JPH05123312A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH05123312A JPH05123312A JP3288284A JP28828491A JPH05123312A JP H05123312 A JPH05123312 A JP H05123312A JP 3288284 A JP3288284 A JP 3288284A JP 28828491 A JP28828491 A JP 28828491A JP H05123312 A JPH05123312 A JP H05123312A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 モーションアーチファクトを簡素なシステム
構成で従来よりも短時間に低減し得るＭＲＩ装置を提供
することにある。 【構成】 生体組織内の水の拡散や組織内血流を定量化
するためのパルスシーケンスを実行して同一位相エンコ
ード量によるエコーデータを複数回収集して加算平均す
る際、位相エンコード量の異なるエコーデータの１回加
算平均テータ数可変とする例えば零位相エンコード付近
の加算平均回数を多くしその周辺領域での加算平均回数
を少くするエンコードアベレージングをコンピュータシ
ステム１で実行することを特徴とする。又は、フローリ
フェーズの傾斜磁場波形が含まれる傾斜磁場印加シーケ
ンスを実行する。
構成で従来よりも短時間に低減し得るＭＲＩ装置を提供
することにある。 【構成】 生体組織内の水の拡散や組織内血流を定量化
するためのパルスシーケンスを実行して同一位相エンコ
ード量によるエコーデータを複数回収集して加算平均す
る際、位相エンコード量の異なるエコーデータの１回加
算平均テータ数可変とする例えば零位相エンコード付近
の加算平均回数を多くしその周辺領域での加算平均回数
を少くするエンコードアベレージングをコンピュータシ
ステム１で実行することを特徴とする。又は、フローリ
フェーズの傾斜磁場波形が含まれる傾斜磁場印加シーケ
ンスを実行する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：magn
etic resonance）現象を利用して被検体（生体）のスラ
イス画像等の形態情報やスペクトロスコピー等の形態情
報を得る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）に関
する。
etic resonance）現象を利用して被検体（生体）のスラ
イス画像等の形態情報やスペクトロスコピー等の形態情
報を得る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）に関
する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零
でないスピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であ
り、この原子核は下記式に示す角周波数ω0 （ω0 ＝２
πν0 ，ν0 ；ラーモア周波数）で共鳴する。
でないスピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であ
り、この原子核は下記式に示す角周波数ω0 （ω0 ＝２
πν0 ，ν0 ；ラーモア周波数）で共鳴する。
【０００３】ω0 ＝γＨ0 ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であり、
又、Ｈ0 は静磁場強度である。
又、Ｈ0 は静磁場強度である。
【０００４】以上の原理を利用して生体診断を行う装置
は、上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数
の電磁波を信号処理して、原子核密度，縦緩和時間
Ｔ1 ，横緩和時間Ｔ2 ，流れ，化学シフト等の情報が反
映された診断情報例えば被検体のスライス像等を無侵襲
で得るようにしている。
は、上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数
の電磁波を信号処理して、原子核密度，縦緩和時間
Ｔ1 ，横緩和時間Ｔ2 ，流れ，化学シフト等の情報が反
映された診断情報例えば被検体のスライス像等を無侵襲
で得るようにしている。
【０００５】そして、磁気共鳴による診断情報の収集
は、静磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ信
号収集することができるものであるが、装置構成上の制
約やイメージング像の臨床上の要請から、実際の装置と
しては特定の部位に対する励起とその信号収集とを行う
ようにしている。
は、静磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ信
号収集することができるものであるが、装置構成上の制
約やイメージング像の臨床上の要請から、実際の装置と
しては特定の部位に対する励起とその信号収集とを行う
ようにしている。
【０００６】この場合、イメージング対象とする特定部
位は、一般にある厚さを持ったスライス部位であるのが
通例であり、このスライス部位からのエコー信号やＦＩ
Ｄ信号の磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を多数回のデータエ
ンコード過程を実行することにより収集し、これらデー
タ群を、例えば２次元フーリエ変換法により画像再構成
処理することにより前記特定スライス部位の画像を生成
するようにしている。
位は、一般にある厚さを持ったスライス部位であるのが
通例であり、このスライス部位からのエコー信号やＦＩ
Ｄ信号の磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を多数回のデータエ
