JPH025926A

JPH025926A - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH025926A
Application number: JP63155006A
Authority: JP
Inventors: Shigeru Watabe; 滋渡部; Hiroshi Nishimura; 博西村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1988-06-24
Filing date: 1988-06-24
Publication date: 1990-01-10

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（ＮＭＲと称す）を利用して被検
体の断層画像を得るＭＲＩ装置、特にマルチエコー計測
法を利用したＭＲＩ装置に関する。

〔従来の技術〕

ＮＭＲイメージング装置（ＭＲＩ装置）は、被検体組織
の緩和時間が長いために、同一スライスを励起する時間
間隔（即ち繰返し時間ＴＲ）が長く。

撮像時間が長くなる問題を有する。この長い時間ＴＲの
間に、多くの情報を得るための方法が多重スピンエコー
（以下マルチエコーと略す）法である。

マルチエコー法は、同−ＴＲ内において、同一のスライ
スの多重のエコーを収集する方法である。

ここで多重のエコーとは、エコー時間が異なる複数のエ
コーを云う。

第２図はマルチエコー法の典型例の説明図である。

第２図で、信号ＲＦは選択励起のために印加する無線局
は信号のエンベロープを示す。タイミングＧ２はスライ
ス方向の傾斜磁場印加のタイミング、タイミングＧｐは
位相エンコード方向傾斜磁場印加のタイミングであり、
とのＧＩは振幅を種々変化させる（矢印表示）。タイミ
ングＧχは周波数エンコード傾斜磁場印加のタイミング
である。

エコー信号Ｓとは、計測されるＮＭＲ信号を示し。

期間ＰＥＲＩＯＤはタイムシーケンスを１２個の区分Ｉ
−別に分割したもの、時間ＴＩＭＥは９０°パルスの中
央からの時刻を示す。更に、χ＋　Ｉ　＊　Ｚの三軸は
直交したデカルト座標軸である。

第２図中区間■においては、９０度選択励起パルスを照
射するとともに、スライス方向傾斜磁場を印加する。区
間■においては、位相エンコード方向傾斜磁場を印加し
、Ｙ方向にに関して場所に依存した核スピンの回転を付
加する。さらに区間■において、周波数エンコード傾斜
磁場を印加する。

これは、区間■においてＮＭＲ信号を計測する際に、時
間原点が区間■の中央に来るように、核スピンをあらか
じめデイフェイズ（ｄｅｐｈａｓｅ、位相を拡散させる
こと）させておくためのものである。

区間■では何らの信号も出さない。区間■では、１８０
度選択励起パルスを照射するとともに、スライス方向傾
斜磁場を印加する。区間■では何らの信号も出さない。

区間■では、周波数エンコード傾斜磁場を印加するとと
もに、ＮＭＲ信号の計測を行う。このＮＭＲ信号が第１
のエコーとなる。

区間■では、何らの信号も出さない。区間■では、第２
エコーを計測するための１８０度選択励起パルスを照射
するとともに、スライス方向傾斜磁場を印加する。区間
■では、何らの信号も出さない。

区間Ｘでは、周波数エンコード傾斜磁場を印加するとと
もに、ＮＭＲ信号の計測を行い、第２エコーとする。区
間■〜Ｘは、区間■〜■と全く同じ作用をし、これがエ
コー計測の１単位と見ることが出来る。従って第３エコ
ー以降は、エコー計測単位を繰り返していくことにより
、撮像が可能となる。各選択励起パルスとエコー時間と
の関係は、理論的に以下のようになる。

し２＝２ｔ、　　　　　　　　　　・・・・・・・・・
（１）ｔ４−ｔ３＝ｔ３−ｔ４　　　・・・・・・・・
・（２）以上のＮＭＲについてはｒＮＭＲ医学」（基礎
と臨床）（核磁気共鳴医学研究会編、丸善株式会社発行
元。昭和５９年１月２０日発行）に詳しい。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術は、スライス選択励起パルスを完全なもの
と仮定し、巨視的磁化の挙動を理想的なものとした場合
のシーケンスであり、実際には。

スライス選択励起パルスの不完全性により、不要な信号
よるアーチファクトが、再構成画像に重畳する。

ここでスライス選択励起パルスの不完全性を述べる。選
択励起パルスＲＦは、第３図（イ）の周波数領域に示す
ように、特定の周波数帯域（Δω）を−様な強度の矩形
状に励起することを目的とする。

