JP3450508B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents

Magnetic resonance imaging equipment

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JP3450508B2
JP3450508B2 JP08818495A JP8818495A JP3450508B2 JP 3450508 B2 JP3450508 B2 JP 3450508B2 JP 08818495 A JP08818495 A JP 08818495A JP 8818495 A JP8818495 A JP 8818495A JP 3450508 B2 JP3450508 B2 JP 3450508B2
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JP
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echo
signal
magnetic field
pulse
gradient magnetic
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陽 谷口
悦治 山本
芳徳 斗ヶ澤
博 西村
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Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
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Hitachi Medical Corp
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Description

【発明の詳細な説明】 【0001】 【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング
置に係り、特に、磁気共鳴イメージングの信号補正に関
する。 【0002】 【従来の技術】磁気共鳴イメージング(MRI)装置
は、被検体を横切る任意の平面内の水分子に核磁気共鳴
を起こさせ、その核磁気共鳴によって発生する核磁気共
鳴信号から該平面における断層像を得る医用画像診断装
置である。 【0003】一般的には、被検体の断層像を得ようとす
る平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時に
その平面内のスピンを励起させる励起パルスを与え、こ
れにより励起されたスピンが収束する段階で発生する磁
気共鳴信号(エコー信号)を得るが、そのエコー信号に
位置情報を与えるため、該エコー信号を得るまでの間
に、位相エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁
場を印加するようになっている。 【0004】そして、このようなパルス、および各傾斜
磁場は予め設定されたパルスシーケンスに基づいて印加
されるようになっている。 【0005】そして、このパルスシーケンスは、その目
的に応じて種々のものが知られているが、たとえば、1
回の励起パルスの印加に対する位相エンコード傾斜磁場
の順次変化にともなってエコー信号を連続的に計測する
方法で、これにより、1枚の断層画像を得るのに必要な
エコー信号が全て得られるいわゆるエコープラナ法を採
用するものが知られている。 【0006】このエコープラナ法は、たとえばスピンエ
コー法のようにそのシーケンスを繰り返して作動させ、
その繰返しの度毎に位相エンコード傾斜磁場を順次変化
させることによって1枚の断層画像を得るのに必要なエ
コー信号を順次得ていく方法に比べて、極めて高速に撮
影ができるという特徴を備えるものである。 【0007】なお、このエコープラナ法の詳細は、たと
えば文献「J. Phys. C: Solid State Phys., vol. 10,
pp. L55-L58, 1977 」等に記載されている。 【0008】 【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うなエコープラナ法において、計測される一連のエコー
信号はこれらの各信号強度が被検体の生体組織に固有の
時定数で順次指数関数的に減衰してしまう(緩和現象)
ことが原因となって、再構成される断像画像にいわゆる
ぼけあるいは偽像が発生してしまうということが指摘さ
れるに至った。 【0009】すなわち、一連の各エコー信号は、横軸を
周波数方向および縦軸を位相方向としたいわゆるk空間
と称されるメモリに格納されるが、この場合において、
各エコー信号の強度が等しくならず、換言すれば、k空
間上で強度変調をかけたと同等の信号が格納されること
になる。 【0010】このため、このk空間上の信号(いわゆる
生データと称している)をこのままの状態で逆フーリエ
変換させることによって画像再構成を行っても正しい断
層画像は得られず、上述したぼけあるいは偽像が発生し
てしまうといった問題が生じる。 【0011】本発明は、このような事情に基づいてなさ
れたものであり、その目的は、ぼけあるいは偽像の発生
しない画像を得ることのできる磁気共鳴イメージング装
置を提供することにある。 【0012】 【課題を解決するための手段】本願において開示される
発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、
以下のとおりである。 【0013】すなわち、本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置は、被検体を励起する励起パルスの印加、位相
エンコード傾斜磁場の印加、エコー信号の計測を含むパ
ルスシーケンスの制御を行なうシーケンサと、計測され
た前記エコー信号の処理を行なう計算機とを有し、前記
シーケンサは、前記励起パルスの印加に対して、前記位
相エンコード傾斜磁場を印加しないで複数の第1のエコ
ー信号を計測する第1のパルスシーケンス、及び、前記
励起パルスの印加に対して、前記位相エンコード傾斜磁
堺を変化させて印加して複数の第2のエコー信号を計測
する第2のパルスシーケンスの制御を行ない、前記計算
機は、前記複数の第1のエコー信号から前記複数の第1
のエコー信号のそれぞれの強度減衰を示す係数を算出す
る処理、及び、前記それぞれの強度減衰を示す係数を対
応する前記複数の第2のエコー信号に算出する処理を行
なうことを特徴とするものである。 【0014】 【作用】このように構成された磁気共鳴イメージング
は、まず、シーケンサが同一の検査対象に対して、断
層画像を再構成するためのシーケンスである第2のシー
ケンスとは別個のシーケンスである第1のシーケンス
実行させ。 【0015】この第1のシーケンスは、断層画像を再構
成するための第2のシーケンスと比べて、位相エンコー
ド傾斜磁場を印加させていない点を除いて全く同様のも
のとなっている。 【0016】このような第1のシーケンスによって得ら
れる一連の各エコー信号は、断層画像を再構成すること
はできないが、被検体の生体組織に固有の時定数で順次
指数関数的に減衰してしまう現象(緩和現象)を有する