ンコード過程を実行することにより収集し、これらデー
タ群を、例えば２次元フーリエ変換法により画像再構成
処理することにより前記特定スライス部位の画像を生成
するようにしている。
【０００７】一方、近時に至って、この種のＭＲＩ装置
を用いてDiffusion ／Perfusion を、定量的又は定性的
にイメージングすることが提唱されている。例えば、Ra
diology 168 497-505:Le.Bihan(1988)。ここで、Diffus
ion とは、生体組織内における水分子の動き（ブラウン
運動）である拡散をいい、又、Perfusion とは、例えば
毛細管内の血液の流れである灌流の如きをいう。
を用いてDiffusion ／Perfusion を、定量的又は定性的
にイメージングすることが提唱されている。例えば、Ra
diology 168 497-505:Le.Bihan(1988)。ここで、Diffus
ion とは、生体組織内における水分子の動き（ブラウン
運動）である拡散をいい、又、Perfusion とは、例えば
毛細管内の血液の流れである灌流の如きをいう。
【０００８】そして、ＭＲＩ装置を用いてDiffusion ／
Perfusion イメージングを行う手法には、ＩＶＣＭ（In
tra Voxel Coherent Motion ）イメージングや、ＩＶＩ
Ｍ（Intra Voxel Incoherent Motion ）イメージングが
ある。ＩＶＣＭイメージングでは、ボクセル内で平均と
してある一方向へ向かうプロトンの動きをイメージング
することになり、ＩＶＩＭイメージングでは、ボクセル
内でのプロトンのランダムな方向への動きをイメージン
グするものである。
Perfusion イメージングを行う手法には、ＩＶＣＭ（In
tra Voxel Coherent Motion ）イメージングや、ＩＶＩ
Ｍ（Intra Voxel Incoherent Motion ）イメージングが
ある。ＩＶＣＭイメージングでは、ボクセル内で平均と
してある一方向へ向かうプロトンの動きをイメージング
することになり、ＩＶＩＭイメージングでは、ボクセル
内でのプロトンのランダムな方向への動きをイメージン
グするものである。
【０００９】上述したＩＶＩＭイメージング等によるDi
ffusion ／Perfution イメージングは、微小な水分子の
動きを敏感に捕らえるため、従来、大きな傾斜磁場パル
スを用いて計測していた。この場合、水の拡散（Diffus
ion ）や組織内血流（Perfusion ）の情報は測定対象た
る有用情報であり、ＣＳＦ（脳脊髄液）、体動等に基づ
く情報は不要情報である。しかし、大きな傾斜磁場パル
スで動きによる位相ずれを強調するために、脳や脊髄等
をイメージング検査対象としたときには、特に、ＣＳＦ
や実質臓器そのものの拍動によるエンコード方向のゴー
ストが生じていた。これを、モーションアーチファクト
という。
ffusion ／Perfution イメージングは、微小な水分子の
動きを敏感に捕らえるため、従来、大きな傾斜磁場パル
スを用いて計測していた。この場合、水の拡散（Diffus
ion ）や組織内血流（Perfusion ）の情報は測定対象た
る有用情報であり、ＣＳＦ（脳脊髄液）、体動等に基づ
く情報は不要情報である。しかし、大きな傾斜磁場パル
スで動きによる位相ずれを強調するために、脳や脊髄等
をイメージング検査対象としたときには、特に、ＣＳＦ
や実質臓器そのものの拍動によるエンコード方向のゴー
ストが生じていた。これを、モーションアーチファクト
という。
【００１０】そこで、このモーションアーチファクトの
抑制のために、又エコーデータを収集して画像化する際
に微弱な信号からＳ／Ｎ比の良い画像を得るために、同
一のエコーデータを複数回収集して加算平均する技術い
わゆるアベレージングを行うことが試みられるようにな
った。又、モーションアーチファクトの抑制には心電同
期（ＥＣＧ）法や、エコープラナー法を適用することも
試みられている。
抑制のために、又エコーデータを収集して画像化する際
に微弱な信号からＳ／Ｎ比の良い画像を得るために、同
一のエコーデータを複数回収集して加算平均する技術い
わゆるアベレージングを行うことが試みられるようにな
った。又、モーションアーチファクトの抑制には心電同
期（ＥＣＧ）法や、エコープラナー法を適用することも
試みられている。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記し
たような単純アベレージングではモーションアーチファ
クトを低減するために同一エンコード数分のデータをア
ベレージ回数分収集する必要があるので、撮影時間が長
くなり、又これにともない被検者の動く確率が高くなる
ため、Ｓ／Ｎ比が良く且つゴーストの無い画像を得るこ
とができなかった。
たような単純アベレージングではモーションアーチファ
クトを低減するために同一エンコード数分のデータをア
ベレージ回数分収集する必要があるので、撮影時間が長
くなり、又これにともない被検者の動く確率が高くなる
ため、Ｓ／Ｎ比が良く且つゴーストの無い画像を得るこ
とができなかった。
【００１２】他方、ＥＣＧ法では、ゲーティングを得る
ための電極を被検者に多数装着する必要があり、煩わし
いという問題があった。又、不整脈や心拍間隔が不安定
な被検者の場合には、ＭＲＩ装置のパルスシーケンスの
間隔（ＴR ）にも変動が生じ、これがため、新たなゴー
ストが生じることになった。さらに、ＣＳＦが大きい部
分では、ＥＣＧ法を行ってもアーチファクトの低減が十
分でない。又、エコープラナー法を用いる方法では、装
置そのものが十分に確立していなく、ＥＣＧ法にしても
エコープラナー法のいずれも不具合があった。
ための電極を被検者に多数装着する必要があり、煩わし
いという問題があった。又、不整脈や心拍間隔が不安定
