JPH0390132A - Ｍｒ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した断層像撮影装置（
磁気共鳴イメージング装置、以下ｒＭＲＩＪという）に
おいて画質を向上させる手法に関する。

特に、血管画像を映像化する場合に有効である。

〔従来の技術〕

従来から原子スピンの励起から計測信号のエコービーク
が出来るまでの時間′１゛Ｅを短縮するため、エコービ
ークを前にずらして信号計測を行う考え方はあった。

ソサエティ・オブ・マグネテインク・レゾナンス・イン
・メデイスン，スイツクス・アニュアル・ミーティング
，ブック・オブ◆アブストラクト。

第１巻、第４４６頁，　１　９　８　７（、ＳＭＲＭ，
　６ｔｈ。

Ａｎｎｕａｌ　Ｍｅｅｔｉｎｇ，Ｂｏｏｋ　ｏｆ　Ａｂ
ｓｔｒａｃｔｓ　Ｖｏ　Ｑ　、　１　。

ｐ．４４６，１９８７）では、横緩和時間゛１゛２の影
響を極力小さくするため、エコービークを前にして前半
データを計測せずに′１゛Ｅ短縮を実施する例が述べら
れている。

また、特願昭６２−４２５５６号では、血流の動きによ
る影響で計測信号の位相が回る効果を低減するため、エ
コービークを前にずらして計測する例が述べられている
。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術は、いずれの場合も、極力エコービークを
計測信号の中心から手前にずらして計測している．すな
わち、偏移量が大きい。かつ、その偏移量は，’ｌ’Ｅ
とは無関係に一定に定めている。

この場合エコービークの偏移量が大きくなるにつれ、計
測信号の不完全度も，次第に大きくなる。

従って、上記従来技術の場合、未知データを推定して画
像を再生せざるを得す、画像再生に時間を要するという
問題があった．また、不完全度が大きくなるにつれ、推
定部分が大きくなり、画質が劣化するという問題点があ
った。

本発明の目的は、与えられた撮影条件のもとで。

エコービークの偏移量を最小限にし、計測データの不完
全度を最小にし、画質の劣化をおさえることにある。

本発明の他の目的は、不完全度を最小限におさえること
で，未知データ部分の推定を行わなくても画像再生を行
いうるようにし，画像再生時間を短かくすることにある
。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的を達成するために、与えられたパラメータ’１
’　Ｅのもとで読み出し軸の傾斜磁場印加タイミングと
，その他の軸（スライス選択軸と位相エンコード軸）の
最終印加磁場の終了時間との関係式を求め、エコービー
クの偏移量が最小となる読み出し軸印加タイミングを決
定するようにしたものである。

以ド具体的に説明する。

第１図は、グラジェントエコーを用いたパルスシーケン
スを模式的に記述したものである。Ｒ　Ｆが共鳴パルス
９　Ｇｇ＋　Ｕｐ，ＧＲがそれぞれ、スライス選択軸、
位相エンコード軸，読み出し軸の傾斜磁場を示している
．このシーケンスは、大きく３つの区間に分けることが
できる。区間１は、映像化するスライスを選択する部分
で、必ずＲ　Ｉ−’パルス１０１とスライス選択磁場１
０２だけが印加される．区間３は，計測信号を読み出す
区間で、やはり、読み出しａ揚１０３のみしか印加は許
されない．この時、同時に信号１０４を計測する。

それに対し区間２は、自由に磁場を印加してもよい区間
で、この部分を変化させることで、様々な信号１０４を
計測することがＩＪＪ能になる７区間２において，一般
に，Ｇｓｌ０５は、ＧＳ１０２の影響をキャンセルする
ための磁場、Ｇｐ１０６は位相エンコード方向の位置分
離を行うための磁場、０ｓ１０７は、計測信号１０４の
エコーピークの位置を変化させるための磁場を印加する
。

さて、通常の信号計測は、エコーピークが、計測信号の
中央にくるようにＧＲ１０７を設計する。

すなわち、エコーピークの前後で３ａ、３ｂに分けると
、 である。この場合、′１°８＆は固定される。

また、前に述べたエコーピークを前にずらす計測は、 Ｔａａ＜’１”ハ　　　　　　　　　　　　　・・・（
２）であるが、’ｌ’ａｍの値は、あらかじめ定められ
ていた。

従って′１゛Ｅを変化させる時は、区間Ｔｚを変化させ
ていた。

それに対して５本発明では、Ｔ　Ｅの変化に対して基本
的に’ｌ’ｓａを変化させる。ｌ’ａは一定なので、エ
コーピークの位置は、変化するが、１”Ｅを長くした時
、ｌ″８ａをのばして、エコーピークの中央からの偏移
率を小さくすることができる。