理論的には、この矩形波を逆フーリエ変換してみると第
３図（ロ）の如くなり、５ＩＮＣ関数をエンベロープと
する高周波磁場となる。この５ＩＮＣ関数は左右に無限
の時間領域を持つ。しかし、実際には、有限期間で切り
出しく例えば、３波、５波の例で示すように切り出し時
間幅は有限である）、残りの区間はゼロとして扱う波形
を印加する。

この有限切り出しのもとての印加波形によれば。

選択照射により得られるスライスのプロフィールは第３
図（イ）の如く矩形波にはならず、第３図（ハ）の如き
波形となる。即ち、指定したスライス面内において、指
定されたフリップアングル（例えば１８０°）に対し、
異なるフリップアングル（１３５°や９０°等）の回転
（後述第４図のχ′軸まわりの回転）を受ける磁化が存
在することを意味する。

これを選択励起パルスの不完全性という。

前記選択励起パルスの不完全性に基づくアーチファクト
の発生について詳述する。

第２，４図を用いて説明する。区間１．ＩＶ、■に照射
されるスライス選択励起パルス３１，３２．３４は、理
想的には、スライス方向に存在する各磁化３０のフリッ
プアングルが、選択面のみ９０°若しくは、１８００で
他の領域は０°という矩形状にならなければならないが
、実際には矩形とならず、完全な回転を受けない部分や
、励起されてはいけない領域を励起する。この例として
、第２エコーについて説明する。第１の１８０°パルス
３２の不完全さにより、９０°の回転を受けた磁化（第
４図中■の０）は、第２の１８０°パルス３４で再び９
０°の回転を受け（区間■）、不要なエコー成分３６と
して、正規の第２エコー３５に対して、位相が１８０°
回転して、同一計測時間内（区間Ｘ）に結像する。

この不要なエコーがいわゆる偽像と呼ばれるエコーであ
る。偽像に関しては「医学における核磁気共鳴Ｊ（ＭＡ
ＧＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮＡＮＣＥＩＮ　ＭＥＤＩＣＩＮ
Ｅ、１９８７年、Ｐ１２０〜１２８）に詳しい。

本発明の目的は、エコー計測時間（区間Ｘ）内における
偽像たる不要エコー３６の結像を阻止してアーチファク
トのない良好なマルチエコー撮像を可能としたＭＲＩ装
置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は１画像形成用の核磁気共鳴信号の読出し時に周
波数エンコード方向に傾斜磁場を印加するだけではなく
、これ以外の時期においても周波数エンコード方向に傾
斜磁場を印加させるようにした。

ここで、読出し時以外の周波数エンコード方向の傾斜磁
場を印加させる時期としては、第２エコー以降の選択励
起用パルスの前後が最適である。

更に１本発明は上記読出し時以外の周波数エンコード方
向の傾斜磁場に同期させてスライス方向の傾斜磁場を印
加させるようにした。

更に、本発明は、読出し時以外の周波数エンコード方向
の傾斜磁場は、読出し時の周波数エンコード方向の傾斜
磁場に比して大きな値にさせた。

〔作用〕本発明によれば、例えば第２図中の区間■及び■に同一
振幅、同一時間の周波数エンコード方向の傾斜磁場を印
加（第１図参照）させたため、正規の第２エコーに対し
ては、区間Ｘの中央で結像させ、不要なエコーの結像時
刻を区間Ｘの外に移動させることができた。

更に、本発明によれば、例えば第２図中の区間■及び■
におけるデイフェイズおよびリフェイズの組合せをスラ
イス方向に分布する磁化に対しても行うことができる。

尚、区間■及び■は本来、エコー時間を操作するために
用いられる区間であり、最短のエコー時間を達成する際
には無視できる程の時間となる。

従って、この区間に周波数エンコード方向の傾斜磁場を
印加することは、エコー時間の延長を招く。

これは、第３エコー、第４エコーという具合にエコ一番
号が増加するに従い顕著となる。

一方、周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇχによる周波
数エンコード量Ｆは、Ｆ＝Ｇχ・Ｔ　　　　　　・・・・・・・・・（３）と
なる。ここで、Ｔとは傾斜磁場Ｇ工を印加する時間であ
る。従って、エンコード量が等しい場合。

