JPH0767443B2 - 磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング方法Info
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- JPH0767443B2 JPH0767443B2 JP2025103A JP2510390A JPH0767443B2 JP H0767443 B2 JPH0767443 B2 JP H0767443B2 JP 2025103 A JP2025103 A JP 2025103A JP 2510390 A JP2510390 A JP 2510390A JP H0767443 B2 JPH0767443 B2 JP H0767443B2
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- gradient magnetic
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、磁気共鳴（MR:magnetic 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
ジング方法に関し、特に、Ｘ腺CTスキャナ装置の透視像
（スキャノ像）に相当する画像を得るための磁気共鳴イ
メージング方法に関する。
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
ジング方法に関し、特に、Ｘ腺CTスキャナ装置の透視像
（スキャノ像）に相当する画像を得るための磁気共鳴イ
メージング方法に関する。
（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＝２πν0,ν0;ラー
モア周波数）で共鳴する。
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＝２πν0,ν0;ラー
モア周波数）で共鳴する。
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、
また、H0は静磁場強度である。
また、H0は静磁場強度である。
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。
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。
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。
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。
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FID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断層像（スライス像）を生成
するようにしている。また、断層像（スライス像）の他
に、位置決め画像としての用途等に好適なＸ線CTスキャ
ナ装置の透視像（スキャノ像）に相当する画像をも得る
ことができる。
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FID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断層像（スライス像）を生成
するようにしている。また、断層像（スライス像）の他
に、位置決め画像としての用途等に好適なＸ線CTスキャ
ナ装置の透視像（スキャノ像）に相当する画像をも得る
ことができる。
第11図は断層像や透視像を得ることができる磁気共鳴イ
メージング装置の全体構成を示す図、第12図は同磁気共
鳴イメージング装置で実行され得る透視像生成のための
磁気共鳴イメージング方法を示すパルスシーケンス例の
パルス繰返し過程を示す波形図である。
メージング装置の全体構成を示す図、第12図は同磁気共
鳴イメージング装置で実行され得る透視像生成のための
磁気共鳴イメージング方法を示すパルスシーケンス例の
パルス繰返し過程を示す波形図である。
第11図に示すように、被検体Ｐを内部に収容することが
できるようになっているマグネットアッセンブリMAとし
て、常電導又は超電導方式による静磁場コイル（静磁場