参照用データとして計測されることになる。そして、こ
の参照用データの各エコー信号における減衰は、断層画
像を再構成するためのシーケンスである第2のシーケン
を実行させて得られる各エコー信号においても同様と
なる。 【0017】従って、計算機が、まず、参照用データの
一連の各エコー信号からそれらの強度減衰を補正する補
正係数をそれぞれ算出し、これによって算出された各補
正係数を断層画像の再構成のために得られた一連のそれ
ぞれ対応するエコー信号に乗算することによって、減衰
のない画像用データを得ることができる。 【0018】次に、計算機がこの画像データをフーリェ
変換することによって、いわゆるぼけおよび偽像の発生
しない画像を得ることができるようになる。 【0019】 【実施例】図2は、本発明による磁気共鳴イメージング
装置の一実施例を示す概略構成図である。 【0020】同図において、101は静磁場を発生する
マグネット、102は傾斜磁場を発生するコイル、10
3は被検体等の検査対象であり、この検査対象103は
マグネット101およびコイル102内に設置されるよ
うになっている。 【0021】また、シーケンサ104は傾斜磁場電源1
05と高周波磁場発生器106に命令を送り、各種傾斜
磁場および高周波磁場が発生するようになっている。高
周波磁場はプローブ107を通じて検査対象103に印
加されるようになっている。 【0022】すなわち、シーケンサ104には、後に詳
述する図3(a)および(b)に示すような各パルスシ
ーケンスが格納され、これらの各パルスシーケンスに基
づいて各種傾斜磁場および高周波磁場が発生するように
なっている。 【0023】検査対象103から発生した信号はプロー
ブ107によって受波され、受信器108で検波が行わ
れるようになっている。ここで、検波の基準とする磁気
共鳴周波数(以下、検波基準周波数と記す)はシーケン
サ104によりセットされるようになっている。 【0024】検波された信号は計算機109に送られ、
ここで信号処理が行われるようになっている。そして、
その結果はディスプレイ110に表示されるようになっ
ている。なお、記憶媒体111には必要に応じて信号や
測定条件を記憶させることもできるようになっている。 【0025】静磁場均一度を調整する必要があるときは
シムコイル112を使うようになっている。シムコイル
112は複数のチャネルからなり、シム電源113によ
り電流が供給されるようになっている。静磁場均一度調
整時には各コイルに流れる電流をシーケンサ104によ
り制御するようになっている。シーケンサ104はシム
電源113に命令を送り、静磁場不均一を補正するよう
な付加的な磁場をコイル112より発生させるようにな
っている。 【0026】ここで、本実施例では特に、前記計算機1
09には少なくとも図1に示すような回路が組み込まれ
ている。 【0027】同図において、まず、受信器108を介し
て得られたエコー信号は順次画像用データk空間メモリ
(1)109Aに格納されるようになっている。この画
像用データK空間メモリ(1)109Aに格納されるエ
コー信号は、図3(a)に示すパルスシーケンスに基づ
く作動によって得られるものとなっている。また、同様
に、受信器108を介して得られたエコー信号は順次参
照用データk空間メモリ109Bに格納されるようにな
っている。この参照用データK空間メモリ109Bに格
納されるエコー信号は、図3(b)に示すパルスシーケ
ンスに基づく作動によって得られるものとなっている。 【0028】そして、参照用データk空間メモリ109
Bに格納された情報は順次読みだされて補正係数算出回
路109Cに入力され、この補正係数算出回路109C
によって各情報から補正係数が算出されるようになって
いる。 【0029】そしてこの補正係数に対応する情報は乗算
回路109Dに入力されるようになっている。一方、こ
の乗算回路109には画像用データk空間メモリ(1)
109Aに格納された情報が順次入力され、それぞれの
情報に対して対応する補正係数が乗算されるようになっ
ている。 【0030】このようにして補正された画像用データk
空間メモリ(1)109Aからの各情報は画像用データ
k空間メモリ(2)109Eに書き替えられ、その後、
フーリェ変換回路109Fによってフーリェ変換された
後に、ディスプレィ110に出力されるようになってい
る。 【0031】次に、このように構成された磁気共鳴イメ
ージング装置の動作の一実施例について説明する。 【0032】シーケンサ104には、まず、図3(a)
に示すようなパルスシーケンスが格納されており、この
パルスシーケンスに基づいて、各種傾斜磁場および高周
波磁場が発生するようになっている。 【0033】このパルスシーケンスは、いわゆるエコー
プラナ法と称されるものであって、1回の励起パルスの
印加に対する位相エンコード傾斜磁場の順次変化にとも
なってエコー信号を連続的に計測する方法で、これによ
り、1枚の断層画像を得るのに必要なエコー信号を高速
に得られることに特徴を有する。 【0034】すなわち、同図において、励起パルス40
2がプローブ197を介して印加されるようになってい
る。この励起パルス402は検査対象103内のスピン
を励起して信号を発生されるためのパルスである。 【0035】そして、この励起パルス402と同時にス
ライス傾斜磁場401を印加するようになっている。こ
のスライス傾斜磁場401は検査対象の撮影すべき断層
面の位置を特定するための磁場である。 【0036】位相エンコード傾斜磁場405は、リード
アウト傾斜磁場407とともに後述のエコー信号に位置
情報を与える磁場であり、1回の励起パルスの印加に対
してたとえば磁場の大きさを順次変化させて複数回印加
するようになっている。磁場の大きさは後述のk空間メ
モリの位相エンコード方向に対するエコー信号の格納位
置に対応されるが、この場合たとえば時間の変化ととも
に除々に小さくなっているものとする。 【0037】エコー信号401は、各位相エンコード傾
斜磁場405の印加の度毎にリードアウト傾斜磁場40
7の印加によって発生し、その結果、エコー1、エコー
2、…、エコーNというように連続して受信されるよう
になる。 【0038】ここで、一連のエコー信号403、すなわ
ちエコー1、エコー2、…、エコーNの各強度は、検査
対象103の組織に固有の次定数で指数関数的に減衰し
ていく傾向にあり、これが従来の問題点となっていた。 【0039】そして、これら一連のエコー信号403
は、図4(a)に示すように、画像用k空間メモリ10
9Aに格納されるようになっている。空間メモリ109
Aは、その横軸を周波数エンコード方向kxとし縦軸を
位相エンコード方向kyとしたもので、横軸の上方から
順次エコー1、エコー2、…、エコーNの各信号が格納
されるようになっている。この場合、上述した減衰に基
づく位相エンコード方向の信号強度を右側のグラフに示
している。 【0040】一方、同じ検査対象103を対象として、
図3(b)に示すパルスシーケンスに基づいて作動させ
ることによって各エコー信号、すなわち、エコー1、エ
コー2、…、エコーNを得るようにする。 【0041】図3(b)に示すパルスシーケンスは、図
3(a)に示したパルスシーケンスに対して位相エンコ
ード傾斜磁場405を全く印加させないことを除いては