な被検者の場合には、ＭＲＩ装置のパルスシーケンスの
間隔（ＴR ）にも変動が生じ、これがため、新たなゴー
ストが生じることになった。さらに、ＣＳＦが大きい部
分では、ＥＣＧ法を行ってもアーチファクトの低減が十
分でない。又、エコープラナー法を用いる方法では、装
置そのものが十分に確立していなく、ＥＣＧ法にしても
エコープラナー法のいずれも不具合があった。
【００１３】本発明は、係る課題に着目してなされたも
ので、その目的とするところは、モーションアーチファ
クを簡素なシステム構成で従来よりも短時間に低減し得
るＭＲＩ装置を提供することにある。
ので、その目的とするところは、モーションアーチファ
クを簡素なシステム構成で従来よりも短時間に低減し得
るＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、本発明の第１の発明は、生体組織内の水の拡散や組
織内血流を定量化するためのパルスシーケンスを実行す
る手段を有するＭＲＩ装置において、前記パルスシーケ
ンスを実行して同一位相エンコード量によるエコーデー
タを複数回収集して加算平均する際、位相エンコード量
の異なるエコーデータの１回加算平均データ数を可変と
する可変エンコード加算平均手段を、具備することを特
徴とする。
め、本発明の第１の発明は、生体組織内の水の拡散や組
織内血流を定量化するためのパルスシーケンスを実行す
る手段を有するＭＲＩ装置において、前記パルスシーケ
ンスを実行して同一位相エンコード量によるエコーデー
タを複数回収集して加算平均する際、位相エンコード量
の異なるエコーデータの１回加算平均データ数を可変と
する可変エンコード加算平均手段を、具備することを特
徴とする。
【００１５】第２の発明は、生体組織内の水の拡散や組
織内血流を定量化するためのパルスシーケンスを実行す
る手段を有するＭＲＩ装置において、前記パルスシーケ
ンスは、スライス軸，リード軸，エンコード軸の各傾斜
磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾斜磁場印加シー
ケンスにフローリフェーズの傾斜磁場波形が含まれるこ
とを特徴とする。
織内血流を定量化するためのパルスシーケンスを実行す
る手段を有するＭＲＩ装置において、前記パルスシーケ
ンスは、スライス軸，リード軸，エンコード軸の各傾斜
磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾斜磁場印加シー
ケンスにフローリフェーズの傾斜磁場波形が含まれるこ
とを特徴とする。
【００１６】
【作用】本発明の第１発明によるＭＲＩ装置の構成であ
れば、可変エンコード加算平均手段によって１回加算平
均毎のエコーデータ数を可変とすることから、モーショ
ンアーチファクトの低減を目的とする場合、零位相エン
コード付近のエコーデータの加算平均回数を多くし、そ
の周辺領域での加算平均回数を少くする動作を実行すれ
ばよい。そして、この動作を実行することによりゲイン
の大きい零位相エンコード付近のエコーデータに起因す
るモーションアーチファクトをスキャン時間を延長する
ことなく大幅に低減させることができる。
れば、可変エンコード加算平均手段によって１回加算平
均毎のエコーデータ数を可変とすることから、モーショ
ンアーチファクトの低減を目的とする場合、零位相エン
コード付近のエコーデータの加算平均回数を多くし、そ
の周辺領域での加算平均回数を少くする動作を実行すれ
ばよい。そして、この動作を実行することによりゲイン
の大きい零位相エンコード付近のエコーデータに起因す
るモーションアーチファクトをスキャン時間を延長する
ことなく大幅に低減させることができる。
【００１７】又、第２発明によるＭＲＩ装置の構成であ
れば、一般にＭＲＩにおいて血流やＤＳＦの拍動，呼吸
性体動などによるゴーストアーチファクトを防止する手
段として広く用いられているフローリフェーズのパルス
シーケンスを、ディフェーズのパルスシーケンスと同時
に実行することになる。この場合、ディフェーズのパル
スシーケンスによって生体組織内の水の拡散や組織内血
流を定量化する際、フローリフェーズのパルスシーケン
スによってパフュージョンはリフェーズされて収集され
る信号に寄与せず、ディフュージョンはリフェーズされ
ないので、収集される信号に寄与する。従って、パフュ
ージョンの寄与のないディフュージョンのみのイメージ
が得られることになり、これにともない加算平均する回
数も大幅に減らすことができスキャン時間も短縮され
る。
れば、一般にＭＲＩにおいて血流やＤＳＦの拍動，呼吸
性体動などによるゴーストアーチファクトを防止する手
段として広く用いられているフローリフェーズのパルス
シーケンスを、ディフェーズのパルスシーケンスと同時
に実行することになる。この場合、ディフェーズのパル
スシーケンスによって生体組織内の水の拡散や組織内血
流を定量化する際、フローリフェーズのパルスシーケン
スによってパフュージョンはリフェーズされて収集され
る信号に寄与せず、ディフュージョンはリフェーズされ
ないので、収集される信号に寄与する。従って、パフュ
ージョンの寄与のないディフュージョンのみのイメージ
が得られることになり、これにともない加算平均する回
数も大幅に減らすことができスキャン時間も短縮され
る。
【００１８】
【実施例】図１は、本発明が適用されたＭＲＩ装置の概
略を示すシステム構成図である。
略を示すシステム構成図である。
【００１９】このＭＲＩ装置は、システム全体の制御中
枢としてコンピュータシステム１を備えており、このコ
ンピュータシステム１の制御下でシーケンサ２により傾
斜磁場電源３及び送信器４をシーケンス動作させる。こ
の際、主磁石５による静磁場空間の中に配置された被検
体Ｐに対し送信器４にて駆動された送信コイル６により
ＲＦパルスが印加され、同時に傾斜磁場電源３にて駆動
された傾斜磁場コイル７によりエンコード用，リード