補正用シムコイルが付加されていることもある。）１
と、磁気共鳴信号の誘起部位の位置情報付与のための傾
斜磁場を発生するためのX,Y,Z軸の傾斜磁場発生コイル
２と、回転高周波磁場を送信すると共に誘起された磁気
共鳴信号（MR信号）を検出するための送受信系である例
えば送信コイル及び受信コイルからなるプローブ３とを
有し、超電導方式であれば冷媒の供給制御系を含むもの
であって主として静磁場電源の通電制御を行う静磁場制
御系４、RFパルスの送信制御を行う送信器５、誘起MR信
号の受信制御を行う受信器６、X,Y,Z軸の傾斜磁場発生
コイル２のそれぞれの励磁制御を行うＸ軸,Y軸,Z軸傾斜
磁場電源7,8,9、例えば第12図に示す透視像パルスシー
ケンスや、通常の断層像生成のためのパルスシーケンス
を実施することができるシーケンサ10、これらを制御す
ると共に検出信号の信号処理、及びその表示を行うコン
ピュータシステム11により構成されている。
できるようになっているマグネットアッセンブリMAとし
て、常電導又は超電導方式による静磁場コイル（静磁場
補正用シムコイルが付加されていることもある。）１
と、磁気共鳴信号の誘起部位の位置情報付与のための傾
斜磁場を発生するためのX,Y,Z軸の傾斜磁場発生コイル
２と、回転高周波磁場を送信すると共に誘起された磁気
共鳴信号（MR信号）を検出するための送受信系である例
えば送信コイル及び受信コイルからなるプローブ３とを
有し、超電導方式であれば冷媒の供給制御系を含むもの
であって主として静磁場電源の通電制御を行う静磁場制
御系４、RFパルスの送信制御を行う送信器５、誘起MR信
号の受信制御を行う受信器６、X,Y,Z軸の傾斜磁場発生
コイル２のそれぞれの励磁制御を行うＸ軸,Y軸,Z軸傾斜
磁場電源7,8,9、例えば第12図に示す透視像パルスシー
ケンスや、通常の断層像生成のためのパルスシーケンス
を実施することができるシーケンサ10、これらを制御す
ると共に検出信号の信号処理、及びその表示を行うコン
ピュータシステム11により構成されている。
ここで、第12図に示す従来の透視像シーケンスは、一例
としてグラディエント・フィールド・エコー法を利用す
るものであり、静磁場中に被検体を配置すると共に、シ
ーケンサ10を動作させることにより実行される。すなわ
ち、送信器５が駆動され、プローブ３の送信コイルから
回転磁場のRFパルスとしてフリップ角度が一般にはα゜
（α゜≦90゜）の選択励起パルスを加えると共に傾斜磁
場電源7,8,9を駆動して傾斜磁場発生コイル２からはＺ
軸方向（被検体の体軸方向をＺ軸とする。）の傾斜磁場
Gzをスライス用傾斜磁場GSとして加える。
としてグラディエント・フィールド・エコー法を利用す
るものであり、静磁場中に被検体を配置すると共に、シ
ーケンサ10を動作させることにより実行される。すなわ
ち、送信器５が駆動され、プローブ３の送信コイルから
回転磁場のRFパルスとしてフリップ角度が一般にはα゜
（α゜≦90゜）の選択励起パルスを加えると共に傾斜磁
場電源7,8,9を駆動して傾斜磁場発生コイル２からはＺ
軸方向（被検体の体軸方向をＺ軸とする。）の傾斜磁場
Gzをスライス用傾斜磁場GSとして加える。
次に、位相エンコード用傾斜磁場GEを加えることをしな
い（ここで位相エンコード用傾斜磁場GEを加えると断層
像シーケンスとなる。）で、Ｙ軸方向の傾斜磁場GYを反
転磁場及び正転磁場の組合にてリード用傾斜磁場GRとし
て加えることにより、前記選択励起パルスの周波数及び
スライス用傾斜磁場GSの強度で特定される励起部位から
磁気共鳴信号（エコー信号）をプローブ３の受信コイル
で収集する。得られたエコー信号をフーリエ変換する
と、投影データが求められる。
い（ここで位相エンコード用傾斜磁場GEを加えると断層
像シーケンスとなる。）で、Ｙ軸方向の傾斜磁場GYを反
転磁場及び正転磁場の組合にてリード用傾斜磁場GRとし
て加えることにより、前記選択励起パルスの周波数及び
スライス用傾斜磁場GSの強度で特定される励起部位から
磁気共鳴信号（エコー信号）をプローブ３の受信コイル
で収集する。得られたエコー信号をフーリエ変換する
と、投影データが求められる。
そして、第12図のシーケンスを前記α゜の選択励起パル
スの周波数及びスライス用傾斜磁場GSの強度を変更す
る、つまり励起部位をＺ軸方向に移動して繰返して実行