全く同様となっている。 【0042】このようなパルスシーケンスを作動させる
ことによって、各エコー信号、すなわち、エコー1、エ
コー2、…、エコーNは、それぞれ図3(a)における
エコー1、エコー2、…、エコーNと全く同様の減衰が
なされた状態で得られることになる。 【0043】そして、これら一連のエコー信号403
は、図4(b)に示すように、参照用k空間メモリ10
9Bに格納されるようになっている。この場合の、位相
エンコード方向の信号強度を右側のグラフに示してお
り、図4(a)の場合の特性と同様となっている。 【0044】このように格納された参照用データk空間
メモリ109Bの各情報は、図1に示す補正係数算出回
路109Cに入力され、順次補正係数が算出されるよう
になる。すなわち、図5に示すように、参照用データと
なる各エコー信号のピークPiを検出し(ステップ1
1)、その強度|Pi|を求める(ステップ12)。エ
コー信号のピークとは、例えば、最も信号強度の大きい
位置、すなわち、エコー信号の絶対値が最大値を示す位
置である。各エコー信号の信号強度補正係数Ciは、エ
コーピーク強度|Pi|の逆数、すなわち、Ci=A/
|Pi|として求めることができる(ステップ13)。
ここで、Aは任意の定数である。 【0045】最後に、この信号強度補正係数Ciを用い
て、画像用データの各エコー信号Siの強度を補正する
(ステップ14)。補正後の信号Si’は、そのサンプ
リング点j(j=1,2,…,m;m:サンプリング点
数)における値Sij’を、Sij’=Sij×Ciに
よって求める。 【0046】すなわち、図1に示すように、乗算回路1
09Dによって、画像用データk空間メモリ(1)10
9Aから読みだされる各情報に前記補正係数を乗算する
ようになる。 【0047】以上の手順によって、画像用データの強度
が補正され、通常の再構成方法によって良好な画像が得
られるようになる。 【0048】ここで、この手順は、エコーピーク強度の
みを信号強度補正係数の決定に用いているため処理の簡
便な方法である。しかし、被検体の形状によっては、エ
コーピークが2つ以上表れたり、また、静磁場不均一が
存在する場合には、後ろのエコー信号ほどエコーピーク
がなまったりするなどして、正確な信号強度補正係数を
算出できない場合もある。 【0049】その場合には、以下の手順で正確に信号強
度補正係数を求めることができるようになる。図6に示
すように、まず、上に述べた例と同様に参照用データを
計測(ステップ21)した後、各エコー信号Riの強度
の積分値Iiを次式に従って計算する(22)。 【0050】 【数1】 【0051】ここで、mはサンプリング点数、|Rij
|はエコー信号Riのj番目のサンプリング点における
信号強度である。そして、信号強度補正係数をCi=A
/Iiによって求め(ステップ23)、画像用データの
補正後の信号Si’は、そのサンプリング点jにおける
値Sij’をSij’=Sij×Ciによって求める
(ステップ24)。 【0052】これと同様の方法で、エコー信号強度の積
分値の代わりにパワーを用いる方法でもよいことはいう
までもない。その手順を図7に示す。まず、参照用デー
タを計測(ステップ31)した後、各エコー信号Riの
パワーQiを次式に従って計算する(32)。 【0053】 【数2】 【0054】ここで、mはサンプリング点数、|Rij
|はエコー信号Riのj番目のサンプリング点における
信号強度である。そして、信号強度補正係数をCi=A
/Qiによって求め(ステップ33)、画像用データの
補正後の信号Si’は、そのサンプリング点jにおける
値Sij’をSij’=Sij×Ciによって求める
(ステップ34)。 【0055】いずれの方法でも、エコー信号全体を信号
強度補正係数の算出に用いているため、被検体の形状に
よらず正確に画像用データの補正を行うことができるよ
うになる。 【0056】以上説明した実施例によれば、まず、同一
の検査対象に対して、断層画像を再構成するためのシー
ケンスとは別個のシーケンスを実行させていることにあ
る。 【0057】このシーケンスは、断層画像を再構成する
ためのシーケンスと比べて、位相エンコード傾斜磁場を
印加させていない点を除いて全く同様のものとなってい
る。 【0058】このようなシーケンスによって得られる一
連の各エコー信号は、断層画像を再構成することはでき
ないが、被検体の生体組織に固有の時定数で順次指数関
数的に減衰してしまう現象(緩和現象)を有する参照用
データとして計測されることになる。そして、この参照
用データの各エコー信号における減衰は、断層画像を再
構成するためのシーケンスを実行させて得られる各エコ
ー信号においても同様となる。 【0059】このため、参照用データの一連の各エコー
信号からそれらの強度減衰を補正する補正係数をそれぞ
れ算出し、これによって算出された各補正係数を断層画
像の再構成のために得られた一連のそれぞれ対応するエ
コー信号に乗算することによって、減衰のない画像用デ
ータを得ることができる。 【0060】したがって、この画像データをフーリェ変
換することによって、いわゆるぼけおよび偽像の発生し
ない画像を得ることができるようになる。 【0061】なお、この場合における参照用データの計
測は、画像用データの計測の前後いずれで行っても同様
であることはいうまでもない。 【0062】以上の実施例では、撮影方法としてエコー
プラナ撮影法を用いたが、複数回の励起でk空間全体を
走査するk空間分割型のエコープラナー法でも同じ方法
で信号強度を補正することができる。この場合、参照デ
ータ計測用シーケンスは1回だけ実行すればよく、計測
した各エコーのエコー番号に対して補正係数を求める。
求めた補正係数は、画像データ取得用にシーケンスを複
数回実行して計測した各エコー群の補正に共通に用いる
ことができる。各エコーの補正にあたっては、そのエコ
ー番号に対応した補正係数を用いる。 【0063】また、本発明は、一回の励起で複数個のエ
コー信号を計測して画像用データとする撮影方法など、
k空間上でエコー信号の強度が一様でない撮影方法に対
して一般的に適用することができることはもちろんであ
る。 【0064】たとえば、図8に示すような180度パル
ス504と正負交互の符号を持つリードアウト傾斜磁場
パルス506を組み合わせたグラディエントスピンエコ
ー法にも適用できる。 【0065】グラディエントスピンエコー法は、スピン
エコー法と同様、静磁場中に検査対象を置き、スライス
傾斜磁場501の印加とともに磁化励起用高周波磁場
(RF)パルス502を印加し、対象物体内のあるスラ
イス内に磁気共鳴現象を誘起する。そして、180度パ
ルス504を印加し、リードアウト方向の位置情報を付
加するためのリードアウト傾斜磁場パルス506を印加
しながらスピンエコー信号510を生成する。また、こ
のリードアウト傾斜磁場パルス506の前後に極性を反
転させたリードアウト傾斜磁場パルス508と509を
印加し、グラディエントエコー信号511と507を発
生させ、1個の180度パルスで合計3個のエコー信号
を計測するようになっている。なお、この場合、スピン
エコー信号の前後に印加するリードアウト傾斜磁場パル
スの極性を、任意回数だけ正負交互に反転させることに
よって、3個以上のエコー信号を計測することも可能で
