JPH01218436A - Ｍｒダイナミツクイメージング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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、この装置によっ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。

〔従来の技術〕

被検体の経時的変化を追跡するダイナミックスタデイは
、Ｘ線ＣＴの分野では普通に行なわれてイル（森−生地
、「全身用Ｘ１ｌｉＣＴ　　ＴＣＴ−９００ＳＪ、東芝
しビュー４２巻２号、１９８７年、　第８Ｏ−８２ＪＯ
、ｘｍｃ’ｒにおイテ、複数回のスキャンを連続して行
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、あるスキャンから次のスキャン
にまたがる任意の位置から切出された１スキャン相当の
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、
見掛は上、１回のスキャ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秒かかるスキャンを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スキャン相当の一
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ャンによる約
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
Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ　　：　Ｍ　ＲＩ
　）の分野においても、ダイナミックスタデイの臨床実
験が行なわれている（吉田英夫他、「心肝血管腫のｄｙ
ｎａｍｉｃＭ　ＲＩ　ＪＮＭＲ医学、　Ｖｏｌ、　６　
、　Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ　−２、１９８６年、第１５
８頁）、シかし、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、各スキャンから１面の画像が生成されるだけで
ある。

〔発明が解決しようとする課題〕

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、ＭＨＩは、水素の分布を映像化するもので
ある。したがって、それらにより得られる画像は対象を
異にし、Ｘ＃／１ＡｃＴ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、ＭＨＩ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、ＭＨＩ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、ＸｔＩＡＣＴ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、ＭＨＩ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。ＭＨＩにおけるスキ
ャンは、位相エンコードパルス（後述する第４図の３０
６）のレベルを変えることによって行なわれる。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１次式で与えられる。

Ｇｐ（ｉ　）　＝　２　ＧＰｍａｘ・ｉ　／　ｎ　−Ｇ
　Ｐ＋ａ！Ｘここで、ＧＰｗａ＆Ｘは位相エンコードパ
ルスの最大振幅であり、ｉはＯ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Ｏ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（、）に示された順序のスキャンを連続し
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スキャン分ずつずれ
たそれぞれ１スキャ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４０４，４０
５゜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、スキャンは、撮影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
ら始まるスキャンも同等であり、その意味において、計
測データは均質であり、したがって、前述の方法が成功
する。これに対して、ＭＲＩの場合、スキャンは、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。したがって、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。

Ｘ１１１ＡＣＴ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。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は、１スキャ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
のレベルを実質上均等に分配する。

例えば、１スキャンが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。このようなスキャンを連続して複数回行
なって、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スキャ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、スキャ
ンと並行して行なってよい。

〔作用〕

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画像の全周波成分を含み
、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。したがって、一定サイクルずつ順
次ずらせて抽出されたそれぞれ１スキャン相当の一連の
計測データ部分は、等質のデータでの置換によって更新
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。画像生成とスキャンの並列実行は
、処理速度を改善する。

〔実施例〕

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２０
４は、被検体２００から放射される電磁波を受信して、
検波し、ディ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、ＣＲ
Ｔ表示装置２０６にその画像を表示する。パルスシーケ
ンスファイル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ァイル２０７から制
御情報を読出し、それに従って、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ァイル２０７から
の制御情報に従って、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、Ｇｚ３
０２．Ｇｙ３０３　。

Ｇｘ３０４は、それぞれＺｙｙｙＸ方向の傾斜磁場が傾
斜磁場発生系２３０により発生されるタイミングを示し
、Ｓｉｇｎａｌ　３０５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２方向のスライス断面層
を選択し、Ｇｙ３０３のレベルでＸ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
。Ｘ方向の位置分離は一度にはできないので、Ｇｙ３０
３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
レベルにわたって変化し、したがって、１回のスキャン
の間に２５６回の計測が行なわれる。このようにスキャ
ンの間にレベルが変化される傾斜磁場（この例ではＸ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６ 本発明によれば、スキャ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ャン１０２が連続して３回行な
われ、各スキャンは３個のサイクル１０３からなる。こ
れらのスキャンにより得られた計測データ１００から、
１サイクル（１／３スキャン）ずつ順次ずれたそれぞれ
１スキャン相当の範囲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。

グループＯ：１＝３ｊ グループ１　：　１＝３ｊ＋１ グループ２　：　１＝３ｊ＋２ （ｊ＝Ｏｓ　ｌｅ　２ｔ　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Ｏ）においては、グループＯでｊをＯから順次増
すことにより１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スキャンが完了する。