Ｇχを増加させれば時間Ｔを短縮できることとなる。

そこで１本発明は、読出し時の傾斜磁場に比して大振幅
のＧχを印加させ、これによりエコー時間の延長を最小
限にでき、アーチファクトの除去がはかれる。

〔実施例〕

第５図は本発明に係る核磁気共鳴イメージング装置の全
体構成例を示すブロック図である。この核磁気共鳴イメ
ージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して
被検体１の断層画像を得るもので、静磁場発生磁石１ｏ
と、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１１と、シー
ケンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、
受信系１５と信号処理系１６とからなる。上記静磁場発
生磁石ｉｏ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強く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もった空間に永
久磁石方式又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。上記シーケンサ１２は、ＣＰ
ＰＵＬＩの制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ
収集に必要な種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生
系１４並びに受信系１５に送るものであり、本発明によ
るパルスシーケンスは、シーケンサ１２により動作する
。上記送信系１３は、高周波発振器１７と変調器１８と
高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａとから
なり、上記高周波発振器１７から出力された高周波パル
スをシーケンサ１２の命令に従って、変調器１８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１９で増幅した後に被検体１に近接して配置された高
周波コイル２０ａ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。上記磁場勾配
発生系１４は、χ＋Ｊ／＋Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜
磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁
場電源２２とからなり、上記シーケンサ１２からの命令
に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２２を駆動す
ることにより、工＋　Ｉ　＊　Ｚの三軸方向の傾斜磁場
Ｇχ、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。上記受信系１５は、
受信側高周波コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波
器２４とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高
周波コイル２０ａ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２０ｂで検出され、増幅器２３及
び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力
してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ１２から
の命令によるタイミングで直交位相検波器２４によりサ
ンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号
が信号処理系１６に送られるようになっている。この信
号処理系１６は、ＣＰＵＩＩと、磁気ディスク２６及び
磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲＴ等のデイスプレ
ィ２８とからなり、上記ＣＰＵＩＩ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イスプレィ２８に表示するように
なっている。なお、第１図において、送信側及び受信側
の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁場コイル２１は
、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１
０の磁場空間内に配置されている。

第１図は。本発明によるスピンエコー法マルチエコー計
測のタイムシーケンスの一実施例を、模式的に表わした
ものである。そのスピン挙動を第６図に示す。第１図に
おいて、ＲＦはスピンを選択的に励起するための、無線
周波の照射タイミング及びエンベロープを示している。

Ｇｚ、Ｇｙ。

Ｇχは、各々スライス方向２泣相エンコード方向。

周波数エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミングを示
す。エコー信号は計測されるＮＭＲ信号を示す。ＰＥＲ
ＩＯＤはタイムシーケンスをＩ　−Ｘｌｌに区間分けし
たものであり、ＴＩＭＥは、９０°パルスの中央からの
時刻を示している。

本実施例の特徴は１区間■及び■において通常のＧχの
値Ｇχ。よりも大きな振幅のＧχ、を印加させるように
した点にある。第３エコー以降においても同様なＧχ１
の印加を行う。

さて、第１図中、区間Ｉにおいては、９０°選択励起パ
ルス３１を照射するとともに、Ｇｚを印加スる。区間■
においては、ａｙを印加し、Ｙ方向に関して場所に依存
した核スピンの回転を付加する。

さらに区間■において、Ｇχを印加する。これは、区間
■においてＮＭＲ信号を計測する際に、時間原点が区間
■の中央に来るように、核スピンをあらかじめ拡散（ｄ
ｅｐｈａｓｅ）させておくためのものである。区間■及
び■では何らの信号も出さない。

区間■では、１８０°選択励起パルス３２を照射すると
ともに、Ｇｚを印加する。

これにより、核スピンはその時点の拡散された位相量を
保ちながら１８０°の位相の回転を受ける。

この操作において、現実には１８０°パルス３２の不完
全性から、第６図■で示した白ヌキ矢印の様に、工　Ｉ
′平面外に回転する成分（不要なエコー成分）が生じる
。区間■ではＧχを印加するとともに、ＮＭＲ信号の計
測を行う。このＮＭＲ信号が第１エコー３３となる。

区間■では、大振幅のＧχパルス３７の印加により、正
規のスピンは大きく拡散し、不要なエコー成分は緩和過
程以外の影響を受けない（第６図■〜■参照）。区間■
では、第２エコーを計測するために、第２の１８０°パ
ルス３４を照射するとともに、Ｇｚを印加する。これに
より、不要なエコー成分は区間■の拡散された位相量を
保ったまま、χＩ′面に回転する。

