JPH02152440A - 磁気共鳴映像方法 - 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】 ［産業上の利用分野コ この発明は、流れのあるスピンの画像を得る磁気共鳴映
像方法、特に渦電流補正が不完全なｆｌＪ　Ｍ磁場系に
おいても高速１Ｍ１１可能な磁気共鳴映像法にＩＴＪｌ
するものである。

［従来の技術］ 一般に核磁気共１！％（ＮＭＲ）とは、ある原子核を−
様な静磁場中においたとき、これらが磁場の強さに比例
した周波数で磁場の印加方向を軸としてそのまわりを歳
差運動するという事実によるものである。この周波数は
ラーモア周波数としで知られており、 Ｇ＞　Ｂ＝　７８　ａ 但し、γ：原子核の磁気回転比 Ｈ８：　磁場の強さ により与えられる。つまり、ある特定の方向に沿って強
さが変化するような静磁場を印加すると、その方向の各
位置にある原子核は異なった周波数で歳差運動をするこ
とになる。従って、物体に傾斜磁場（Ｇｒａｄｉｅｎｔ
　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｆｉｅｌｄ）　　を印加し・かつ
同時に充分な強さの高周波パルス磁場を印加すると、高
周波パルスと等しい周波数で歳差運動を行なうスピンを
有する原子核のみを、９０６または１８０°に亘って回
転させ、他の原子核からアイソレートさせることができ
る。

次に、この現象を用いて人体の断層像を得る方法につい
て説明する。

第２図は、　例えばエイ・ジエイムス（Ａ、Ｊａｍｅｓ
）がアメリカン・ジャーナル・オブ・レントゲノロジイ
（Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｒｅｎｔ
ｏｚｅｎｏｌｏｇｙ）　　の１９８２年第１３８巻、第
２０６頁に発表したものを簡略化した、−船釣な核磁気
共鳴映像装置を一部側面図で示すブロック図である。

図において、（１）は磁石、　（２）は磁石（１）の静
磁場中に横たえられた被検体としての人体、　（３）は
人体（２）の回りに巻かれた高周波コイル、（４）は高
周波コイル（３）に電磁波を送信し、かつ人体（２）か
らの′ｌｔ磁波な受信するための送受信器、　（５）は
磁石（１）と高周波コイル（３）との間にあって、複数
対からなる傾斜磁場コイル、　（６）は傾斜磁場コイル
（５）のための傾斜磁場コイル用電源、（７）は傾斜磁
場コイル用電源（６）及び送受信器（４）を制御する制
御回路、　（８）は制御回路（７）と連結した計算機、
（９）は計算機（８）に連結された画像表示器である。

次に、第２図に示した核磁気共鳴映像装置の動作につい
て説明する。

まず、磁石（１）によって人体（２）に均一な静磁場を
かけ、人体（２）内の特定の原子核にそのゼーマンエネ
ルギーζこ一致する電磁波を送受信器（４）の送信部か
ら高周波コイル（３）を通して照射する。

この電磁波により、人体（２）内の特定の原子核は基底
状態から励起状態への共鳴的遷移を起こす。

そして、電磁波の照射を止め、人体（２）内の原子核か
ら放出される電磁波を、高周波コイル（３）を通して送
受信器（４）の受信部で検出する。送受信器（４）には
受信用のＡＤ変換器が内蔵されており、所定のサンプリ
ング周波数にしたがって高周波コイル（３）からの磁気
共鳴信号を受信している。この時、傾斜磁場コイル（５
）で静磁場に勾配をつけることにより、人体（２）のと
の位置からの信号であるかを判別する。

一方、計算機（８）は制御回路（７）を介して、傾斜磁
場コイル（５）に電流を供給するための傾斜磁場コイル
用型Ｒ（６）及び送受信器（４）を制御し、高速フーリ
エ変換の結果得られた画像は、画像表示器（９）に表示
される。なお、フーリエ変換による核磁気共鳴映像法の
詳細については、例えば英国特許第２０７９９４６号明
細書に記載されているので、ここでは記述しない。