してデータ群を得ることにより、第13図に示すように、
最初にスライス部位S1にて投影データSG1が得られ、ス
ライス部位Siにて投影データSGiが得られ、スライス部
位Snにて投影データSGnが得られるようになる。ここでT
Rはパルス繰返し時間、TEはエコー時間である。この場
合、エコー信号の収集が終り次第に、T1緩和過程による
回復を待たずに励起部位を変更して次のデータ収集を実
行して良い。
スの周波数及びスライス用傾斜磁場GSの強度を変更す
る、つまり励起部位をＺ軸方向に移動して繰返して実行
してデータ群を得ることにより、第13図に示すように、
最初にスライス部位S1にて投影データSG1が得られ、ス
ライス部位Siにて投影データSGiが得られ、スライス部
位Snにて投影データSGnが得られるようになる。ここでT
Rはパルス繰返し時間、TEはエコー時間である。この場
合、エコー信号の収集が終り次第に、T1緩和過程による
回復を待たずに励起部位を変更して次のデータ収集を実
行して良い。
次に第14図を参照して別の従来の透視像シーケンスを説
明する。この例もグラディエント・フィールド・エコー
法を利用して説明するが、スライス部位を決定する選択
励起パルスとして第12図の例では特定部位を選択するべ
くα゜選択励起パルスを用いたのに代えて、フリップ角
α゜のインパルスを用いる方法である。インパルスは多
周波数成分を含んだものであるため、一回で広い領域か
らエコー信号を収集することができ、パルスの繰り返し
毎に強度を可変した傾斜磁場GZを加え、得られたデータ
群に対して２次元フーリエ変換を実施すれば、スキャノ
像を生成することができる。
明する。この例もグラディエント・フィールド・エコー
法を利用して説明するが、スライス部位を決定する選択
励起パルスとして第12図の例では特定部位を選択するべ
くα゜選択励起パルスを用いたのに代えて、フリップ角
α゜のインパルスを用いる方法である。インパルスは多
周波数成分を含んだものであるため、一回で広い領域か
らエコー信号を収集することができ、パルスの繰り返し
毎に強度を可変した傾斜磁場GZを加え、得られたデータ
群に対して２次元フーリエ変換を実施すれば、スキャノ
像を生成することができる。
次に第15図を参照してさらに別の従来の透視像シーケン
スを説明する。この例もグラディエント・フィールド・
エコー法を利用して説明するが、スライス部位を決定す
る選択励起パルスとして第12図の例と同じように特定部
位を選択するべく90゜パルスを用いるが、パルス繰返し
毎に強度を可変した傾斜磁場Gzを加え、得られたデータ
群に対して２次元フーリエ変換を実施すれば、第12図の
例と同じように広い領域の投影データを得ることがで
き、スキャノ像を生成することができる。
スを説明する。この例もグラディエント・フィールド・
エコー法を利用して説明するが、スライス部位を決定す
る選択励起パルスとして第12図の例と同じように特定部
位を選択するべく90゜パルスを用いるが、パルス繰返し
毎に強度を可変した傾斜磁場Gzを加え、得られたデータ
群に対して２次元フーリエ変換を実施すれば、第12図の
例と同じように広い領域の投影データを得ることがで
き、スキャノ像を生成することができる。
また、第12図の例において選択励起パルスの周波数を変
えるのに変えて被検体が載置される天板を移動すること
により、同じように広い領域からエコー信号を収集する
ことができ、スキャノ像を生成することができる。この
場合、エコー信号の収集が終り次第、T1緩和過程による
回復を待たずに天板を移動して次のエコー信号の収集過
程を実行して良い。なお、上述の例では、いずれも水素
原子核（プロトン）に対する磁気共鳴イメージング方法
である。
えるのに変えて被検体が載置される天板を移動すること
により、同じように広い領域からエコー信号を収集する
ことができ、スキャノ像を生成することができる。この
場合、エコー信号の収集が終り次第、T1緩和過程による
回復を待たずに天板を移動して次のエコー信号の収集過
程を実行して良い。なお、上述の例では、いずれも水素
原子核（プロトン）に対する磁気共鳴イメージング方法
である。
（発明が解決しようとする課題） 以上のように各種の方法により広い領域からの磁気共鳴
信号を得ることができ、フリーリエ変換を施すことによ
りスキャノ像を生成することができるが、上述のいずれ
の方法も次の点で問題である。
