，前記検出部は，位相空間をゼロエンコ
ードを含む低次エンコード領域（Ａ０）と，該低次エン
コード領域（Ａ０）以外の領域を第１から第４の４つの
高次エンコード領域（Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４）に分割
して，前記位相空間での前記高次エンコード領域の位置
を変化させて，前記高次エンコード領域での前記信号の
検出と前記低次エンコード領域での前記信号の検出とを
交互に行なうことを複数回繰り返して実行して，前記高
次エンコード領域での前記信号と前記低次エンコード領
域での前記信号を時系列に交互に複数回検出し，前記信
号処理部は，前記第１の高次エンコード領域（Ａ１）で
検出された前記信号と，前記第１の高次エンコード領域
（Ａ１）で検出された前記信号に続いて検出された前記
低次エンコード領域（Ａ０）での前記信号の次に順次検
出された，前記第２の高次エンコード領域（Ａ２），前
記低次エンコード領域（Ａ０）及び前記第３の 高次エン
コード領域（Ａ３）での前記信号と，前記第３の高次エ
ンコード領域（Ａ３）で検出された前記信号に続いて検
出された前記低次エンコード領域（Ａ０）での前記信号
の次に検出された前記第４の高次エンコード領域（Ａ
４）での前記信号とからなる離散的な時系列データを使
用して画像信号を計算することを特徴とする核磁気共鳴
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13431693A JP3283632B2 (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13431693A JP3283632B2 (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06343621A JPH06343621A (ja) | 1994-12-20 |
| JP3283632B2 true JP3283632B2 (ja) | 2002-05-20 |
Family
ID=15125457
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13431693A Expired - Lifetime JP3283632B2 (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3283632B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5697370A (en) * | 1996-01-17 | 1997-12-16 | General Electric Company | Method for increasing temporal resolution of MR fluoroscopy |
| US5713358A (en) * | 1996-03-26 | 1998-02-03 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method for producing a time-resolved series of 3D magnetic resonance angiograms during the first passage of contrast agent |
| JP3815585B2 (ja) * | 1997-10-17 | 2006-08-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6201985B1 (en) * | 1998-08-14 | 2001-03-13 | General Electric Company | Segmented k-space method for three-dimensional MR imaging |
| WO2002045584A1 (fr) * | 2000-12-04 | 2002-06-13 | Hitachi Medical Corporation | Procede de mesure dans un dispositif d'imagerie par resonance magnetique et dispositif d'imagerie par resonance magnetique |
| JP4931456B2 (ja) * | 2006-04-03 | 2012-05-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2021126207A (ja) | 2020-02-12 | 2021-09-02 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 画像再構成装置 |
-
1993
- 1993-06-04 JP JP13431693A patent/JP3283632B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06343621A (ja) | 1994-12-20 |
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