次に、流れのあるスピンの画像を得る方法について説明
する。

第３図は、例えは雑誌「マグネティック　レゾナンスイ
ンヌディシャンＪ　　（ＭＡＧＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮＡ
ＮＣＥ　ＩＮ　ＭＥＤＩＣＩＥＮ、　Ｖｏｌ、５　、　
ｐｐ２３８−２４５　（１９８７））に記載された、流
れのあるスピンを映像化するためのパルスシーケンスを
分かりやすくシリーズに並べて記述したものである。

図において、Ｇ５−５　（Ｃ；　５ｌｉｃｅ　５ｅｌｅ
ｃｔ）　　は周波数エンコード川傾斜磁場、Ｇｒ　（Ｇ
　Ｒｅａｄｏｕｔ）　　は周波数エンコード用傾１−１
磁場、　Ｃ；　ｐｅ　（Ｇ　ｐＨａｓｅＥｎｃｏｄｅン
は位相エンコード°用傾斜磁場であり、これらＣｑ”＋
、ＣｒｂＣｐ＠は互いに直交する傾斜磁場であり、Ｇ　
９９方向を物体の厚さ方向とする。また（ンｒ　（Ｇ　
　ＦＩＯＷ）は映像化したい方向のベクトルを持つ傾斜
磁場、Ｇｏａ　（ＣＰｒｏｊｅｃｔ、ｉｏｎ　Ｄｅｐｈ
ａｓ＋ｎｇ）は静止スピンからの信号強度を弱めるため
の傾斜磁場、ＲＦは高周波パルス、ＳはＮＭＲ受１８１
８号、即ちスピンエコー信号である。

以下、第３図を参照しながらシーケンス動作にＩＪいて
説明する。

まず、第１１区問から第１４区間により第１の１ｇ号を
取得する。次いで、第２１区間から第２４区Ｅにより第
２の信号を取得する。

第止−１ｉ冊 被検体に対し、傾斜磁場に、、ｔｉｌ＋と共に、高周波
パルスＲＦ　”口を印加する。この時、池の傾斜磁場は
零である。従って、Ｇつ、方向の所定厚さの咳スピンが
高周波パルスＲＦ　”’の周波数に依存して励起される
。この時の厚さは、高周波パルスＲ１１１”＋ｌＩ＋の
周波数、叉は傾斜磁場Ｇ５っ（１１）の振幅を変化させ
ることにより変えろことができろ。この後、傾斜磁場Ｇ
ｓｓ”’を反転し、高周波パルスＲＦｆｌｌｌ印加中に
乱れたスピンの位相を元に戻す。

１１λ且Ｉ １頃斜磁場Ｇ＋””　を正極性、負極性（もしくは負極
性、正極性）の順に印加する。この時Ｃａｔ””の正極
性における時間積分と、負極性における時間積分との絶
対値は等しくする。この操作により、静止スピンの位相
は傾斜磁場Ｇ−１２’　を印加する前の状態に戻る、即
ちなにも影響を受けない。

方、流れのあるスピンは、傾斜磁場印加中にその位置が
移動するために、同一面積の傾斜磁場の反転によっても
、実際に流れのあるスピンの受ける傾斜磁場強度は正極
性と負極性で異なることになる。その結果、位相は傾斜
磁場印加前の状態に戻らず、新しい位相情報を持つこと
になる。

第」−１玉ぐ間 後述する第４区間において、スピンエコー信号５１１４
１を得るため、位相補正用の傾斜磁場Ｇｒ””を印加す
る。これによりＣ０方向に沿ってスピンがデイフェーズ
される（位相が乱される）。同時ここ、Ｇ（ｌｄ力方向
位相情報を受信信号Ｓに付与するために、傾斜磁場Ｑ　
Ｄ、１ｆ１３１を印加する。これを位相エンコードと呼
び、この位相エンコード屯は傾斜磁場Ｇ。、口３１の時
間積分に等しい。また、傾ｔ１磁場Ｇ　、　ｄ（ｌ　３
　＋を印加し、静止スピンからの信号強度を弱める。