用，スライス用のそれぞれにＸ，Ｙ，Ｚの各軸方向の傾
斜磁場が印加される。これにより被検体Ｐに励起された
ＭＲ信号が受信コイル８を介して受信器９で受信及び検
波がなされ、コンピュータシステム１へ送出される。コ
ンピュータシステム１では、ＭＲ信号を収集し、収集し
たＭＲＩ信号を基に被検体のスライス画像等の形態情報
やスペクトロスコピー等の形態情報を得て、これら形態
情報をモニタ１０上に表示するものである。
枢としてコンピュータシステム１を備えており、このコ
ンピュータシステム１の制御下でシーケンサ２により傾
斜磁場電源３及び送信器４をシーケンス動作させる。こ
の際、主磁石５による静磁場空間の中に配置された被検
体Ｐに対し送信器４にて駆動された送信コイル６により
ＲＦパルスが印加され、同時に傾斜磁場電源３にて駆動
された傾斜磁場コイル７によりエンコード用，リード
用，スライス用のそれぞれにＸ，Ｙ，Ｚの各軸方向の傾
斜磁場が印加される。これにより被検体Ｐに励起された
ＭＲ信号が受信コイル８を介して受信器９で受信及び検
波がなされ、コンピュータシステム１へ送出される。コ
ンピュータシステム１では、ＭＲ信号を収集し、収集し
たＭＲＩ信号を基に被検体のスライス画像等の形態情報
やスペクトロスコピー等の形態情報を得て、これら形態
情報をモニタ１０上に表示するものである。
【００２０】これら各部を備えたシステム構成におい
て、本発明の第１発明の一実施例では、シーケンサ２に
より生体組織内の水の拡散や組織内血流を定量化するた
めのパルスシーケンスを実行する一方、コンピュータシ
ステム１には同一位相エンコード量によるエコーデータ
を複数回収集して加算平均する際、位相エンコード量の
異なるエコーデータの１回加算平均データ数を可変とす
る可変エンコード加算平均手段（可変エンコードアベレ
ージング部）としての機能を持たせている。これは、コ
ンピュータシステム１にて同一空間周波数に対応するエ
コーデータの加算平均を行う単純アベレージングを行っ
た場合、スキャン時間が（１回分データの時間）×アベ
レージング回数となるため、このスキャン時間が伸びて
しまうことに対処したものである。又、モーションアー
チファクト低減を目的とすると、低周波のエコーデータ
程、多く加算平均した方が良い。そこで、本実施例で
は、位相エンコード量の異なるエコーデータの１回加算
データ数を可変とするだけでなく、零位相エンコード付
近のエコーデータの加算平均回数を多くし、その周辺領
域での加算平均回数を少くし、図２のような可変エンコ
ードアベレージングを実施するものである。
て、本発明の第１発明の一実施例では、シーケンサ２に
より生体組織内の水の拡散や組織内血流を定量化するた
めのパルスシーケンスを実行する一方、コンピュータシ
ステム１には同一位相エンコード量によるエコーデータ
を複数回収集して加算平均する際、位相エンコード量の
異なるエコーデータの１回加算平均データ数を可変とす
る可変エンコード加算平均手段（可変エンコードアベレ
ージング部）としての機能を持たせている。これは、コ
ンピュータシステム１にて同一空間周波数に対応するエ
コーデータの加算平均を行う単純アベレージングを行っ
た場合、スキャン時間が（１回分データの時間）×アベ
レージング回数となるため、このスキャン時間が伸びて
しまうことに対処したものである。又、モーションアー
チファクト低減を目的とすると、低周波のエコーデータ
程、多く加算平均した方が良い。そこで、本実施例で
は、位相エンコード量の異なるエコーデータの１回加算
データ数を可変とするだけでなく、零位相エンコード付
近のエコーデータの加算平均回数を多くし、その周辺領
域での加算平均回数を少くし、図２のような可変エンコ
ードアベレージングを実施するものである。
【００２１】即ち、エコーデータの加算平均は、次の
（１）式に従って行うことができ、この際、可変エンコ
ードアベレージングを行うのであれば、加算平均数：Ｎ
ａｖを変えて１回毎のエコーデータ：Ｆｉ（Ｎｒ，Ｎ
ｅ）を基に加算平均後のエコーデータ：Ｆ（Ｎｒ，Ｎ
ｅ）を次の（１）式により求めることになる。
（１）式に従って行うことができ、この際、可変エンコ
ードアベレージングを行うのであれば、加算平均数：Ｎ
ａｖを変えて１回毎のエコーデータ：Ｆｉ（Ｎｒ，Ｎ
ｅ）を基に加算平均後のエコーデータ：Ｆ（Ｎｒ，Ｎ
ｅ）を次の（１）式により求めることになる。
【００２２】
【数１】
【００２３】勿論、可変エンコードアベレージングは、
図２の関係に限定されるものでなく、例えば図３又は図
４のように変化させてもよい。
図２の関係に限定されるものでなく、例えば図３又は図
４のように変化させてもよい。
【００２４】又、可変エンコードアベレージングを実行
した場合、位相エンコード量の異なる隣接組相互で加算
平均数が相違するため、形態情報を画像表示した際、画
像上にリンギングが発生し、そのリンギングが目立つと
きがある。そこで、本実施例では可変エンコードアベレ
ージングを実行するルーチンの中に図５のフローチャー
トに示す如く位相エンコード量の異なる隣接組相互の継
ぎ目を補正する処理を含め、リンギングを抑制する。
した場合、位相エンコード量の異なる隣接組相互で加算
平均数が相違するため、形態情報を画像表示した際、画
像上にリンギングが発生し、そのリンギングが目立つと
きがある。そこで、本実施例では可変エンコードアベレ
ージングを実行するルーチンの中に図５のフローチャー
トに示す如く位相エンコード量の異なる隣接組相互の継
ぎ目を補正する処理を含め、リンギングを抑制する。
【００２５】即ち、図５のフローチャートのように、１
エンコード分のエコーデータを収集する毎に（ステップ
５０１），可変エンコードアベレージング部１ａでは、
アベレージングコントロールテーブル１ｂを用いて、収
集したエコーデータが加算平均する対象であるかをチェ
ックし（ステップ５０２）、チェック後に加算平均を実