ある。 【0066】各エコー信号の計測前には、磁化の位相に
位相エンコード方向の位置情報を付加するために位相エ
ンコード傾斜磁場パルス505を印加しておく。なお、
503はリードアウト方向の磁化の位相を一旦乱してお
くためのディフェーズ用傾斜磁場パルスである。以上の
180度パルスの印加とエコー信号の計測を通常3回以
上繰り返した後、数秒の待ち時間をおいて磁化の回復を
待つ。計測空間全体を埋めるだけのエコー信号を計測す
るため、位相エンコード傾斜磁場パルスの値を変化させ
ながらこのシーケンスを数回繰り返す。そして、計測し
た信号を逆フーリエ変換し、画像を再構成するものであ
る。 【0067】このグラディエントスピンエコー法におい
ても、位相エンコード傾斜磁場パルス505を印加せず
に一連のエコー信号を計測して参照用データとし、以
下、上述したと同じ手順で画像用データの信号強度を補
正し、ボケや偽像のない画像を再構成することができ
る。この場合にも、k空間分割型エコープラナー法と同
様、参照データ計測用シーケンスを1回だけ実行して求
めた各エコー番号に対する補正係数で、画像データ用シ
ーケンスを複数回実行して計測したエコー群を補正する
ことができる。 【0068】この他、k空間上で図9(a),(b)に
示すような軌跡を描くスパイラルスキャン法と呼ばれる
方法(IEEE Trans. on Med. Imaging MI-5, pp. 2-7, 1
986参照)にも適用可能である。 【0069】スパイラルスキャン法においては、Gxあ
るいはGyとして印加する傾斜磁場のいずれかをゼロに
して、図10に示すように、エコー信号がk空間上で原
点を通って1方向に往復するように計測したデータを参
照用データとする。(図10はGyをゼロとした場合を
示す。)ここで、参照用データのエコー信号は後のエコ
ー信号ほどkx軸上の往復の幅が広くなる。 【0070】この参照用データを用いた信号強度補正
は、上述したエコーピークを用いる方法の場合には全く
同じ方法で行えば良い。一方、積分値やパワーを用いる
方法の場合には、以下のようにして信号強度補正係数C
iを求める。参照用データのi番目のエコー信号のサン
プリング点数とkx軸上の往復の幅をそれぞれmi,W
iとし,j番目のサンプリング点の信号をRij(j=
1,2,…,mi)とする。積分値Iiと信号強度補正
係数Ciを次式で求める。 【0071】 【数3】 【0072】一方、パワーQiと信号強度補正係数Ci
を次式で求める。 【0073】 【数4】 【0074】画像用データの信号強度補正には、算出し
たCiを用いて前述したのと同じ方法を用いる。以上の
手順により、スパイラルスキャン法でも信号強度補正を
行うことができ、良好な画像を得ることができる。ま
た、この方法は複数回の励起でk空間全体を走査するk
空間分割型のスパイラルスキャン法にも同様に適用でき
ることはいうまでもない。 【0075】 【発明の効果】以上述べたように本発明による磁気共鳴
イメージングの信号補正方法およびその方法を実施する
磁気共鳴イメージング装置によれば、エコー信号強度の
減衰を補正してから画像再構成するためいわゆるぼけあ
るいは偽像の発生しない画像を得ることができるように
なる。
BACKGROUND OF THE INVENTION DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [0001] The present invention is magnetic resonance imaging instrumentation
In particular, the present invention relates to signal correction of magnetic resonance imaging . 2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus causes a water molecule in an arbitrary plane crossing a subject to cause nuclear magnetic resonance, and generates a nuclear magnetic resonance signal from the nuclear magnetic resonance signal generated by the nuclear magnetic resonance. 1 is a medical image diagnostic apparatus that obtains a tomographic image at a time. In general, a slice gradient magnetic field for specifying a plane on which a tomographic image of an object is to be obtained is applied, and at the same time, an excitation pulse for exciting spins in the plane is given, so that the excited spins converge. To obtain a magnetic resonance signal (echo signal) generated in the step of performing a phase encoding gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field until the echo signal is obtained in order to give positional information to the echo signal. Has become. [0004] Such pulses and each gradient magnetic field are applied based on a preset pulse sequence. Various pulse sequences are known according to the purpose.
A method in which echo signals are continuously measured in accordance with a sequential change of a phase encoding gradient magnetic field in response to the application of a single excitation pulse, whereby a so-called echo planer is obtained in which all echo signals necessary to obtain one tomographic image are obtained. Those that adopt the law are known. In this echo planar method, the sequence is repeatedly operated, for example, as in a spin echo method.