信号を得ることができ、フリーリエ変換を施すことによ
りスキャノ像を生成することができるが、上述のいずれ
の方法も次の点で問題である。
すなわち、プロトンイメージングでは、脂肪からの磁気
共鳴信号の強度が高いので、脂肪以外の組織からの信号
差が作るコントラストが隠されてしまい、臨床上、診断
価値の低い画像となっている。
共鳴信号の強度が高いので、脂肪以外の組織からの信号
差が作るコントラストが隠されてしまい、臨床上、診断
価値の低い画像となっている。
そこで本発明の目的とするころは、十分にコントラスト
が付き、臨床上有益なスキャノ像を得ることが可能な磁
気共鳴イメージング方法を提供することにある。
が付き、臨床上有益なスキャノ像を得ることが可能な磁
気共鳴イメージング方法を提供することにある。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 本発明は上記目的を達成するために次のような手段を講
じた構成としている。すなわち、請求項１に係る発明
は、静磁場中に置かれた被検体に脂肪のプロトンを励起
対象とする励起パルスを印加し、その後にスライス用傾
斜磁場を印加して、前記脂肪のプロトンを飽和する飽和
ステップと、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記被検体から
磁気共鳴信号を収集する収集ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記被検体の透視像を
生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法、である。
じた構成としている。すなわち、請求項１に係る発明
は、静磁場中に置かれた被検体に脂肪のプロトンを励起
対象とする励起パルスを印加し、その後にスライス用傾
斜磁場を印加して、前記脂肪のプロトンを飽和する飽和
ステップと、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記被検体から
磁気共鳴信号を収集する収集ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記被検体の透視像を
生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法、である。
また請求項２に係る発明は、静磁場中に置かれた被検体
における対向する第1,第２領域を励起するための励起パ
ルスとスライス用傾斜磁場とを印加して、前記第1,第２
領域における脂肪のプロトンを飽和する飽和ステップ
と、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記第1,第２領
域に交差する第３領域から磁気共鳴信号を収集する収集
ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記第３領域の透視像
を生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法、である。
における対向する第1,第２領域を励起するための励起パ
ルスとスライス用傾斜磁場とを印加して、前記第1,第２
領域における脂肪のプロトンを飽和する飽和ステップ
と、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記第1,第２領
域に交差する第３領域から磁気共鳴信号を収集する収集
ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記第３領域の透視像
を生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法、である。
（作用） このような構成の請求項１に係る発明によれば、収集ス
テップに先だって実行される飽和ステップによって、収
集ステップにより励起された領域における脂肪のプロト
ンからの磁気共鳴信号は零となり、脂肪以外の組織のプ
ロトンからの磁気共鳴信号が収集される。よって、収集
ステップにより収集された磁気共鳴信号を、生成ステッ
プによりフーリエ変換処理することにより生成される透
視像は、十分コントラストの付いたものとなる。
テップに先だって実行される飽和ステップによって、収
集ステップにより励起された領域における脂肪のプロト
ンからの磁気共鳴信号は零となり、脂肪以外の組織のプ