行する（ステップ５０３）。そして、全エンコードにつ
いて加算平均が終了したとき（ステップ５０４肯定）、
リンギングが目立つことを認識すると（ステップ５０５
肯定）、継ぎ目補正処理（ステップ５０６）を実行す
る。
エンコード分のエコーデータを収集する毎に（ステップ
５０１），可変エンコードアベレージング部１ａでは、
アベレージングコントロールテーブル１ｂを用いて、収
集したエコーデータが加算平均する対象であるかをチェ
ックし（ステップ５０２）、チェック後に加算平均を実
行する（ステップ５０３）。そして、全エンコードにつ
いて加算平均が終了したとき（ステップ５０４肯定）、
リンギングが目立つことを認識すると（ステップ５０５
肯定）、継ぎ目補正処理（ステップ５０６）を実行す
る。
【００２６】この継ぎ目補正処理は、図６に示す関係で
重み係数：Ｃ（Ｎｅ）ともとデータ：ｆ（Ｎｅ）とを乗
算して次の式（２）のように補正後データ：ｆｃ（Ｎ
ｅ）を求め、このｆｃ（Ｎｅ）によって継ぎ目を補間す
ることにより達成される。
重み係数：Ｃ（Ｎｅ）ともとデータ：ｆ（Ｎｅ）とを乗
算して次の式（２）のように補正後データ：ｆｃ（Ｎ
ｅ）を求め、このｆｃ（Ｎｅ）によって継ぎ目を補間す
ることにより達成される。
【００２７】 ｆc （Ｎｅ）＝Ｃ（Ｎｅ）×ｆ（Ｎｅ） …（２） ここで、Ｃ（Ｎｅ）は、次の式（３）で与えられる。
【００２８】
【数２】
【００２９】但し、ｆc （−Ｎc1）は、次の式（４）と
する。
する。
【００３０】
【数３】
【００３１】このようにして継ぎ目補正の処理を実行
後、２次元高速フーリエ変換（２次元ＦＦＴ）にして形
態情報を得る（ステップ５０７）。なお、リンギングが
目立たない場合、あるいは継ぎ目補正を選択しない場合
は、全エンコードについて加算平均が終了したとき、ス
テップ５０６をステップしてステップ５０７の処理へ進
む。
後、２次元高速フーリエ変換（２次元ＦＦＴ）にして形
態情報を得る（ステップ５０７）。なお、リンギングが
目立たない場合、あるいは継ぎ目補正を選択しない場合
は、全エンコードについて加算平均が終了したとき、ス
テップ５０６をステップしてステップ５０７の処理へ進
む。
【００３２】前述の如く、本発明の第１発明の一実施例
によれば、可変エンコードアベーレージングを実施して
零位相エンコード付近のエコーデータに起因するモーシ
ョンアーチファクトをスキャン時間を延長することなく
大幅に低減させることができる。又、位相エンコード量
の異なる隣接組相互の継ぎ目補正を行うことによりその
リンギングを抑制できる。
によれば、可変エンコードアベーレージングを実施して
零位相エンコード付近のエコーデータに起因するモーシ
ョンアーチファクトをスキャン時間を延長することなく
大幅に低減させることができる。又、位相エンコード量
の異なる隣接組相互の継ぎ目補正を行うことによりその
リンギングを抑制できる。
【００３３】次に、本発明の第２発明の一実施例につい
て説明する。
て説明する。
【００３４】この第２発明の一実施例にあっては、図１
に示す如くの各部を備えたシステム構成において、シー
ケンサ２では、生体組織内の水の拡散や組織内血流を定
量化するためのパルスシーケンスを実行する際、このパ
ルスシーケンスとして、スライス軸，リード軸，エンコ
ード軸の各傾斜磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾
斜磁場シーケンスにフローリフェーズの傾斜磁場が含ま
れるパルスシーケンスを２種類用いる。そして、この２
種類のパルスシーケンスの一方は、リフェーズシーケン
スの傾斜磁場波形を１次から２次のリフェーズとし、グ
ラジエントファクターを最小にして作ったパルスシーケ
ンスであり、他方は、何段階か（少くとももう一つ）の
パルスシーケンスである。この２種類のパルスシーケン
スを用いてスキャンし、得られた２枚以上の画像を基に
所定の演算を行うことにより、拡散係数：Diffusion Co
efficient （以下ＤＣという）を数値的に又はイメージ
ングとして求める。
に示す如くの各部を備えたシステム構成において、シー
ケンサ２では、生体組織内の水の拡散や組織内血流を定
量化するためのパルスシーケンスを実行する際、このパ
ルスシーケンスとして、スライス軸，リード軸，エンコ
ード軸の各傾斜磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾
斜磁場シーケンスにフローリフェーズの傾斜磁場が含ま
れるパルスシーケンスを２種類用いる。そして、この２
種類のパルスシーケンスの一方は、リフェーズシーケン
スの傾斜磁場波形を１次から２次のリフェーズとし、グ
ラジエントファクターを最小にして作ったパルスシーケ
ンスであり、他方は、何段階か（少くとももう一つ）の
パルスシーケンスである。この２種類のパルスシーケン
スを用いてスキャンし、得られた２枚以上の画像を基に
所定の演算を行うことにより、拡散係数：Diffusion Co
efficient （以下ＤＣという）を数値的に又はイメージ
ングとして求める。
【００３５】これを、図７に示す如くリード方向のみに
リフェーズを加えたパルスシーケンスで説明する。
リフェーズを加えたパルスシーケンスで説明する。
【００３６】グラジエントファクター：Ｂが最小（Ｂ＝
Ｂ0 とおく）のシーケンスを図７のように１次のリフェ
ーズ（ノーマルのＳＥのリード軸の傾斜磁場）とし、グ
ラジエントファクター：Ｂを大きくしたシーケンスは１
次のリフェーズの条件を保ったまま、リード軸の傾斜磁
場Ｇｒのみ図８のように別のＭＰＧ（Motion ProbingGr
adient ）を印加し、Ｇ1 を段階的に大きくしてグラジ
エントファクター：Ｂ＝Ｂ1 ，Ｂ2 ，…を大きくしたシ
ーケンスとする。
Ｂ0 とおく）のシーケンスを図７のように１次のリフェ
ーズ（ノーマルのＳＥのリード軸の傾斜磁場）とし、グ