A feature that enables extremely high-speed imaging compared to the method of sequentially obtaining echo signals required to obtain one tomographic image by sequentially changing the phase encoding gradient magnetic field at each repetition. It is. The details of the echo planar method are described in, for example, the document "J. Phys. C: Solid State Phys., Vol. 10,
pp. L55-L58, 1977 ". However, in such an echo planer method, a series of measured echo signals is such that each of these signal intensities has a time constant inherent to the living tissue of the subject and is exponentially sequential. (The relaxation phenomenon)
As a result, it has been pointed out that a so-called blur or false image is generated in the reconstructed image. That is, a series of echo signals are stored in a so-called k-space memory in which the horizontal axis represents the frequency direction and the vertical axis represents the phase direction.
The intensity of each echo signal is not equal, in other words, a signal equivalent to the intensity modulated on the k-space is stored. For this reason, a correct tomographic image cannot be obtained even if image reconstruction is performed by performing an inverse Fourier transform on the signal on the k-space (so-called raw data) as it is, and the above-described blur Alternatively, there is a problem that a false image is generated. The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining an image free from blurring or false images. Means for Solving the Problems Of the inventions disclosed in the present application, the outline of a representative one will be briefly described.
It is as follows. That is, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention , the application of an excitation pulse for exciting an object, the phase
Includes encoding gradient magnetic field application and echo signal measurement.
Sequencer that controls the pulse sequence,
A computer for processing the echo signal,
The sequencer responds to the excitation pulse by
A plurality of first echoes without applying a phase encoding gradient magnetic field
A first pulse sequence for measuring a signal, and
In response to the application of an excitation pulse,
Measurement of multiple second echo signals by applying different Sakai signals
Control of the second pulse sequence,
The plurality of first echo signals from the plurality of first echo signals.
Calculate the coefficient indicating the intensity attenuation of each echo signal
And a coefficient indicating the respective intensity attenuation.
Performing a process of calculating the corresponding plurality of second echo signals.
It is characterized in that Nau. [0014] [action] Magnetic resonance imaging instrumentation thus constructed
Location, first sequencer for the same test object, a second sea is a sequence for reconstructing a tomographic image
The cans Ru to execute the first sequence is a separate sequence. The first sequence is exactly the same as the second sequence for reconstructing a tomographic image except that no phase encoding gradient magnetic field is applied. Although a series of echo signals obtained by such a first sequence cannot reconstruct a tomographic image, they sequentially attenuate exponentially with a time constant specific to the living tissue of the subject. This is measured as reference data having a phenomenon (relaxation phenomenon). Then, the attenuation of the reference data in each echo signal is determined by the second sequence, which is a sequence for reconstructing a tomographic image.
The same applies to each echo signal obtained by executing the Therefore, the computer first calculates correction coefficients for correcting the intensity attenuation from a series of echo signals of the reference data, and uses the calculated correction coefficients to reconstruct a tomographic image. The image data without attenuation can be obtained by multiplying the series of corresponding echo signals obtained in (1). Next, a computer performs Fourier transform on the image data, so that an image free of so-called blur and false image can be obtained. FIG. 2 is a schematic diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. In FIG. 1, reference numeral 101 denotes a magnet for generating a static magnetic field; 102, a coil for generating a gradient magnetic field;
Reference numeral 3 denotes an inspection target such as a subject, and the inspection target 103 is set in the magnet 101 and the coil 102. The sequencer 104 includes a gradient power supply 1
05 and a high-frequency magnetic field generator 106, and various gradient magnetic fields and high-frequency magnetic fields are generated. The high-frequency magnetic field is applied to the inspection target 103 through the probe 107. That is, the pulse sequence shown in FIGS. 3A and 3B described later is stored in the sequencer 104, and various gradient magnetic fields and high-frequency magnetic fields are generated based on these pulse sequences. It is supposed to. The signal generated from the test object 103 is received by the probe 107 and is detected by the receiver 108. Here, a magnetic resonance frequency (hereinafter, referred to as a detection reference frequency) as a reference for detection is set by the sequencer 104. The detected signal is sent to a computer 109,
Here, signal processing is performed. And
The result is displayed on the display 110. The storage medium 111 can also store signals and measurement conditions as needed. When it is necessary to adjust the uniformity of the static magnetic field, the shim coil 112 is used. The shim coil 112 includes a plurality of channels, and is supplied with current by a shim power supply 113. At the time of adjusting the uniformity of the static magnetic field, the current flowing through each coil is controlled by the sequencer 104. The sequencer 104 sends a command to the shim power supply 113 to generate an additional magnetic field from the coil 112 to correct the non-uniformity of the static magnetic field. Here, in this embodiment, in particular, the computer 1
09 incorporates at least a circuit as shown in FIG. In the figure, first, echo signals obtained via the receiver 108 are sequentially stored in the image data k-space memory (1) 109A. The echo signal stored in the image data K space memory (1) 109A is obtained by an operation based on the pulse sequence shown in FIG. Similarly, echo signals obtained via the receiver 108 are sequentially stored in the reference data k-space memory 109B. The echo signal stored in the reference data K-space memory 109B is obtained by an operation based on the pulse sequence shown in FIG. Then, the reference data k-space memory 109
The information stored in B is sequentially read and input to the correction coefficient calculation circuit 109C.
Thus, the correction coefficient is calculated from each information. The information corresponding to the correction coefficient is input to the multiplication circuit 109D. On the other hand, the image data k-space memory (1)
The information stored in 109A is sequentially input, and each information is multiplied by a corresponding correction coefficient. The image data k thus corrected
Each information from the spatial memory (1) 109A is rewritten to the image data k-space memory (2) 109E.
After being Fourier-transformed by the Fourier transform circuit 109F, it is output to the display 110. Next, an embodiment of the operation of the magnetic resonance imaging apparatus thus configured will be described. First, the sequencer 104 shown in FIG.
Are stored, and various gradient magnetic fields and high-frequency magnetic fields are generated based on the pulse sequences. This pulse sequence is a so-called echo planar method, which is a method of continuously measuring an echo signal in accordance with a sequential change of a phase encoding gradient magnetic field in response to one application of an excitation pulse. Thus, an echo signal required to obtain one tomographic image can be obtained at high speed. That is, in FIG.
