JP3317552B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（以下「ＮＭ
Ｒ」と略記する）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（ＭＲＩ）装置に関
し、特に高い空間分解能の画像を有する磁気共鳴イメー
ジング装置に関するものである。
Ｒ」と略記する）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（ＭＲＩ）装置に関
し、特に高い空間分解能の画像を有する磁気共鳴イメー
ジング装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ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。そして、従来の磁気共鳴イメージング
装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生磁石と、該
被検体に傾斜磁場を与える磁場勾配発生系と、上記被検
体の生体組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こ
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を構成する原子の原
子核に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放出され
るエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系
とを備え、磁気共鳴により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ようになっていた。
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。そして、従来の磁気共鳴イメージング
装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生磁石と、該
被検体に傾斜磁場を与える磁場勾配発生系と、上記被検
体の生体組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こ
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を構成する原子の原
子核に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放出され
るエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系
とを備え、磁気共鳴により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ようになっていた。
【０００３】この装置では、０．０２〜２テスラ程度の
静磁場を発生させる静磁場発生磁石の中に被検体が置か
れる。この時、被検体中のスピンは静磁場の強さＨ0に
よって決まる周波数で静磁場の方向を軸として歳差運動
を行う。この周波数をラーモア周波数と呼び、ラーモア
周波数ν0は、
静磁場を発生させる静磁場発生磁石の中に被検体が置か
れる。この時、被検体中のスピンは静磁場の強さＨ0に
よって決まる周波数で静磁場の方向を軸として歳差運動
を行う。この周波数をラーモア周波数と呼び、ラーモア
周波数ν0は、
【数１】ν0＝（γ／２π）Ｈ0 ここにＨ0：静磁場強度 γ ：磁気回転比 で表される原子核の種類毎に固有の値を持っている。ま
た、ラーモア歳差運動の角速度をω0とすると、ω0＝２
πν0の関係にあるため、
た、ラーモア歳差運動の角速度をω0とすると、ω0＝２
πν0の関係にあるため、
【数２】ω0＝γ・Ｈ0 で与えられる。
【０００４】そして送信系内の高周波照射コイルによっ
て計測しようとする原子核のラーモア周波数ν0に等し
い周波数ｆ0の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピ
ンが励起され高いエネルギー状態に遷移する。この高周
波磁場を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた
時定数でもとの低いエネルギー状態に戻る。この時に放
出される電磁波を受信系内の高周波受信コイルで受信
し、増幅器で増幅、波形整形した後、Ａ／Ｄ変換器器で
ディジタル化して中央処理装置（以下、ＣＰＵと称す）
に送る。ＣＰＵでは、このデータを基に画像を再構成演
算し、被検体の断層画像をディスプレイ（以下、ＣＲＴ
と称す）に表示する。上記の高周波磁場は、ＣＰＵによ
り制御されるシーケンサが送り出す信号を図示省略の高
周波送信コイル用電源によって増幅したものを高周波送
信コイルに送ることで得られる。
て計測しようとする原子核のラーモア周波数ν0に等し
い周波数ｆ0の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピ
ンが励起され高いエネルギー状態に遷移する。この高周
波磁場を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた
時定数でもとの低いエネルギー状態に戻る。この時に放