ラジエントファクター：Ｂを大きくしたシーケンスは１
次のリフェーズの条件を保ったまま、リード軸の傾斜磁
場Ｇｒのみ図８のように別のＭＰＧ（Motion ProbingGr
adient ）を印加し、Ｇ1 を段階的に大きくしてグラジ
エントファクター：Ｂ＝Ｂ1 ，Ｂ2 ，…を大きくしたシ
ーケンスとする。
【００３７】図７のＢ＝Ｂ0 のシーケンスと少くともＢ
1 ＞Ｂ0 の一つのＢ1 のシーケンスの総和とした２つの
パルスをシーケンスがあればＤＣは、２枚の画像から次
の式（５）により求められる。
1 ＞Ｂ0 の一つのＢ1 のシーケンスの総和とした２つの
パルスをシーケンスがあればＤＣは、２枚の画像から次
の式（５）により求められる。
【００３８】 ＤＣ＝（１／（Ｂ1 −Ｂ0 ））・ｌn （Ｓ0 ／Ｓ1 ）［ｍｍ2 ／sec ］ …（５） 但し、Ｓ0 ：Ｂ＝Ｂ0 のシーケンスで連続のある部分の
信号値 Ｓ1 ：Ｂ＝Ｂ1 のシーケンスでの画像のＳ0 と同一部分
の信号値 Ｂ0 ，Ｂ1 ：対応するグラジエントファクター（Ｂ1＞
Ｂ0 ） Ｂ＞Ｂ0 のシーケンスを複数用いる場合は最小２乗法に
より次の式（６）のような指数関数：Ｓ1 ／Ｓ0 でカー
ブフィッティングしてＤＣを求める。
信号値 Ｓ1 ：Ｂ＝Ｂ1 のシーケンスでの画像のＳ0 と同一部分
の信号値 Ｂ0 ，Ｂ1 ：対応するグラジエントファクター（Ｂ1＞
Ｂ0 ） Ｂ＞Ｂ0 のシーケンスを複数用いる場合は最小２乗法に
より次の式（６）のような指数関数：Ｓ1 ／Ｓ0 でカー
ブフィッティングしてＤＣを求める。
【００３９】 Ｓ1 ／Ｓ0 ＝ｅｘｐ［−（Ｂn −Ｂ0 ）・ＤＣ］ …（６） ＤＣをある関心領域（ＲＯＩ）にて数値的に求め１つだ
け求めればよいが、ＤＣイメージとして求める場合であ
れば各ピクセルについて式（６）の演算を繰り返し施し
た後、濃淡値又はカラーのスケールバーに対応させて表
示するために、あるスケール（例えば１０1 信号，１０
2 信号など分りやすい値がよい）を乗算してモニタ上に
表示すればよい。
け求めればよいが、ＤＣイメージとして求める場合であ
れば各ピクセルについて式（６）の演算を繰り返し施し
た後、濃淡値又はカラーのスケールバーに対応させて表
示するために、あるスケール（例えば１０1 信号，１０
2 信号など分りやすい値がよい）を乗算してモニタ上に
表示すればよい。
【００４０】そして、リフェーズのパルスシーケンスで
拡散イメージを求めるのに重要なことは、ディフェーズ
シーケンスに比べ同一振幅で同一印加時間であるなら、
グラジエントファクター：Ｂはリフェーズシーケンスの
方が小さくなってしまう。そこで、リフェーズシーケン
スにより拡散イメージを十分なＳ／Ｎ比で求めるには、
傾斜磁場の振幅を大きく（好ましくは５Ｇ／cm程度）す
ることが必要となる。この場合、グラジエントファクタ
ー：Ｂは最大で１０００sec ／cm2 程度出せれば十分と
言われている。なお、ディフェーズシーケンスでいくら
大きなグラジエントファクター：Ｂが作れても体動やＣ
ＳＦの拍動によるゴーストアーチファクトを増やしてし
まう。
拡散イメージを求めるのに重要なことは、ディフェーズ
シーケンスに比べ同一振幅で同一印加時間であるなら、
グラジエントファクター：Ｂはリフェーズシーケンスの
方が小さくなってしまう。そこで、リフェーズシーケン
スにより拡散イメージを十分なＳ／Ｎ比で求めるには、
傾斜磁場の振幅を大きく（好ましくは５Ｇ／cm程度）す
ることが必要となる。この場合、グラジエントファクタ
ー：Ｂは最大で１０００sec ／cm2 程度出せれば十分と
言われている。なお、ディフェーズシーケンスでいくら
大きなグラジエントファクター：Ｂが作れても体動やＣ
ＳＦの拍動によるゴーストアーチファクトを増やしてし
まう。
【００４１】このようにして本発明の第２発明の一実施
例によれば、体動やＣＳＦの拍動及び血流等の動きによ
るゴーストが抑制され、Diffusion イメージの分解能が
向上される。
例によれば、体動やＣＳＦの拍動及び血流等の動きによ
るゴーストが抑制され、Diffusion イメージの分解能が
向上される。
【００４２】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば可変
エンコードアベレージングによる加算平均で又は各傾斜
磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾斜磁場印加シー
ケンスにフローリフェーズの傾斜磁場波形が含まれるパ
ルスシーケンスを単独で又は相互の組合せにより体動や
ＣＳＦの流れ及び血流等によるゴーストが抑制される。
しかも、ＥＣＧ法やエコープラナー法を適用しなくても
済むことから、システム構成が簡素なものとなり、又ス
キャン時間の短縮化のうえでも好都合となる。
エンコードアベレージングによる加算平均で又は各傾斜
磁場印加シーケンスの少くとも一軸の傾斜磁場印加シー
ケンスにフローリフェーズの傾斜磁場波形が含まれるパ
ルスシーケンスを単独で又は相互の組合せにより体動や
ＣＳＦの流れ及び血流等によるゴーストが抑制される。
しかも、ＥＣＧ法やエコープラナー法を適用しなくても
済むことから、システム構成が簡素なものとなり、又ス
キャン時間の短縮化のうえでも好都合となる。
【図１】本発明が適用されたＭＲＩ装置の概略を示すシ
ステム構成図である。
ステム構成図である。
【図２】可変エンコードアベレージングを実施した一例
を示す図である。
を示す図である。
【図３】可変エンコードアベレージングを実施した変形
例を示す図である。
例を示す図である。
【図４】可変エンコードアベレージングを実施した別の
変形例を示す図である。
変形例を示す図である。
【図５】本発明の第１発明の一実施例の動作を説明する
ために用いたフローチャートである。
ために用いたフローチャートである。
【図６】継ぎ目補正処理を説明するために用いた図であ
る。
る。