2 is applied via a probe 197. The excitation pulse 402 is a pulse for exciting a spin in the inspection target 103 to generate a signal. A slice gradient magnetic field 401 is applied simultaneously with the excitation pulse 402. This slice gradient magnetic field 401 is a magnetic field for specifying the position of the tomographic plane to be imaged of the inspection object. The phase-encoding gradient magnetic field 405 is a magnetic field that gives positional information to an echo signal to be described later together with the readout gradient magnetic field 407. It is designed to be applied once. The magnitude of the magnetic field corresponds to the storage position of the echo signal in the phase encoding direction of a k-space memory described later. In this case, it is assumed that the magnitude of the magnetic field gradually decreases with time, for example. The echo signal 401 is read out gradient magnetic field 40 every time each phase encoding gradient magnetic field 405 is applied.
7, and as a result, echo 1, echo 2,..., Echo N are continuously received. Here, the intensity of a series of echo signals 403, ie, echo 1, echo 2,..., Echo N, tends to attenuate exponentially with the next constant specific to the tissue of the inspection target 103. This has been a conventional problem. The series of echo signals 403
Is a k-space memory 10 for an image as shown in FIG.
9A. Spatial memory 109
In A, the horizontal axis is the frequency encoding direction kx, and the vertical axis is the phase encoding direction ky, and signals of echo 1, echo 2,..., Echo N are stored sequentially from above the horizontal axis. ing. In this case, the signal strength in the phase encoding direction based on the above-described attenuation is shown in the graph on the right. On the other hand, for the same inspection object 103,
By operating based on the pulse sequence shown in FIG. 3B, each echo signal, that is, echo 1, echo 2,..., Echo N is obtained. The pulse sequence shown in FIG. 3B is exactly the same as the pulse sequence shown in FIG. 3A except that no phase encoding gradient magnetic field 405 is applied. By operating such a pulse sequence, each of the echo signals, that is, echo 1, echo 2,..., Echo N, becomes echo 1, echo 2,. It will be obtained with exactly the same attenuation. The series of echo signals 403
Is a reference k-space memory 10 as shown in FIG.
9B. The signal strength in the phase encoding direction in this case is shown in the graph on the right, which is similar to the characteristic in the case of FIG. Each piece of information stored in the reference data k-space memory 109B is input to the correction coefficient calculation circuit 109C shown in FIG. 1, and correction coefficients are sequentially calculated. That is, as shown in FIG. 5, the peak Pi of each echo signal serving as reference data is detected (step 1).
1), the strength | Pi | is obtained (step 12). The peak of the echo signal is, for example, a position where the signal intensity is the highest, that is, a position where the absolute value of the echo signal has the maximum value. The signal strength correction coefficient Ci of each echo signal is the reciprocal of the echo peak strength | Pi |, that is, Ci = A /
| Pi | (step 13).
Here, A is an arbitrary constant. Finally, the intensity of each echo signal Si of the image data is corrected using the signal intensity correction coefficient Ci (step 14). As for the corrected signal Si ′, a value Sij ′ at the sampling point j (j = 1, 2,..., M; m: the number of sampling points) is obtained by Sij ′ = Sij × Ci. That is, as shown in FIG.
09D, the image data k-space memory (1) 10
Each information read from 9A is multiplied by the correction coefficient. According to the above procedure, the intensity of the image data is corrected, and a good image can be obtained by a normal reconstruction method. Here, this procedure is a simple method of processing because only the echo peak intensity is used for determining the signal intensity correction coefficient. However, depending on the shape of the subject, two or more echo peaks appear, and when there is non-uniformity in the static magnetic field, the echo peaks become duller in the later echo signal, and the signal intensity becomes accurate. In some cases, the correction coefficient cannot be calculated. In this case, the signal strength correction coefficient can be accurately obtained by the following procedure. As shown in FIG. 6, first, reference data is measured in the same manner as in the above-described example (step 21), and then the integrated value Ii of the intensity of each echo signal Ri is calculated according to the following equation (22). [Mathematical formula-see original document] Here, m is the number of sampling points, | Rij
| Is the signal intensity at the j-th sampling point of the echo signal Ri. Then, the signal strength correction coefficient is represented by Ci = A
/ Ii (step 23), and the corrected signal Si ′ of the image data is obtained by calculating the value Sij ′ at the sampling point j by Sij ′ = Sij × Ci (step 24). It is needless to say that a method using power instead of the integrated value of the echo signal strength may be used in a similar manner. FIG. 7 shows the procedure. First, after measuring the reference data (step 31), the power Qi of each echo signal Ri is calculated according to the following equation (32). ## EQU2 ## Here, m is the number of sampling points, | Rij
| Is the signal intensity at the j-th sampling point of the echo signal Ri. Then, the signal strength correction coefficient is represented by Ci = A
/ Qi (step 33), and the corrected signal Si ′ of the image data is obtained by calculating the value Sij ′ at the sampling point j by Sij ′ = Sij × Ci (step 34). In any of the methods, since the entire echo signal is used for calculating the signal intensity correction coefficient, the image data can be accurately corrected regardless of the shape of the subject. According to the embodiment described above, first, a sequence different from a sequence for reconstructing a tomographic image is executed for the same inspection object. This sequence is exactly the same as the sequence for reconstructing a tomographic image except that no phase encoding gradient magnetic field is applied. A series of echo signals obtained by such a sequence cannot reconstruct a tomographic image, but attenuate exponentially with a time constant inherent to the living tissue of the subject (exponential function). This is measured as reference data having a relaxation phenomenon). The attenuation of the reference data in each echo signal is the same in each echo signal obtained by executing a sequence for reconstructing a tomographic image. For this reason, a correction coefficient for correcting the intensity attenuation is calculated from a series of echo signals of the reference data, and the calculated correction coefficients are obtained for reconstructing a tomographic image. By multiplying the series of corresponding echo signals, image data without attenuation can be obtained. Therefore, by performing the Fourier transform on the image data, it is possible to obtain an image free from so-called blur and false image. It is needless to say that the measurement of the reference data in this case is the same regardless of whether it is performed before or after the measurement of the image data. In the above embodiment, the echo planar imaging method is used as the imaging method. However, the signal intensity can be corrected by the same method in the k-space division type echo planar method in which the entire k space is scanned by a plurality of excitations. it can. In this case, the reference data measurement sequence needs to be executed only once, and a correction coefficient is obtained for the measured echo number of each echo.