出される電磁波を受信系内の高周波受信コイルで受信
し、増幅器で増幅、波形整形した後、Ａ／Ｄ変換器器で
ディジタル化して中央処理装置（以下、ＣＰＵと称す）
に送る。ＣＰＵでは、このデータを基に画像を再構成演
算し、被検体の断層画像をディスプレイ（以下、ＣＲＴ
と称す）に表示する。上記の高周波磁場は、ＣＰＵによ
り制御されるシーケンサが送り出す信号を図示省略の高
周波送信コイル用電源によって増幅したものを高周波送
信コイルに送ることで得られる。
【０００５】また、上記の磁気共鳴イメージング装置に
おいては、以上の静磁場と高周波磁場の他に、空間内の
位置情報を得るための傾斜磁場を作るために、傾斜磁場
コイルを備えている。これらの傾斜磁場コイルは、シー
ケンサからの信号で動作する傾斜磁場電源を供給され、
傾斜磁場を発生するものである。
おいては、以上の静磁場と高周波磁場の他に、空間内の
位置情報を得るための傾斜磁場を作るために、傾斜磁場
コイルを備えている。これらの傾斜磁場コイルは、シー
ケンサからの信号で動作する傾斜磁場電源を供給され、
傾斜磁場を発生するものである。
【０００６】ここで、磁気共鳴イメージング装置の撮像
原理について図３を参照して説明する。まず、図３
（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ0中に置かれた原
子核は、古典物理学的に見ると１個の棒磁石のように振
る舞い、先に述べたラーモア周波数ν0でＺ軸の周りに
歳差運動を行っている。この周波数は前記（数２）で与
えられ、静磁場の強度Ｈ0に比例している。（数１）及
び（数２）におけるγは磁気回転比と呼ばれ、原子核に
固有の値を持っている。一般には測定対象の原子核は膨
大な数にのぼり、それぞれが勝手な位相で回転している
ために、全体でみるとＸ−Ｙ面内の成分は打ち消し合
い、Ｚ方向成分のみの巨視的磁化が残る。この状態で図
３（ｂ）に示すように、Ｘ方向にラーモア周波数ν0に
等しい周波数の高周波磁場Ｈ1を印加すると、巨視的磁
化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる角度は上記高周波
磁場Ｈ1の振幅と印加時間の積に比例し、パルス印加時
点に対し９０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ1を９０゜パル
ス、１８０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ1を１８０゜パル
スと呼ぶ。なお、図３（ａ）、（ｂ）におけるＸ，Ｙ，
Ｚ三軸は、それぞれ直交したデカルト座標軸である。
原理について図３を参照して説明する。まず、図３
（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ0中に置かれた原
子核は、古典物理学的に見ると１個の棒磁石のように振
る舞い、先に述べたラーモア周波数ν0でＺ軸の周りに
歳差運動を行っている。この周波数は前記（数２）で与
えられ、静磁場の強度Ｈ0に比例している。（数１）及
び（数２）におけるγは磁気回転比と呼ばれ、原子核に
固有の値を持っている。一般には測定対象の原子核は膨
大な数にのぼり、それぞれが勝手な位相で回転している
ために、全体でみるとＸ−Ｙ面内の成分は打ち消し合
い、Ｚ方向成分のみの巨視的磁化が残る。この状態で図
３（ｂ）に示すように、Ｘ方向にラーモア周波数ν0に
等しい周波数の高周波磁場Ｈ1を印加すると、巨視的磁
化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる角度は上記高周波
磁場Ｈ1の振幅と印加時間の積に比例し、パルス印加時
点に対し９０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ1を９０゜パル
ス、１８０゜倒れる時の高周波磁場Ｈ1を１８０゜パル
スと呼ぶ。なお、図３（ａ）、（ｂ）におけるＸ，Ｙ，
Ｚ三軸は、それぞれ直交したデカルト座標軸である。
【０００７】このような磁気共鳴イメージング装置にお
ける撮像で一般的に用いられる方法には、２次元計測法
がある。図４は上記２次元計測法のうち代表的なスピン
エコー法のパルスシーケンスを模式的に示したタイミン
グ線図である。図４において、（ａ）図は高周波磁場の
信号の照射タイミング及び被検体のスライス位置を選択
的に励起するためのエンベロープを示している。（ｂ）
図はスライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングを
示し、（ｃ）図は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの印
加のタイミング及びその振幅を変えて計測することを示
しており、（ｄ）図は周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇ
ｘの印加のタイミングを示している。また、（ｅ）図は
計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示している。
ける撮像で一般的に用いられる方法には、２次元計測法
がある。図４は上記２次元計測法のうち代表的なスピン
エコー法のパルスシーケンスを模式的に示したタイミン
グ線図である。図４において、（ａ）図は高周波磁場の