【図７】本発明の第２発明の一実施例で用いるパルスシ
ーケンスを示すタイミングチャートである。
ーケンスを示すタイミングチャートである。
【図８】本発明の第２発明の一実施例で用いる他のパル
スシーケンスを示すタイミングチャートである。
スシーケンスを示すタイミングチャートである。
１ コンピュータシステム ２ シーケンサ ３ 傾斜磁場電源 ４ 送信器 ５ 主磁石 ６ 送信コイル ７ 傾斜磁場コイル ８ 受信コイル ９ 受信器 １０ モニタ
Claims (4)
- 【請求項１】 生体組織内の水の拡散や組織内血流を定
量化するためのパルスシーケンスを実行する手段を有す
る磁気共鳴イメージング装置において、 前記パルスシーケンスを実行して同一位相エンコード量
によるエコーデータを複数回収集して加算平均する際、
位相エンコード量の異なるエコーデータの１回加算平均
データ数を可変とする可変エンコード加算平均手段を、
具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 前記可変エンコード加算平均手段は、零
位相エンコード付近のエコーデータの加算平均回数を多
くし、その周辺の位相エンコード量領域での加算平均回
数を少くすることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴
イメージング装置。 - 【請求項３】 生体組織内の水の拡散や組織内血流を定
量化するためのパルスシーケンスを実行する手段を有す
る磁気共鳴イメージング装置において、 前記パルスシーケンスは、スライス軸，リード軸，エン
コード軸の各傾斜磁場印加シーケンスの少くとも一軸の
傾斜磁場印加シーケンスにフローリフェーズの傾斜磁場
波形が含まれることを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。 - 【請求項４】 前記フローリフェーズの傾斜磁場波形強
度を双方間で２段階以上異ならせた２種類のパルスシー
ケンスを実行して収集した２組のエコーデータを基に拡
散係数を数値で又はイメージとして求めることを特徴と
する請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28828491A JP3146033B2 (ja) | 1991-11-05 | 1991-11-05 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US07/970,795 US5406947A (en) | 1991-11-05 | 1992-11-03 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28828491A JP3146033B2 (ja) | 1991-11-05 | 1991-11-05 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05123312A true JPH05123312A (ja) | 1993-05-21 |
| JP3146033B2 JP3146033B2 (ja) | 2001-03-12 |
Family
ID=17728172
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28828491A Expired - Lifetime JP3146033B2 (ja) | 1991-11-05 | 1991-11-05 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5406947A (ja) |
| JP (1) | JP3146033B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005007181A (ja) * | 2003-06-18 | 2005-01-13 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒ分光法において代謝産物の信号分離を改良させた方法及び装置 |
| JP2010253256A (ja) * | 2009-04-03 | 2010-11-11 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2015521891A (ja) * | 2012-06-29 | 2015-08-03 | セェーアール ディベロップメント アクチエボラグＣｒ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ａｂ | 組織微小毛細血管網中の水の相対量の定量化 |
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| US5898305A (en) * | 1993-11-26 | 1999-04-27 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus having a fluoroscopy mode |
| JP3472620B2 (ja) * | 1994-06-28 | 2003-12-02 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| JP3668076B2 (ja) * | 1999-10-18 | 2005-07-06 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2001187037A (ja) * | 1999-12-27 | 2001-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 拡散運動検出用勾配磁場印加方向決定方法、拡散係数測定方法およびｍｒｉ装置 |