１上主［ 傾斜磁場Ｇｒを反転しＧｒ口４’を印加しながらスピン
エコー信号Ｓｔ＋４１を受信する。この時印加される傾
斜磁場Ｇｒ口４＋の斜線部の面積はｃｒ””の面積と等
しい。

こうして、磁気共鳴信号からなる受信信号Ｓがスピンエ
コー信号Ｓ！１４１として受信されるが、このとき傾斜
磁場ｃｒ””が印加されているため、スピンエコー信号
５（１４１はＧ１方向の位相情報を周波数情報として持
っている。

この後、ある時間間隔をおいて第２１区間に移る。

第２１区間から第２４区間のうち第１１区間から第１４
区間と異なるのは、第２２区間たけであるので、以下第
２２区間に付いて説明する。

１２λ且Ｉ 傾斜磁場ＣＩ＋２”’　を第１２区間とは逆順に印加す
る。ｊにって負極性、正極性（もしくは正極性、負極性
）の順に印加する。この時、第１２区間と同様、Ｃｘｔ
””　の正極性における時間積分と、負極性における時
間積分との絶対値は等しくする。

この操作により、静止スピンの位相は、傾斜磁場Ｇｔ”
”　を印加する前の状態に戻るが、流れのあるスピンは
新しい位相情報を持つことになる。ここで、傾斜磁場Ｇ
ｔ”２）印加の順序を第１２区間と逆順にしているので
流れのあるスピンの持つ位相情報は第１２区間のそれと
逆極性となるが、静止スピンの位相は傾斜磁場Ｇｒ′２
２１　を印加する前の状態に戻るため、第１２区間のそ
れと全く同一位相となる。

これら一連の操作によって、スピンエコー信号Ｓｆ＋４
１　３　＋２４″が得られる。ここで、スピンエコー信
号Ｓ　＋１４１　３　ｌｉ！４１は静＋１−スピンと流
れのあるスピンの２種類のスピンからの信号で構成され
る。

さて、前述のように静ＩＥスピンの位相は全く同一位相
゛Ｃあるが、流れのあるスピンの位相は逆極性であるか
ら、スピンエコー信号Ｓ＋１４１と５（ａａ＋の減算ζ
こより流れのあるスピンからの信号Ｓｒ　だけが残る。

以下、第１１区間から第２４区間を逐次的に縁り返し、
複数個の信号ＳＴ　を得るが、それぞれのシーケンスに
おいて第１３．２３区間のみが異なる。即ち、各シーケ
ンス毎に、位相エンコード用の傾斜磁場（ｔｉ　Ｍ磁場
Ｇ　ｐｅ″３’　　Ｃｐｅ””’の時間積分値を毎回変
化させる。例えば、これを１２８回繰り返し・て得られ
る１２８個の信号Ｓｒに対し、時間、位相エンコードに
関して２次元のフーリエ変換を行なうことにより７Ｍれ
のあるスピンのみの画像を形成することができる。

なお、２次元フーリエ変換については、上記文献（英国
特許第２０７９９４ｒｉ号明細書）に述べられているの
で、ここでは省略する。

［発明が解決しようとする課題］ 従来の磁気共鳴映像方法は以上のようになされていたた
め、傾斜磁場系の渦電流補正が不完全であり、残留渦電
流がある場合、高速撮像を行なうと、第１４区間、第２
４区間で印加し・た傾斜磁場Ｑ　、１１４１　　Ｑ、１
２４＋による渦電流が次の１８号取得動作にまで残留し
、その結果、受信されるスピンエコー信号の位相が乱れ
るために、スピンエコー信号Ｓ　ｆ＋４１と５１４４１
との減算により静止スピンからの信号が完全に消去でき
ないという問題点かあった。