信号の照射タイミング及び被検体のスライス位置を選択
的に励起するためのエンベロープを示している。（ｂ）
図はスライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングを
示し、（ｃ）図は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの印
加のタイミング及びその振幅を変えて計測することを示
しており、（ｄ）図は周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇ
ｘの印加のタイミングを示している。また、（ｅ）図は
計測されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示している。
【０００８】図４に示すパルスシーケンスでは、まず、
９０゜パルスを印加した後、エコー時間をＴeとしたと
きのＴe／２の時点で１８０゜パルスを加える。上記９
０゜パルスを加えた後、各スピンはそれぞれに固有の速
度でＸ−Ｙ面内で回転を始めるため、時間の経過と共に
各スピン間に位相差が生じる。ここで１８０゜パルスが
加わると各スピンはＸ軸に対称に反転し、その後も同じ
速度で回転を続けるために図４に示す時刻Ｔeでスピン
は再び収束し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を形
成する。上記のようにして信号は計測されるが、断層画
像を構成するためには信号の空間的な分布を求めねばな
らない。このために線形の傾斜磁場を用いる。均一な静
磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的な磁場勾配がで
きる。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場強
度に比例しているから、傾斜磁場が加わった状態におい
ては、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従っ
て、この周波数を調べることによって各スピンの位置を
知ることができる。この目的のために、図４に示す位相
エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと周波数エンコード方向傾
斜磁場Ｇｘが用いられている。
９０゜パルスを印加した後、エコー時間をＴeとしたと
きのＴe／２の時点で１８０゜パルスを加える。上記９
０゜パルスを加えた後、各スピンはそれぞれに固有の速
度でＸ−Ｙ面内で回転を始めるため、時間の経過と共に
各スピン間に位相差が生じる。ここで１８０゜パルスが
加わると各スピンはＸ軸に対称に反転し、その後も同じ
速度で回転を続けるために図４に示す時刻Ｔeでスピン
は再び収束し、同図（ｅ）に示すようにエコー信号を形
成する。上記のようにして信号は計測されるが、断層画
像を構成するためには信号の空間的な分布を求めねばな
らない。このために線形の傾斜磁場を用いる。均一な静
磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的な磁場勾配がで
きる。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場強
度に比例しているから、傾斜磁場が加わった状態におい
ては、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従っ
て、この周波数を調べることによって各スピンの位置を
知ることができる。この目的のために、図４に示す位相
エンコード方向傾斜磁場Ｇｙと周波数エンコード方向傾
斜磁場Ｇｘが用いられている。
【０００９】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回
変えながら一定の繰り返し時間Ｔr毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２
次元フーリエ変換することで図３（ａ）に示す巨視的磁
化の空間的分布が求められる。以上の説明において、３
種類の傾斜磁場は互いに重複しなければ、Ｘ，Ｙ，Ｚの
いずれであってもよく、あるいはそれらの複合されたも
のであっても構わない。なお、以上の磁気共鳴イメージ
ングの基本原理については、「ＮＭＲ医学（基礎と臨
床）」（磁気共鳴医学研究会編・丸善株式会社・昭和５
９年１月２０日発行）において詳述されている。
として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙの強度を毎回
変えながら一定の繰り返し時間Ｔr毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２
次元フーリエ変換することで図３（ａ）に示す巨視的磁
化の空間的分布が求められる。以上の説明において、３
種類の傾斜磁場は互いに重複しなければ、Ｘ，Ｙ，Ｚの
いずれであってもよく、あるいはそれらの複合されたも
のであっても構わない。なお、以上の磁気共鳴イメージ
ングの基本原理については、「ＮＭＲ医学（基礎と臨
床）」（磁気共鳴医学研究会編・丸善株式会社・昭和５
９年１月２０日発行）において詳述されている。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】従来画像の空間分解能