| JP3878394B2 (ja) * | 2000-05-17 | 2007-02-07 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP3884283B2 (ja) * | 2001-12-20 | 2007-02-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP5127276B2 (ja) * | 2006-05-26 | 2013-01-23 | 株式会社東芝 | 画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置 |
| US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
| WO2011139745A2 (en) * | 2010-04-27 | 2011-11-10 | Chunlei Liu | Systems and methods for susceptibility tensor imaging |
| WO2012174177A2 (en) * | 2011-06-15 | 2012-12-20 | Chunlei Liu | Systems and methods for imaging and quantifying tissue magnetism with magnetic resonance imaging |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4564017A (en) * | 1984-11-21 | 1986-01-14 | General Electric Company | Method and apparatus for respiration monitoring with an NMR scanner |
| US4739766A (en) * | 1986-08-18 | 1988-04-26 | Duke University | NMR blood vessel imaging method and apparatus |
| US5124649A (en) * | 1987-06-02 | 1992-06-23 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging with selective phase encoding averaging |
| US4761613A (en) * | 1987-08-12 | 1988-08-02 | Picker International, Inc. | Monitored echo gating for the reduction of motion artifacts |
| US4896113A (en) * | 1988-11-25 | 1990-01-23 | General Electric Company | Use of repeated gradient echoes for noise reduction and improved NMR imaging |
| US4994744A (en) * | 1989-10-27 | 1991-02-19 | General Electric Company | Method for combining acquired NMR data to suppress motion artifacts |
| EP0507392B1 (en) * | 1991-04-02 | 1998-06-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging method and device for monitoring motion of a part of an object |
-
1991
- 1991-11-05 JP JP28828491A patent/JP3146033B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-11-03 US US07/970,795 patent/US5406947A/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005007181A (ja) * | 2003-06-18 | 2005-01-13 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒ分光法において代謝産物の信号分離を改良させた方法及び装置 |
| JP4532178B2 (ja) * | 2003-06-18 | 2010-08-25 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒ分光法において代謝産物の信号分離を改良させた方法及び装置 |
| JP2010253256A (ja) * | 2009-04-03 | 2010-11-11 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2015521891A (ja) * | 2012-06-29 | 2015-08-03 | セェーアール ディベロップメント アクチエボラグＣｒ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ Ａｂ | 組織微小毛細血管網中の水の相対量の定量化 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3146033B2 (ja) | 2001-03-12 |
| US5406947A (en) | 1995-04-18 |
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