続けて、前記と同じ順序で、第２及び第３スキャンが行
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、それぞ
れのサイクルで得られる計測データブロック１０１は、
どれでも、画像の低周波成分から高周波成分までをほぼ
一様に含み、その意味で、は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スキャン相当
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
たがって、良好な連続性を示す。

第５図のフローチャートは、位相エンコードパルスのレ
ベル数をｎとし、１スキャ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ャンをＱ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。

ステップ５０１　：　ｋを１からａまで、反復の度に１
ずつ増すことによって、ステップ５０２を２回反復し、
完了すれば、所定の全スキャンが完了したので、ステッ
プ５０８に行く。

ステップ５０２：ｈを１からｍまで、反復の度に１ずつ
増すことによって、ステップ５０３から５０７をｍ＠反
復し、完了すれば、１スキャンが完了したので、ステッ
プ５０１に戻る。

ステップ５０３　：　ｇを１からｎまで、反復の度にｍ
ずつ増すことによって、ステップ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
、ステップ５０６に行く。

ステップ５０４：位相エンコード番号ｉ　ＮＵＭを次式
により計算する。

ｉ　ＮＵＭ＝に＋ｇ−２ ステップ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、ステップ５０３に
戻る。

Ｇｐ（ｉ　ＮＵＭ）　＝２Ｇｐ＋５ａｘ−ｉ　ＮＵＭ／
　ｎ　　ＧＰｍａｘステップ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、したがって、ステ
ップ５０２に戻る。しかし、それがｎに達していれば、
ステップ５０７に行く。

ステップ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、ステップ５０２に戻って計測を続ける。

ステップ５０８：このステップに達すれば、Ｑ回のスキ
ャンが終り、合計量（Ｑ−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
デイスプレィ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、
ステップ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、すべての計測が終った後でステップ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、１７　ｍスキャンずつずれた一連の画
像を生成するためには、１スキャンをｍサイクルに等分
し１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Ｏ：ｉ＝ｍｊ グループｌ：ｉ＝ｍｊ＋１ グループｍ−１：　ｉ＝ｍｊ＋ｍ−１ （ｊ＝ｏ、１，２・・・・・・、ｎ７ｍ−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で割った余りに等しい。

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Ｏ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、グループ０ないしｍ−
１を第ｍなしい第１サイクル（サイクルｍ−１ないしサ
イクルＯ）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、全スキャンを通じ
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。

全スキャ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スキャ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スキャン間隔
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＝１
２．ｍ＝３．ｍ＝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スキャ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、各スキャンの第
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、どの二つのスキャン
を比較しても、二つのサイクルにおいて１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、全スキャンを通じて固定されており、したがって
、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九
る。

スキャン総数Ｑと、スキャン内のサイクル数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
スキャ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ァイル２０７に格納する
制御情報によって自由に指定することができる。すなわ
ち、ハードウェアを改変する必要はない。

〔発明の効果〕

本発明によれば、スキャ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、ＭＨ
Ｉの時間分解能を、スキャン時間より遥かに小さい値に
改善することができる。したがって、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
、ａｍすることができ、その結果、−層適確な診断が可
能になる。また、スキャンと画像生成の並列実行は処理
時間を短縮する。

【図面の簡単な説明】

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
ロックダイヤグラム、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ャート、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スキャン、１
０３・・・１サイクル、１０４〜１０６・・・抽出され
る１スキャ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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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
   装置の動作を制御し、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
   とによりスキャ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、前記スキャ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
   レベルを実質上均等に分配するスキャンステップと、前
   記スキャンステップを連続して複数回実行するステップ
   と、前記複数回のスキャ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スキャン
   相当の一連の計測データ部分を抽出するステップと、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
   生成するステップとを有するダイナミックイメージング
   方法。 ２、請求項１において、前記スキャンステップの各サイ
   クルで用いられる位相エンコード信号群は、１スキャン
   内のサイクル数と等しいレベル数のレベル間隔を持つダ
   イナミックイメージング方法。 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スキャン内のサ
   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スキャ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ックイメージング方
   法。 ４、請求項１、２又は３において、前記抽出ステップと
   画像生成ステップは、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、後続する前記スキャンステ
   ップと並行して遂行されるダイナミックイメージング方
   法。