を保ったまま計測時間を短縮する方法に、ハーフエコー
計測法がある。この計測により得られた非対称なデータ
を、計測空間の対称性により未計測データを推定するこ
とで対称なデータを得、このデータから画像を得るもの
である。理想系においては、計測データの複素共役によ
り対称なデータは得られるが、実際の計測においては位
相歪を受け、計測空間は完全な対称にはならない。この
位相歪はなめらかな分布をしているため、計測データの
低域より求めることができ、複素共役をとった計測デー
タの補正を行うことにより推定データを得ることが可能
である。
を保ったまま計測時間を短縮する方法に、ハーフエコー
計測法がある。この計測により得られた非対称なデータ
を、計測空間の対称性により未計測データを推定するこ
とで対称なデータを得、このデータから画像を得るもの
である。理想系においては、計測データの複素共役によ
り対称なデータは得られるが、実際の計測においては位
相歪を受け、計測空間は完全な対称にはならない。この
位相歪はなめらかな分布をしているため、計測データの
低域より求めることができ、複素共役をとった計測デー
タの補正を行うことにより推定データを得ることが可能
である。
【００１１】図５は、周波数方向のハーフエコー計測を
行うためのグラジェントエコー法のパルスシーケンスを
模式的に示したタイミング線図である。このエコー法の
もとでのハーフエコー計測法のパルスシーケンスは、タ
イミング線図の（ｄ）に示されるように、周波数エンコ
ードＧｘの印加量の調整により、エコー信号の前側は、
周波数方向の低域のみ、後側は高域までの非対称なデー
タである。次に図６に従って、図５のシーケンスによっ
て得られたデータに対して行うハーフフーリエ再構成法
の処理手順を示す。初めに非対称なデータに対し、２
次元のフーリエ変換（Ａ）を行いデータを作成する。
一方位相歪を算出するためデータから低域を切り出し
両側に０を埋め込み（Ｂ）、これによって得たデータに
対し、２次元フーリエ変換を行いデータを作成する。
このデータの各点の位相角θを求め（Ｄ）、位相の歪
を表す位相マップを作成する。次にデータの複素共
役をとった各データに位相角の２倍である２θの回転
（ｅｘｐ（２ｉθ）を乗じる）を行い（Ｆ）、推定画像
を作成する。この推定画像の逆フーリエ変換（Ｇ）に
より推定データを得る。最後に計測データと、推定
データを接続（Ｈ）して対称なデータを形成し、こ
の対称なデータにフーリエ変換（Ｉ）を行い画像を得
る。
行うためのグラジェントエコー法のパルスシーケンスを
模式的に示したタイミング線図である。このエコー法の
もとでのハーフエコー計測法のパルスシーケンスは、タ
イミング線図の（ｄ）に示されるように、周波数エンコ
ードＧｘの印加量の調整により、エコー信号の前側は、
周波数方向の低域のみ、後側は高域までの非対称なデー
タである。次に図６に従って、図５のシーケンスによっ
て得られたデータに対して行うハーフフーリエ再構成法
の処理手順を示す。初めに非対称なデータに対し、２
次元のフーリエ変換（Ａ）を行いデータを作成する。
一方位相歪を算出するためデータから低域を切り出し
両側に０を埋め込み（Ｂ）、これによって得たデータに
対し、２次元フーリエ変換を行いデータを作成する。
このデータの各点の位相角θを求め（Ｄ）、位相の歪
を表す位相マップを作成する。次にデータの複素共
役をとった各データに位相角の２倍である２θの回転
（ｅｘｐ（２ｉθ）を乗じる）を行い（Ｆ）、推定画像
を作成する。この推定画像の逆フーリエ変換（Ｇ）に
より推定データを得る。最後に計測データと、推定
データを接続（Ｈ）して対称なデータを形成し、こ
の対称なデータにフーリエ変換（Ｉ）を行い画像を得
る。
【００１２】上記のハーフフーリエ再構成法は、推定デ
ータを算出する処理が増加し、従来法の再構成に対し処
理時間が延長される。特に３次元計測時には、１枚当り
の延長時間×スライス枚数分になり、診断上問題とな
る。この延長の要因の１つに、推定データを算出する際
の各処理に置けるデータサイズが大きいことが上げられ
る。
ータを算出する処理が増加し、従来法の再構成に対し処
理時間が延長される。特に３次元計測時には、１枚当り
の延長時間×スライス枚数分になり、診断上問題とな
る。この延長の要因の１つに、推定データを算出する際
の各処理に置けるデータサイズが大きいことが上げられ
る。
【００１３】そのため本発明の目的はデータ推定時のデ
ータサイズが小さくなる演算処理により、ハーフフーリ
エ再構成法の処理時間を短くするＭＲＩ装置を提供する
ものである。
ータサイズが小さくなる演算処理により、ハーフフーリ
エ再構成法の処理時間を短くするＭＲＩ装置を提供する
ものである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明は、非対称ＭＲ計
測を行って非対称なデータを計測する手段と、この非対
称なデータの未計測部分に０埋め込みを行った後で１次
元フーリエ変換を行う手段と、この変換後のデータから
低域切り出しを行う手段と、この切り出した低域データ
とこの低域データの逆１次元フーリエ変換で得たデータ
の低域データとから未計測データを推定する手段と、未
計測データにこの推定したデータを接続して対称データ
を得る手段と、この対称データを再構成する手段と、よ