しかしながら、Ｔａａの長くするために必要な０Ｆ１１
０７のａ＃ｊＩの印加時間も長くなり、あらかじめ定め
たＴｚを越えてしまう可能性がある。そこで、Ｔｚ　、
Ｔａａの計算を下記の手順で行う。

５ｔｅｐｌ　：　Ｇｇｌ　Ｏ５、Ｇｐｌ　Ｏ６の最大値
から、読み出し磁場１０３の印加可能な最小のタイミン
グＴｅ１１−を求める。

５ｔｅｐ　２　：　Ｔ　ｈ：　−’１’ｅ＊＊を求めて
、最大印加可能な読み出し磁場を印加時間７１”ｃａｎ
　を得る。

Ｔ　ｅａ−＝’！”　Ｅ　−’１’　ｅ−ｓｔｏｐ　３
　：　’１’　ｃａｎを実現するために必要なコントロ
ール磁場１０７を求めて、その印加時間’Ｉ’　ｖａ　
＠・噛と′ｒ・、１−を較べる。

Ｔｃａｎ＞’ｌ’ｍｅｅａ＋−Ｔｘ＋　ｔ−→５ｔｅｐ
４へ−（３）’ｌ’　ｃａｎ　＜　’１’　＠１１＠ｄ
　＋　−’ｌ’　ｘ　＋ｔ−→５ｔｅｐ　５へ・・・（
４） ｓｔｏｐ４ ここで、ｔ−：傾斜磁場の立上り／立 下り時間 ：’、［”ａａの延長だけで対応できるので、以下の式
で、Ｔｚ　、　７１’ａａを求める。

’１’　ｘ　＝　′ｌ’　ｎｅｌ１４　　−　’１’　
！Ｔ’　ａａ　＝ＴＣａｎ これで終了。

ｓｔｏｐ５　：　’ｌ’ａａの延長ができないので、′
１゛２ の延長 も必要となり、 ’ｌ’　Ｅ−−’ｌ’　Ｌ の時間内に 新たなＴａａ’　ｃ＜’ｉ’δａ〉と、た１゛ｚ′　　
を求める。但し、 ２ ′１コ′ を延長し と１゛８ａ は。

’ｌ’ａ’ ：　Ｔ　Ｅ　　　−’Ｌ’　！−Ｔ　ｓａの関係がある
。（この１１ａ′　と１”２′　の値は、パルスシーケ
ンスで何を撮影するかによって変化する） これで終了。

〔作用〕

（３）式を満たす場合は、いわゆる読み出し磁場あコン
トロールを行うＧＲ１０７に時間的余裕がある場合で、
’ｌ’　Ｅの増加に伴い、′工１＆をのばし、最終的に
Ｔ　ａａ　”　’ｌ’ハと偏移度０までもっていける。

さらに１゛Ｅがのびる場合はｒｔをのばす、これにより
、任意のＴＥにおいて偏移度が最小となるのはあきらか
である。

一方、（４）式を満たす場合は、コントロール磁場ＧＲ
１０７に時間的余裕がなくなる場合で、この時は、読み
出し輔以外の軸（スライス選択軸。

位相エンコード軸）は無関係となり、与えられたＴ’　
Ｅ内でとにかく最大の読み出し時間７１’ｓａを求める
。もちろん、この場合も、偏移度は最小ヒなる。

（３）式だけ（４）式だけということは一般にはなく、
’１’　Ｅが短い時は、（３）式、長くなると（４〉式
の方にかわるというのが一般的であるが、いずれの場合
も偏移度は最小となり目的が達せられる。

〔実施例） 以下、実施例に基づき本発明の詳細な説明する。

第２１！！！ｌは、本発明の一実施例のブロック構成国
である。２０１は、均一な静磁場を発生させるための静
磁場発生系、２０２は、スピンを励起する高周波磁場を
発生する送信系、２０３は、磁場の強さをＸ％ｙ、ｚ方
向にそれぞれ独立に線形に強度を変化させることができ
る傾斜磁場発生系、２０４は被検体から発生する電磁波
を受信し、検波の後、Ａ／Ｄ変換する受信系、２０５は
、受信系からの計測データをもとに、＊像再生に必要な
各種演算を行う処理装置、２０６は、再生結果を表示す
るＣＲＴ、２０７は、上記構成における各県の動作のコ
ントロール手順を格納しておくパルスシーケンスファイ
ル、２０８は、パルスシーケンスファイル２０７に基づ
いて、各装置の動作タイミングをコントロールするシー
ケンス制御部である。