The obtained correction coefficient can be commonly used for correcting each echo group measured by executing the sequence a plurality of times for acquiring image data. In correcting each echo, a correction coefficient corresponding to the echo number is used. The present invention also relates to a photographing method for measuring a plurality of echo signals by one excitation to obtain image data.
Needless to say, the present invention can be generally applied to an imaging method in which the intensity of the echo signal is not uniform in the k space. For example, the present invention can be applied to a gradient spin echo method in which a 180-degree pulse 504 as shown in FIG. 8 is combined with a readout gradient magnetic field pulse 506 having positive and negative alternating signs. In the gradient spin echo method, as in the case of the spin echo method, an inspection target is placed in a static magnetic field, and a high frequency magnetic field (RF) pulse 502 for magnetization excitation is applied together with the application of the slice gradient magnetic field 501 to generate a magnetic field in the target object. Induce a magnetic resonance phenomenon in the slice. Then, a spin echo signal 510 is generated while applying a 180-degree pulse 504 and applying a readout gradient magnetic field pulse 506 for adding position information in the readout direction. Further, readout gradient magnetic field pulses 508 and 509 with inverted polarity are applied before and after this readout gradient magnetic field pulse 506 to generate gradient echo signals 511 and 507, and a total of three 180 ° pulses are used. It measures the echo signal. In this case, three or more echo signals can be measured by alternately inverting the polarity of the readout gradient magnetic field pulse applied before and after the spin echo signal an arbitrary number of times. Before measuring each echo signal, a phase encoding gradient magnetic field pulse 505 is applied in order to add position information in the phase encoding direction to the phase of the magnetization. In addition,
Reference numeral 503 denotes a dephasing gradient magnetic field pulse for temporarily disturbing the phase of the magnetization in the readout direction. After the above-described application of the 180-degree pulse and the measurement of the echo signal are normally repeated three times or more, after a waiting time of several seconds, the recovery of the magnetization is waited. This sequence is repeated several times while changing the value of the phase encoding gradient magnetic field pulse in order to measure an echo signal that only fills the entire measurement space. Then, the measured signal is subjected to inverse Fourier transform to reconstruct an image. Also in this gradient spin echo method, a series of echo signals are measured without applying the phase encoding gradient magnetic field pulse 505 and used as reference data, and the signal intensity of the image data is determined by the same procedure as described above. Correction can be performed to reconstruct an image free from blur and false images. Also in this case, similarly to the k-space division echo planar method, the echo data obtained by executing the image data sequence a plurality of times is a correction coefficient for each echo number obtained by executing the reference data measurement sequence only once. Groups can be corrected. In addition, a method called a spiral scan method for drawing a locus as shown in FIGS. 9A and 9B in k-space (IEEE Trans. On Med. Imaging MI-5, pp. 2-7, 1
986). In the spiral scan method, one of the gradient magnetic fields applied as Gx or Gy is set to zero so that the echo signal reciprocates in one direction through the origin on the k space as shown in FIG. The measured data is used as reference data. (FIG. 10 shows the case where Gy is set to zero.) Here, the echo signal of the reference data has a wider reciprocating width on the kx axis as the later echo signal. The signal strength correction using the reference data may be performed in exactly the same manner in the case of the above-described method using echo peaks. On the other hand, in the case of the method using the integral value or the power, the signal intensity correction coefficient C
Find i. The number of sampling points of the i-th echo signal of the reference data and the reciprocating width on the kx axis are mi and W, respectively.
i, and the signal at the j-th sampling point is Rij (j =
1, 2, ..., mi). The integral value Ii and the signal strength correction coefficient Ci are obtained by the following equation. [Mathematical formula-see original document] On the other hand, the power Qi and the signal strength correction coefficient Ci
Is calculated by the following equation. (Equation 4) For the correction of the signal intensity of the image data, the same method as described above using the calculated Ci is used. According to the above procedure, signal intensity correction can be performed even by the spiral scan method, and a good image can be obtained. This method also scans the entire k-space with multiple excitations.
It goes without saying that the present invention can be similarly applied to the space division type spiral scan method. As described above, according to the signal correction method for magnetic resonance imaging and the magnetic resonance imaging apparatus for implementing the method according to the present invention, the image reconstruction is performed after the attenuation of the echo signal intensity is corrected. Therefore, it is possible to obtain an image free from so-called blur or false image.