り成るＭＲＩ装置を開示する。
測を行って非対称なデータを計測する手段と、この非対
称なデータの未計測部分に０埋め込みを行った後で１次
元フーリエ変換を行う手段と、この変換後のデータから
低域切り出しを行う手段と、この切り出した低域データ
とこの低域データの逆１次元フーリエ変換で得たデータ
の低域データとから未計測データを推定する手段と、未
計測データにこの推定したデータを接続して対称データ
を得る手段と、この対称データを再構成する手段と、よ
り成るＭＲＩ装置を開示する。
【００１５】更に本発明は、非対称なデータを計測し、
前記非対称なデータより非計測部分の推定データを求
め、データと前記推定データとを組み合わせ対称なデー
タを構成しこの対称データより画像を得るＭＲＩ装置に
おいて、前記推定データは、前記計測した非対称データ
を１次元フーリエ変換した後のデータに基づいて求め、
前記１次元フーリエ変換後のデータに基づいて演算され
た非対称なデータと前記推定データとを組み合わせ対称
なデータを構成したことを特徴とするＭＲＩ装置を開示
する。更に本発明は、非対称データと該非対称データに
基づいて得られた推定データとを組み合わせた対称デー
タより画像を得るＭＲＩ装置において、前記非対称デー
タは計測により得られた非対称データを周波数方向にフ
ーリエ変換し低域データを切り出した後周波数方向に逆
フーリエ変換したデータから得、前記推定データは前記
低域データを位相方向にフーリエ変換したデータ及び前
記逆フーリエ変換したデータから得た位相マップから得
ることを特徴とするＭＲＩ装置を開示する。
前記非対称なデータより非計測部分の推定データを求
め、データと前記推定データとを組み合わせ対称なデー
タを構成しこの対称データより画像を得るＭＲＩ装置に
おいて、前記推定データは、前記計測した非対称データ
を１次元フーリエ変換した後のデータに基づいて求め、
前記１次元フーリエ変換後のデータに基づいて演算され
た非対称なデータと前記推定データとを組み合わせ対称
なデータを構成したことを特徴とするＭＲＩ装置を開示
する。更に本発明は、非対称データと該非対称データに
基づいて得られた推定データとを組み合わせた対称デー
タより画像を得るＭＲＩ装置において、前記非対称デー
タは計測により得られた非対称データを周波数方向にフ
ーリエ変換し低域データを切り出した後周波数方向に逆
フーリエ変換したデータから得、前記推定データは前記
低域データを位相方向にフーリエ変換したデータ及び前
記逆フーリエ変換したデータから得た位相マップから得
ることを特徴とするＭＲＩ装置を開示する。
【００１６】
【実施例】図２は本発明のＭＲＩ装置の実施例を示すブ
ロック図である。このＭＲＩ装置は、磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁
場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受
信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理
装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。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持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。磁場勾配発生系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
場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述
のシーケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイルの
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。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。
ロック図である。このＭＲＩ装置は、磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁
場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、送信系４と、受
信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理
装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。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持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。磁場勾配発生系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
場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述
のシーケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイルの
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。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。
【００１７】シーケンサ７は、上記被検体１の生体組織
を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波
磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印
加するもので、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４及び
磁場勾配発生系３並びに受信系５に送るようになってい
る。送信系４は、上記シーケンサ７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、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とから成り、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
そた後に被検体１に接近して配置された高周波コイル１
４ａ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。
を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波
磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印
加するもので、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４及び
磁場勾配発生系３並びに受信系５に送るようになってい
る。送信系４は、上記シーケンサ７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、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とから成り、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
そた後に被検体１に接近して配置された高周波コイル１
４ａ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。
【００１８】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の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とか
ら成り、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１４ｂ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、
更にシーケンサ７からの命令によるタイミングで直交位
相検波器１６によりサンプリングされた２系列の収集デ
ータとされ、その信号が信号処理系６に送られるように
なっている。この信号処理系６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、ＣＲ
Ｔ等のディスプレイ２０とから成り、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。なお、図１に
おいて、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４
ｂと傾斜磁場コイル９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。
の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とか
ら成り、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１４ｂ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、
更にシーケンサ７からの命令によるタイミングで直交位
相検波器１６によりサンプリングされた２系列の収集デ
ータとされ、その信号が信号処理系６に送られるように
なっている。この信号処理系６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、ＣＲ
Ｔ等のディスプレイ２０とから成り、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。なお、図１に
おいて、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４
ｂと傾斜磁場コイル９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。
【００１９】かかるＭＲＩ装置に対して、本実施例で
は、ハーフエコー計測法になるシーケンスを採用する。
このハーフエコー計測法とは、図５に示したシーケンス
に従う計測法である。ハーフエコー計測法での計測デー
タは、図５（ｅ）に示したように非対称なデータであ
る。この計測した非対称なデータの処理及び再構成はＣ
ＰＵ８で行う。この処理及び再構成が本発明の特徴であ