ロトンからの磁気共鳴信号が収集される。よって、収集
ステップにより収集された磁気共鳴信号を、生成ステッ
プによりフーリエ変換処理することにより生成される透
視像は、十分コントラストの付いたものとなる。
また、請求項２に係る発明によれば、収集ステップに先
だって実行される飽和ステップによって、第1,第２領域
における脂肪のプロトンは飽和するので、収集ステップ
により励起された第３領域からは脂肪以外の組織のプロ
トンからの磁気共鳴信号が収集される。よって、収集ス
テップにより収集された磁気共鳴信号を、生成ステップ
によりフーリエ変換処理することにより生成される透視
像は、十分コントラストの付いたものとなる。
だって実行される飽和ステップによって、第1,第２領域
における脂肪のプロトンは飽和するので、収集ステップ
により励起された第３領域からは脂肪以外の組織のプロ
トンからの磁気共鳴信号が収集される。よって、収集ス
テップにより収集された磁気共鳴信号を、生成ステップ
によりフーリエ変換処理することにより生成される透視
像は、十分コントラストの付いたものとなる。
（実施例） 以下本発明にかかる磁気共鳴イメージング方法の一実施
例を図面を参照して説明する。
例を図面を参照して説明する。
第1A図はIR（インバーション・リカバリー）パルスシー
ケンスを利用した方法であり、通常のスピンエコーシー
ケンス（SE法,90゜−180゜パルス系列）の実行に先立っ
て180゜パルスを印加するものである。すなわち、180゜
パルスを印加し、所定時間TI0の後にSE法を実行するこ
とにより、脂肪成分から磁気共鳴信号の誘起を抑制する
ことができる。ここで、反転時間TI0は、第２図に示す
ように、脂肪からの信号が丁度零となる時間であり、通
常のIR（インバーション・リカバリー）パルスシーケン
スにおけるそれよりも短いものとなっている。
ケンスを利用した方法であり、通常のスピンエコーシー
ケンス（SE法,90゜−180゜パルス系列）の実行に先立っ
て180゜パルスを印加するものである。すなわち、180゜
パルスを印加し、所定時間TI0の後にSE法を実行するこ
とにより、脂肪成分から磁気共鳴信号の誘起を抑制する
ことができる。ここで、反転時間TI0は、第２図に示す
ように、脂肪からの信号が丁度零となる時間であり、通
常のIR（インバーション・リカバリー）パルスシーケン
スにおけるそれよりも短いものとなっている。
上述の方法において、脂肪のT1回復時間は、他の組織の
T1回復時間に較べて短いので、脂肪の縦磁化が零となる
TI0時間まで待ってSE法により磁気共鳴信号（エコー信
号）を収集する。
T1回復時間に較べて短いので、脂肪の縦磁化が零となる
TI0時間まで待ってSE法により磁気共鳴信号（エコー信
号）を収集する。
これによると、脂肪成分からの磁気共鳴信号の誘起を抑
制して他の組織からの磁気共鳴信号を強調することがで
きる。
制して他の組織からの磁気共鳴信号を強調することがで
きる。
上述した方法は、第12図に示す選択励起パルスについて
の周波数変更方式、第14図のインパルス方式、第15図に
示す傾斜磁場変更方式、天板移動方式に適用できる。な
お、第1A図はSE法で示してあり、第1B図等についてはFE
法で示してある。
の周波数変更方式、第14図のインパルス方式、第15図に
示す傾斜磁場変更方式、天板移動方式に適用できる。な
お、第1A図はSE法で示してあり、第1B図等についてはFE
法で示してある。
次に第３図及び第４図を参照して第２の実施例を説明す
る。第２の実施例の方法は、非常に長いエコー時間TEを
持つSE法である。すなわち、この例でのエコー時間T
Eは、100msec以上とする。TE≧100msecとすると、第４
図に示すように、脂肪からの信号が零又は抑制されたも
のとすることができる。この場合、脂肪の横緩和時間T2
は他の組織の成分に較べ短いので、脂肪からの信号が零
又は抑制されたものとすることができる。この第３図の
方法も、SE法で示しているが、FE法で示した従来の技術
たる第12図等の方法に適用するものとする。
る。第２の実施例の方法は、非常に長いエコー時間TEを
持つSE法である。すなわち、この例でのエコー時間T
Eは、100msec以上とする。TE≧100msecとすると、第４
図に示すように、脂肪からの信号が零又は抑制されたも
のとすることができる。この場合、脂肪の横緩和時間T2