この発明は、上記のような問題点を解決するためになさ
れたもので、第１４区間並びに第２４区間の後に新たに
傾斜磁場Ｇ、を反転する区間、第１５区間並ひに第２５
区間を設けることにより、高速撮像時においてもアーテ
ィファクトの生じることのない磁気共鳴映像法を得るこ
とを目的とする。

［課題を解決するための手段］ この発明に係わる磁気共鳴映像方法は、磁気共鳴信号取
得後に、傾斜磁場のうち、１つもしくは全ての傾斜磁場
を、正極性における時間積分と負極性における時間積分
の絶対値が等しくなるように印加するものである。

［作用］ この発明においては、第１５．２５区間において、例え
は傾斜磁場Ｇ、を反転し、磁気共鳴信号取得後の、上記
＃斜磁場Ｇ、の正極性における時間積分と負極性におけ
る時間積分の絶対値が等しくなるようにし、次の信号取
得動作にまで残留する渦電流を低減することにより、ア
ーチ、ｆフッり１・のない流れの像を得る。

［実施例］ 以下、この発明の一実施例を図について説明する。第１
図はこの発明の一実施例による磁気共鳴映像方法を示す
パルスシーケンスである。

第１１区間から第１４区間、並びに第２１区間から第２
４区間における動作は、従来例と同一であるため省略す
る。

１１１区澗 傾斜磁場Ｇ、を反転する。　この時、　傾斜磁場Ｇ、口
５１　の時間積分は、第１４区間における傾斜磁場Ｇｒ
”’中の斜線部分への面積と等しくする。

１１丘旦Ｉ 第１５区間と全く同一 なお、図中筒１５．２５区間におけるＧ１磁場の印加を
一度に行なったが、時間積分が全く同一であれは、その
印加回数及び傾斜磁場印加形状は全く任意でよい。

［発明の効果］ 以上のように、この発明によれば磁気共鳴信号取得後に
、１つもしくは全ての傾斜磁場を、正極性における時間
積分と負極性における時間積分の絶対値が等しくなるよ
うに印加し、信号取得時に印加される傾斜磁場による残
留渦電流を、信号取得後に印加する傾斜磁場において低
減するようにしたので、渦電流に起因するアーティファ
クトのない、流れを持つスピンのみの磁気共鳴映像が得
られる効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例による磁気共鳴映像方法を
示すパルスシーケンス図、第２図は一般的な磁気共鳴映
像装置を一部側面図で示すブロック図、および第３図は
従来の磁気共鳴映像方法を不すパルスシーケンス図であ
る。 図において、　（１）は磁石、（２）は人体、（３）は
高周波コイル、（４）は送受信器、（５）は傾斜磁場コ
イル、Ｇ　ｇｇ、Ｇ１、Ｇい。は互いに直交する傾斜磁
場、Ｃ＋　は映像化したい方向のベクトルを持つ傾斜磁
場、ＲＦは高周波パルス、ＳはＮＭＲ受信信号である。 なお、図中、同一符号は同一または相当部分を示す。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 静磁場中に置かれた被検体に対し、高周波パルスと、互
   いに直交する３軸の方向に磁場強度が変化する第１、第
   ２及び第３の傾斜磁場とを印加し、上記被検体の所定の
   体積中のスピンを励起する第１ステップ、上記高周波パ
   ルスを印加した後に上記第１、第２及び第３の傾斜磁場
   のうち、１つもしくは全てを印加することにより流れの
   あるスピンに対して位相情報を与える第２ステップ、第
   ２ステップ終了後、上記第１、第２及び第３の傾斜磁場
   のうち、１つもしくは全ての傾斜磁場を、印加しながら
   取得される磁気共鳴信号に基づいて所望の断層画像を構
   成する第３ステップを備える磁気共鳴映像法において、
   磁気共鳴信号取得後に上記第１、第２及び第３の傾斜磁
   場のうち、１つもしくは全ての傾斜磁場を、正極性にお
   ける時間積分と負極性における時間積分の絶対値が等し
   くなるように印加することを特徴とする磁気共鳴映像方
   法。