る。以下では、処理及び再構成を、ハーフフーリエ再構
成法と呼ぶ。
は、ハーフエコー計測法になるシーケンスを採用する。
このハーフエコー計測法とは、図５に示したシーケンス
に従う計測法である。ハーフエコー計測法での計測デー
タは、図５（ｅ）に示したように非対称なデータであ
る。この計測した非対称なデータの処理及び再構成はＣ
ＰＵ８で行う。この処理及び再構成が本発明の特徴であ
る。以下では、処理及び再構成を、ハーフフーリエ再構
成法と呼ぶ。
【００２０】図１は本発明のハーフフーリエ再構成法の
処理ステップを示す図である。図１のデータａは、図５
（ｉ）に示したパルスシーケンスにより、周波数方向に
非対称計測を行ったデータである。このデータａの未計
測部分に０埋め込みを行った後に、横フーリエ処理
（Ａ）を行う。これによってデータｂを得る。次に、デ
ータｂから低域データｃを切り出す（Ｂ）。このデータ
ｃが推定データと計測データを接続する時のサイズとな
る。そのサイズは例えばデータｂのサイズの１／２の大
きさである。次に、切り出した低域データｃに対して、
逆横フーリエ変換（Ｃ）を行い、データｄを得る。未計
測データ推定では、先ず、データｃに対して、縦フーリ
エ変換（Ｄ）を行ってデータｈを得る。次に、このデー
タｈの複素共役（Ｅ）をとり、データｉを得る。一方、
データｄの低域切り出し（Ｆ）を行ってデータｅを求
め、このデータｅの両側に０を埋め込み２次元フーリエ
変換（Ｇ）を行ってデータｆを得る。データｆの各点に
対して位相角θを求め（Ｈ）、位相マップｇを作成す
る。次に、複素共役のデータｉに対して、２θの回転
（ｅｘｐ（２ｊθ）を乗ずる）（ここでｊは虚数表示で
ある）を行い、推定画像ｋを作成する。推定画像ｋの逆
２次元フーリエ変換（Ｊ）を行って推定データｍを得、
これと計測データｄとのデータ接続（Ｋ）を行いデータ
ｎを得る。次にこのデータｎからの２次元フーリエ変換
（Ｌ）により画像ｐを得る。
処理ステップを示す図である。図１のデータａは、図５
（ｉ）に示したパルスシーケンスにより、周波数方向に
非対称計測を行ったデータである。このデータａの未計
測部分に０埋め込みを行った後に、横フーリエ処理
（Ａ）を行う。これによってデータｂを得る。次に、デ
ータｂから低域データｃを切り出す（Ｂ）。このデータ
ｃが推定データと計測データを接続する時のサイズとな
る。そのサイズは例えばデータｂのサイズの１／２の大
きさである。次に、切り出した低域データｃに対して、
逆横フーリエ変換（Ｃ）を行い、データｄを得る。未計
測データ推定では、先ず、データｃに対して、縦フーリ
エ変換（Ｄ）を行ってデータｈを得る。次に、このデー
タｈの複素共役（Ｅ）をとり、データｉを得る。一方、
データｄの低域切り出し（Ｆ）を行ってデータｅを求
め、このデータｅの両側に０を埋め込み２次元フーリエ
変換（Ｇ）を行ってデータｆを得る。データｆの各点に
対して位相角θを求め（Ｈ）、位相マップｇを作成す
る。次に、複素共役のデータｉに対して、２θの回転
（ｅｘｐ（２ｊθ）を乗ずる）（ここでｊは虚数表示で
ある）を行い、推定画像ｋを作成する。推定画像ｋの逆
２次元フーリエ変換（Ｊ）を行って推定データｍを得、
これと計測データｄとのデータ接続（Ｋ）を行いデータ
ｎを得る。次にこのデータｎからの２次元フーリエ変換
（Ｌ）により画像ｐを得る。
【００２１】以上の実施例では、データｄ、ｆ、ｇ、
ｉ、ｋのデータサイズは、図６で述べた従来例に比して
１／４の大きさとなる。従って、再構成処理時間がその
分だけ短縮できたことになる。
ｉ、ｋのデータサイズは、図６で述べた従来例に比して
１／４の大きさとなる。従って、再構成処理時間がその
分だけ短縮できたことになる。
【００２２】なお、０以外のデータの埋め込みもありう
る。更に、低域切り出しのサイズも特に限定されない。
又、グラジェントエコー法で説明したが、これに限定さ
れない。
る。更に、低域切り出しのサイズも特に限定されない。
又、グラジェントエコー法で説明したが、これに限定さ
れない。
【００２３】
【発明の効果】本発明によれば、推定データを算出する
時の位相マップ、推定画像等のデータサイズを小さくし
たことで、推定データを作成する時間が短縮され、１枚
の画像の再構成処理時間を従来の約半分に短縮された。
時の位相マップ、推定画像等のデータサイズを小さくし
たことで、推定データを作成する時間が短縮され、１枚
の画像の再構成処理時間を従来の約半分に短縮された。
【図１】本発明の磁気共鳴イメージング装置におけるハ
ーフフーリエ再構成処理を表した概略図である。
ーフフーリエ再構成処理を表した概略図である。
【図２】磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブ
ロック図である。
ロック図である。
【図３】磁気共鳴イメージング装置の撮像原理を説明す
るために原子核スピンの挙動を示す説明図である。
るために原子核スピンの挙動を示す説明図である。
【図４】一般的な磁気共鳴イメージング装置における２
次元計測法のうち代表的なスピンエコー法のパルスシー
ケンスを模式的に表したタイミング線図である。
次元計測法のうち代表的なスピンエコー法のパルスシー
ケンスを模式的に表したタイミング線図である。
【図５】一般的な磁気共鳴イメージング装置におけるハ
ーフエコー法によるグラジェントエコー法のパルスシー