本発明を第３図のパルスシーケンス、及び第４図のフロ
ーチャートを例に説明する０本パルスシーケンスの例は
、血管映像化（アンジオグラフィ）に用いる位相不感（
ｒｅｐｈａｓａ）シーケンスの読み出し軸だけを取り出
したものである。この場合、１′臣で、磁場１次モーメ
ントまでが零である必要がある。

５ｔｏｐ４０１　：与えられた撮影条件（スライス厚。

位相エンコード方向分解能、モーメ ント補償次数など）によって決定さ れるスライス軸及び位相エンコード 軸の印加終了時間の最大値’ｌ’　＠　ｒｓ−を求める
。

５ｔａｐ４０２　：与えられた１゛臣とＴｅ−の差から
、読み出し磁８３０３の最大印加可能 時間’１’　ｃ晶、を求める。

Ｔｅａａ＝　’！’　Ｅ　−’ｌ’ｅ□−（５）ｓｔｅ
ｐ４０３　：　’ｌ’ｃａｍ　を第１図の’ｌ’ａｍと
した時にＴａ内に発生する印加余裕時間ＴＩ（０を計算
する。０次、１次磁場モーメ ントが零という条件から次式が得ら れる。

Ｘ ｔ ｓｔｅｐダ０４　： ５ｔａｐ４０５　　： ・・・（６） ここで、Ｇ１．Ｇａは磁場の大きさ （第３図参照） Ｔ　Ｋ　Ｏが負になれば、Ｔａ内に磁場３０１．３０２
が入りきらないこと を意味する。この場合、 ’１’　ＲＯ＝　０ とおく。

ＴＥとＴＫＯから、磁場３０１の印 加時間１゛Ｒ１を次式で求める。

・・・（７） ６ｔｅｐ４０６ ：Ｔ８＆とＴｔ を次式で求める。

’ｌ’ａａ＝　’１’　Ｒ１−ｔ　ａ ・・・（８） １゛エ　＝　’１’　Ｅ−−’１’　ｚ　−’ｌ’　ｓ
ａ以上の式で、’Ｉ’ａａと１゛２が求まる。前にＪホ
理説明した時は、２通 りのケースに分けたが（ｓｔｅｐ　３　）、上記５ｔｏ
ｐでは’ｌ’　ＲＯを０に強側的にＯにするか否かで、
場合分けし ている。

上記例では、アンジオグラフィのｒｅｐｈａｓｅシーケ
ンスを例に説明したが、当然ＳＥを含む通常のシーケン
スにも適用できることはいうまでもない。

この場合は、１′Ｅの時点で０次モーメントが寒という
条件で関係式を求めればよいのでさらに簡単になる。

次に、第５図で具体的に血管を撮影するアンジオグラフ
ィシーケンスの例を示すａ　Ｇ　Ｒ５０１が先程設計し
た読み出し磁場のシーケンスの形であす る。この例では、Ｇｚ：　　Ｇｚを想定して記述してい
る、アンジオでは、１′Ｅで工数モーメントが０のｒｅ
ｐｈａｓｅシーケンスとＯでないｄｅｐｈａｓａシーケ
ンスでサブトラクションを行う手法がもつともよく用い
られる。ＯＲ’５０２　は、このｄｅｐｈａｓａシーケ
ンスの設計例を示している。５０１と５０２で間−の′
１゛Ｅにしなければならないので、ａｔｅ５０３を極性
を反転し、＆＆場５０６にし、磁場５０４を消去するこ
とで、目的とするシーケンスが得られる。当然のことな
がら、５０６の後半をのばし、点線の５０８に、また、
５０７の前半をのばし、点線の５０９にしてもよい。こ
こで、５０８と５０９の磁場の大きさは等しい。

ＧＲ５０１とＧＲ５０２を用いて、ＭＨＩ画像を再生し
た後、サブトラクションを行って血管画像を得る。この
時、それぞれの画像の絶対膜をとってサブトラクション
を行うのではなく、複索数のまま、サブトラクションを
行った方が、より細かい血管京でを映像化できる。持に
３次元イメージングに適用した場合は効果が顕著である
。

この複索サブトラクションの場合は、装置の歪等によっ
て混入して（る位相歪を補正することが必要不可欠であ
る。この補正法としては、すでにある公知の方法を適用
してもよいが、第６図に補正法の一例を示す。