【図面の簡単な説明】 【図1】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を示した要部の構成図である。 【図2】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を示した全体の構成図である。 【図3】本発明による磁気共鳴イメージング装置に用い
られるパルスシーケンスの一実施例を示す説明図であ
る。 【図4】本発明による磁気共鳴イメージング装置に備え
られるk空間メモリの説明図である。 【図5】本発明による磁気共鳴イメージングの信号補正
方法の一実施例を示すフロー図である。 【図6】本発明による磁気共鳴イメージングの信号補正
方法の他の実施例を示すフロー図である。 【図7】本発明による磁気共鳴イメージングの信号補正
方法の他の実施例を示すフロー図である。 【図8】本発明による磁気共鳴イメージング装置に用い
られるパルスシーケンスの他の実施例を示す説明図であ
る。 【図9】本発明による磁気共鳴イメージングの信号補正
方法の他の実施例を示す説明図である。 【図10】本発明による磁気共鳴イメージングの信号補
正方法の他の実施例を示す説明図である。 【符号の説明】 101…静磁場を発生するマグネット、102…傾斜磁
場コイル、103…検査対象、104…シーケンサ、1
05…傾斜磁場電源、106…高周波磁場発生器、10
7…プローブ、108…受信器、109…計算機、11
0…ディスプレイ、111…記憶媒体、112…シムコ
イル、113…シム電源、201…スライス傾斜磁場パ
ルス、202…磁化励起用高周波磁場パルス、203…
エコー信号、204…位相エンコード傾斜磁場パルス、
205…180度パルス、206…リードアウト傾斜磁
場パルス、401…スライス傾斜磁場パルス、402…
磁化励起用高周波磁場パルス、403…エコー信号、4
04…ディフェーズ用傾斜磁場パルス、405…位相エ
ンコード傾斜磁場パルス、406…ディフェーズ用傾斜
磁場パルス、407…リードアウト傾斜磁場パルス、5
01…スライス傾斜磁場パルス、502…磁化励起用高
周波磁場パルス、503…ディフェーズ用傾斜磁場パル
ス、504…180度パルス、505…位相エンコード
傾斜磁場パルス、506…リードアウト傾斜磁場パル
ス、507…エコー信号。
BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a configuration diagram of a main part showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. FIG. 2 is an overall configuration diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. FIG. 3 is an explanatory diagram showing one embodiment of a pulse sequence used in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. FIG. 4 is an explanatory diagram of a k-space memory provided in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. FIG. 5 is a flowchart showing one embodiment of a signal correction method for magnetic resonance imaging according to the present invention. FIG. 6 is a flowchart showing another embodiment of a signal correction method for magnetic resonance imaging according to the present invention. FIG. 7 is a flowchart showing another embodiment of a signal correction method for magnetic resonance imaging according to the present invention. FIG. 8 is an explanatory view showing another embodiment of the pulse sequence used in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. FIG. 9 is an explanatory view showing another embodiment of the signal correction method for magnetic resonance imaging according to the present invention. FIG. 10 is an explanatory view showing another embodiment of the signal correction method for magnetic resonance imaging according to the present invention. [Description of Signs] 101: magnet for generating a static magnetic field, 102: gradient coil, 103: test object, 104: sequencer, 1
05: gradient magnetic field power supply, 106: high frequency magnetic field generator, 10
7: Probe, 108: Receiver, 109: Computer, 11
0: display, 111: storage medium, 112: shim coil, 113: shim power supply, 201: slice gradient magnetic field pulse, 202: high frequency magnetic field pulse for magnetization excitation, 203 ...
Echo signal, 204 ... phase encoding gradient magnetic field pulse,
205 ... 180 degree pulse, 206 ... Readout gradient magnetic field pulse, 401 ... Slice gradient magnetic field pulse, 402 ...
High frequency magnetic field pulse for magnetization excitation, 403 ... echo signal, 4
04: Dephase gradient magnetic field pulse, 405: Phase encode gradient magnetic field pulse, 406: Dephase gradient magnetic field pulse, 407: Readout gradient magnetic field pulse, 5
01: slice gradient magnetic field pulse, 502: high frequency magnetic field pulse for magnetization excitation, 503: gradient magnetic field pulse for dephase, 504: 180 degree pulse, 505: phase encoding gradient magnetic field pulse, 506: readout gradient magnetic field pulse, 507: echo signal.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 西村 博 東京都千代田区内神田一丁目1番14号 株式会社日立メディコ内 (56)参考文献 特開 平5−168607(JP,A) 特開 平2−149251(JP,A) 特開 平6−105825(JP,A) 特表 平7−502907(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 5/055 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of the front page (72) Inventor Hiroshi Nishimura 1-1-1 Uchikanda, Chiyoda-ku, Tokyo Inside Hitachi Medical Corporation (56) References JP-A-5-168607 (JP, A) JP-A Heisei 2-149251 (JP, A) JP-A-6-105825 (JP, A) JP-A-7-502907 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 5/055

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】 【請求項1】 被検体を励起する励起パルスの印加、位
相エンコード傾斜磁場の印加、エコー信号の計測を含む
パルスシーケンスの制御を行なうシーケンサと、計測さ
れた前記エコー信号の処理を行なう計算機とを有し、前
記シーケンサは、前記励起パルスの印加に対して、前記
位相エンコード傾斜磁場を印加しないで、エコー番号i
=1、2、…、Nの複数の第1のエコー信号を計測する
第1のパルスシーケンス、及び、前記励起パルスの印加
に対して、前記位相エンコード傾斜磁界を変化させて印
加して、エコー番号i=1、2、…、Nの複数の第2の
エコー信号を計測する第2のパルスシーケンスの制御を
行ない、前記計算機は、エコー番号iの前記第1のエコ
ー信号を用いて、エコー番号iの前記第1のエコー信号
の強度減衰を示す係数Ciの算出を、エコー番号i=
1、2、…、Nの複数の前記第1のエコー信号について
行ない、エコー番号iの前記第1のエコー信号の強度減
衰を示す前記係数Ciをエコー番号iの前記第1のエコ
ー信号に対応するエコー番号iの前記第2のエコー信号
に乗算する処理を、エコー番号i=1、2、…、Nにつ
いて行ない、前記係数は、前記第1のエコー信号の強度
の積分値の逆数、又は、前記第1のエコー信号の強度の
2乗の積分値の平方根の逆数であることを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置。
(1) A sequencer that controls a pulse sequence including application of an excitation pulse for exciting an object, application of a phase encoding gradient magnetic field, and measurement of an echo signal. A computer for processing an echo signal, wherein the sequencer does not apply the phase encoding gradient magnetic field in response to the application of the excitation pulse, and outputs an echo number i
= 1, 2,..., N, a first pulse sequence for measuring a plurality of first echo signals, and applying the excitation pulse by changing the phase encoding gradient magnetic field and applying the same . Controlling a second pulse sequence for measuring a plurality of second echo signals of numbers i = 1, 2,..., N , the computer calculates the first echo of echo number i
The first echo signal of echo number i using the
The calculation of the coefficient Ci indicating the intensity attenuation of
1, 2,..., N a plurality of the first echo signals
To reduce the intensity of the first echo signal of echo number i.
The coefficient Ci indicating the decay is represented by the first eco number of the echo number i.
The second echo signal of the echo number i corresponding to the signal
, And N for echo numbers i = 1, 2,.
There is no row, the coefficient is the reciprocal of the integral value of the intensity of the first echo signal, or magnetic resonance, which is a reciprocal of the square root of the square of the integral value of the intensity of the first echo signal Imaging device.
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