区間■では、区間■のＧχ印加量に相当するＧｚを印加
する。この過程で、不要なエコー成分は一旦結像し、そ
の後拡散し続ける。一方正規のスピンは、区間■終了時
点の位相拡散量と等しくなるまで、再整相（ｒｅｐｈａ
ｓｅ位相の戻し）を受ける（第６図■〜Ｘ参照）。区間
Ｘでは、Ｇｚを印加するとともに、ＮＭＲ信号の計測を
行い、第２エコー３５とする。この間不要なエコー成分
は、拡散し続け、偽像を形成しない。第３エコー以降の
エコーを取得するためには、区間■〜Ｘの過程と同じ操
作を区間夏以降行う。

第７図は、本発明の他の実施例に係るタイムシーケンス
図を示す。本実施例は、区間■及び■において、Ｇｚ、
という大きな磁界を加えるのではなく、Ｇｘａを他の区
間と同じく印加せしめるようにしたものである。計測時
間は第１図に比べて大となるが、偽像除去は、はかれる
。

第８図は本発明の他の実施例に係るタイムシーケンス図
を示す。本実施例は、区間■及び■において、Ｇｚに対
してもスライス磁場傾斜磁場Ｇｚ。

と同じレベルの傾斜磁場ＧＺｏを印加せしめたものであ
る。これによりスライス方向の偽像の除去をはかれる。

また区間■及び■におけるＧｚｏの代りにＧ　ｚ　ｎ　
＜　Ｇ　ｚ工なるＧｚ工を印加させてもより）。

第９図は本発明の他の実施例に係るタイムシーケンスで
ある。この実施例は、区間■及び■において、Ｇｚに対
してＧｚ。くＧ工□なるＧ工□を印加せしめたものであ
る。第１図と第８図の組合せに係る実施例であり、その
効果も両者の利点がそのまま生かされたものとなる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、マルチエコー撮（１時のスライス選択
励起パルスの不完全性による、アーチファクトを除去で
きる。他の発明によれば、その際に。

各エコーのエコー時間及び最短の繰り返し時間を大幅に
延長することがないので、画像の信号−雑音比の低下や
撮像時間の延長を招かない。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の実施例のタイムシーケンス図、第２図
は従来例のタイムシーケンス図、第３図（イ）〜（ハ）
はスライス選択励起パルスの不完全性の説明図、第４図
は第２図対応のスピンの挙動の説明図、第５図は本発明
のＭＨＩ装置の実施例図、第６図は第１図対応のスピン
の挙動の説明図、第７図、第８図、第９図はそれぞれ本
発明の他の実施例のタイムシーケンス図である６ＲＦ・・・高周波パルス、Ｇｚ・・・スライス方向の傾
斜磁場の印加タイミング、ａｙ・・・位相エンコード方
向の傾斜磁場の印加タイミング、Ｇｚ・・・周波数エン
コード方向の傾斜磁場の印加タイミング。第３図 ■ Ｗ第 ■ΔｍＭ〜■ Ｎ丁〜Ｘ２′ 工 ■ 図 ■〜■ ■ ■ ■ ■ 〜Ｘｖ〜■

Claims

【特許請求の範囲】１、静磁場、スライス方向の傾斜磁場、位相エンコード
方向に傾斜磁場、周波数エンコード方向の傾斜磁場、高
周波パルスをマルチエコーシーケンスに従って印加する
第１の手段と、これらの印加による被検体からの核磁気
共鳴信号を計測する第２の手段と、この計測信号から被
検体内の断層画像を得る第３の手段とより成ると共に、
核磁気共鳴信号の読出し時の他に、第２番目以降の１８
０°パルスの印加の前後において上記周波数エンコード
方向の傾斜磁場を印加する手段と、を有するＭＲＩ装置
。２、上記第２番目以降の１８０°パルスの印加の前後に
印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の大きさは、
核磁気共鳴信号の読出し時に印加する周波数エンコード
方向の傾斜磁場の大きさに比して大としてなる請求項１
記載のＭＲＩ装置。３、上記第２番目以降の１８０°パルスの印加の前後に
、周波数エンコード方向の傾斜磁場と同時に、スライス
方向の傾斜磁場を印加せしめるようにした、請求項１記
載のＭＲＩ装置。４、上記第２番目以降の１８０°パルスの印加の前後に
印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の大きさは、
核磁気共鳴信号の読出し時に印加する周波数エンコード
方向の傾斜磁場の大きさに比して大としてなる請求項３
記載のＭＲＩ装置。