５ｔｓｐ６０１　：　ｒａｐｈａｓａ画像ｆ（ｘｐｙ）
を再生する。

５ｔｏｐ６０２　：　ｄａｐｈａｓｅ画像ｇ（ｘｅｙ）
を１多生する。

５ｔｏｐ６０３　：　ｇ（ｘｅｙ）にｆ（ｘｅｙ）の複
素共役数をかけて、ｇ’　（Ｘ＊ｙ）を得る。

ｓｔθρ６０４　：　ｇ’　（ｘ、ｙ）をフーリエ変換
しＧ（ｕ、ｖ）を得る。

５ｔｏｐ６０５　：　Ｇ（ｕ、ｖ）の中央の低域を切り
出す。

Ｇ　’　　（ｕ　ｇ　ｖ　）＝　Ｃ［０（ｕ　、ｖ　）
コ５ｔｅｐ６０６　：　Ｇ’　（ｕ、ｖ）を逆フーリエ
変換し、ｇ’（ｘｅｙ）を得る。

５ｔｏｐ６０７　：　ｇ’　（ｘｔｙ）の偏角δ（ｘｅ
ｙ）を求める。

ｇｔａｐ６０８　：δ（ｘ　＊　ｙ　）でｆ　（Ｘ　ｔ
　ｙ　）の位相を補正し、サブトラクションを行う。

５ｔａｐ６０９　：上１（！５ｔｅｐで得られた画像の
絶対値を辷る。

また、エコービークがずれた計測信号の再生方法は、特
願昭６２−０４２５５６号に詳しく記述されている。こ
の方法を適用すると、計測時間一定で、エコービークを
前にずらすと、後半の部分でより高次の周波数成分を計
測することができる。この高周波成分を含めて、再生す
ると画像の分解能を向上させることができる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、与えられた撮影条件のもとで。

エコービークの偏移量が最小となり、従って計測データ
の不完全度も最小となり１画質の劣化を最小限におさえ
ることができる。また、不完全度が小さいため、通常の
再生を行える撮影条件範囲が広くなり、ユーザである医
師の待ち時間が少なくなって、マンマシンインターフェ
イスが改善される。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の詳細な説明するためのパルスシーケン
スの模式図、第２図は本発明の一実施例を示すブロック
構成図、第３図は決定すべきシーケンスパラメータの一
例を示すパルスシーケンス。 第４図はパラメータの計算の手順を示すフローチャート
の一例、第５図は設計したアンジオシーケンスの一例、
第６図はアンジオシーケンスのための位相補正手順を示
すフローチャートの一例である。 猶 １ 区 第 庖

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、磁気共鳴イメージング装置において、設定したエコ
   ータイム（ＴＥ）によつて、計測中に発生するエコーピ
   ークの位置の中央から偏移する量が異なるように、読み
   出しのための傾斜磁場を印加することを特徴とするＭＲ
   イメージング方法。 ２、磁気共鳴イメージング装置において、設定したＴＥ
   のもとで、最大計測可能な時間の間、読み出し磁場を印
   加してエコーピーク位置を偏移させて信号を計測するこ
   とを特徴とするＭＲイメージング方法。 ３、エコーピークの偏移量を最小とすることを特徴とす
   る請求項１及び２記載のＭＲイメージング方法。 ４、スライス選択及び位相エンコードのための傾斜磁場
   の印加終了時間の大きい方の値（Ｔ＿ｅ＿ｎ＿ｄ）並び
   にＴＥとＴ＿ｅ＿ｎ＿ｄの差の時間Ｔ＿ｃ＿ａ＿ｎを用
   いて最小偏移量を決定することを特徴とする請求項３記
   載のＭＲイメージング方法。 ５、請求項４記載の最小偏移量を計算するためにまず、
   読み出しのための傾斜磁場の印加時間の余裕を算出する
   ことを特徴とするＭＲイメージング方法。 ６、請求項１〜５記載のＭＲイメージングにおいて、エ
   コーピークの偏移した計測データから、欠除したデータ
   を推定して偏移していないデータとして画像を再生する
   ことを特徴とするＭＲイメージング方法。 ７、請求項６記載のＭＲイメージングにおいて、偏移し
   ていない時の画像分解能より、分解能を向上させること
   を特徴とするＭＲイメージング方法。 ８、１枚もしくは複数の画像を撮影後、コンピュータ処
   理を行い血管画像を得るＭＲアンジオグラフイにおいて
   、少なくとも１枚の画像の撮影に、上記請求項１〜７記
   載のＭＲイメージングを用いるＭＲイメージング方法。 ９、請求項８記載のＭＲアンジオグラフイにおいて、複
   数の画像を撮影した後、それらを複素数のまま減算し、
   血管を得ることを特徴とするＭＲイメージング方法。 １０、画像の位相補正を行つた後、複素減算を行うこと
   を特徴とする上記請求項９記載のＭＲイメージング方法
   。 １１、位相補正として、２枚の画像の位相差を、その位
   相差を持つ画像の低域から推定した位相値を用いて行う
   ことを特徴とする上記請求項１０記載のＭＲイメージン
   グ方法。