ケンスを模式的に表したタイミング線図である。
ーフエコー法によるグラジェントエコー法のパルスシー
ケンスを模式的に表したタイミング線図である。
【図６】磁気共鳴イメージング装置における従来のハー
フフーリエ再構成処理を表した概略図である。
フフーリエ再構成処理を表した概略図である。
【符号の説明】 １ 被検体 ２ 磁場発生装置 ３ 磁場勾配発生系 ４ 送信系 ５ 受信系 ６ 信号処理系 ７ シーケンサ ８ ＣＰＵ ９ 傾斜磁場コイル １０ 傾斜磁場電源 １１ 高周波発振器 １２ 変調器 １３ 高周波増幅器 １４ａ 送信側の高周波コイル １４ｂ 受信側の高周波コイル １５ 増幅器 １６ 直交位相検波器 １７ Ａ／Ｄ変換器 １８ 磁気ディスク １９ 磁気テープ ２０ ディスプレイ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−131649（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−279148（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−22930（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−169899（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−327649（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 G01R 33/20
Claims (3)
- 【請求項１】 非対称ＭＲ計測を行って非対称なデータ
を計測する手段と、この非対称なデータの未計測部分に
０埋め込みを行った後で１次元フーリエ変換を行う手段
と、この変換後のデータから低域切り出しを行う手段
と、この切り出した低域データとこの低域データの逆１
次元フーリエ変換で得たデータの低域データとから未計
測データを推定する手段と、未計測データにこの推定し
たデータを接続して対称データを得る手段と、この対称
データを再構成する手段と、より成るＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 非対称なデータを計測し、前記非対称な
データより非計測部分の推定データを求め、データと前
記推定データとを組み合わせ対称なデータを構成しこの
対称データより画像を得るＭＲＩ装置において、前記推
定データは、前記計測した非対称データを１次元フーリ
エ変換した後のデータに基づいて求め、前記１次元フー
リエ変換後のデータに基づいて演算された非対称なデー
タと前記推定データとを組み合わせ対称なデータを構成
したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 非対称データと該非対称データに基づい
て得られた推定データとを組み合わせた対称データより
画像を得るＭＲＩ装置において、前記非対称データは計
測により得られた非対称データを周波数方向にフーリエ
変換し低域データを切り出した後周波数方向に逆フーリ
エ変換したデータから得、前記推定データは前記低域デ
ータを位相方向にフーリエ変換したデータ及び前記逆フ
ーリエ変換したデータから得た位相マップから得ること
を特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17787193A JP3317552B2 (ja) | 1993-07-19 | 1993-07-19 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17787193A JP3317552B2 (ja) | 1993-07-19 | 1993-07-19 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0731605A JPH0731605A (ja) | 1995-02-03 |
| JP3317552B2 true JP3317552B2 (ja) | 2002-08-26 |
Family
ID=16038521
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP17787193A Expired - Fee Related JP3317552B2 (ja) | 1993-07-19 | 1993-07-19 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3317552B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6309217B2 (ja) * | 2012-08-04 | 2018-04-11 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1993
- 1993-07-19 JP JP17787193A patent/JP3317552B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0731605A (ja) | 1995-02-03 |
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