は他の組織の成分に較べ短いので、脂肪からの信号が零
又は抑制されたものとすることができる。この第３図の
方法も、SE法で示しているが、FE法で示した従来の技術
たる第12図等の方法に適用するものとする。
次に第５図及び第６図を参照して第３の実施例を説明す
る。第３の実施例の方法は、第５図に示すように、フリ
ップ角αが15゜以下の選択励起パルスを用い、パルス繰
返し時間TRの短いFE法である。
る。第３の実施例の方法は、第５図に示すように、フリ
ップ角αが15゜以下の選択励起パルスを用い、パルス繰
返し時間TRの短いFE法である。
ここで、第６図はフリップ角αと成分毎の信号強度との
関係を示す特性図例であり、図示のようにフリップ角α
が15゜以下においては脂肪成分が他の組織よりも抑制さ
れたものとなる。これにより、脂肪からの信号が抑制さ
れ、十分なコントラストの付いたスキャノ像を得ること
ができる。
関係を示す特性図例であり、図示のようにフリップ角α
が15゜以下においては脂肪成分が他の組織よりも抑制さ
れたものとなる。これにより、脂肪からの信号が抑制さ
れ、十分なコントラストの付いたスキャノ像を得ること
ができる。
次に第７図を参照して第４の実施例を説明する。第４の
実施例の方法は例えばSE法における磁化の再収束のため
の180゜パルスの印加タイミングをTE/2の手前τ（静磁
場強度が1.5Tにあっては1.12msec）に設定することによ
り、水と脂肪との位相を180゜ずらし、これによりエコ
ー時間TEにおいて脂肪からの信号が抑制され且つ水から
の信号が強調されたエコー信号を収集し、十分なコント
ラストの付いたスキャノ像を得るようにしたものであ
り、いわゆるDixon法を利用するものである。なお、
（イ）〜（ニ）は、水と脂肪との位相変化を、90゜パル
ス,180゜パルスの印加に対応して図示したものである。
実施例の方法は例えばSE法における磁化の再収束のため
の180゜パルスの印加タイミングをTE/2の手前τ（静磁
場強度が1.5Tにあっては1.12msec）に設定することによ
り、水と脂肪との位相を180゜ずらし、これによりエコ
ー時間TEにおいて脂肪からの信号が抑制され且つ水から
の信号が強調されたエコー信号を収集し、十分なコント
ラストの付いたスキャノ像を得るようにしたものであ
り、いわゆるDixon法を利用するものである。なお、
（イ）〜（ニ）は、水と脂肪との位相変化を、90゜パル
ス,180゜パルスの印加に対応して図示したものである。
また、上述の例では、SE法における適用例であるが、も
ちろんFE法にも適用できる。そして、上記の例では、水
と脂肪との位相を180゜ずらすようにしているが、90゜,
90゜の奇数倍,180゜の奇数倍にずらすようにしてもよ
い。
ちろんFE法にも適用できる。そして、上記の例では、水
と脂肪との位相を180゜ずらすようにしているが、90゜,
90゜の奇数倍,180゜の奇数倍にずらすようにしてもよ
い。
次に第８図を参照して第５の実施例を説明する。第５の
実施例の方法は、傾斜磁場をかけないで、脂肪のプロト
ンを対象とするβ゜（β゜〜90゜）パルスを印加し、そ
の後にスライス用傾斜磁場を加えて、脂肪のプロトンを
十分にディフェーズする。これにより脂肪のプロトンは
飽和して実効的に零となり、その後に通常のFE法のシー
ケンスを実行する。これにより脂肪からの信号が十分に
抑制され、十分なコントラストの付いたスキャノ像を得
ることができる。上述の例は、FE法における適用例であ
るが、もちろんSE法にも適用できる。
実施例の方法は、傾斜磁場をかけないで、脂肪のプロト
ンを対象とするβ゜（β゜〜90゜）パルスを印加し、そ
の後にスライス用傾斜磁場を加えて、脂肪のプロトンを
十分にディフェーズする。これにより脂肪のプロトンは
飽和して実効的に零となり、その後に通常のFE法のシー
ケンスを実行する。これにより脂肪からの信号が十分に
抑制され、十分なコントラストの付いたスキャノ像を得
ることができる。上述の例は、FE法における適用例であ
るが、もちろんSE法にも適用できる。
次に第９図及び第10図を参照して第６の実施例を説明す
る。第６の実施例の方法は、第９図に示すように、区間
Ｉの対向する２つの領域に相当するγ゜パルスと体厚さ
方向に相当するＸ軸方向の傾斜磁場GX（スライス用傾斜
磁場GS）とにより、被検体Ｐの腹部S11と背部S12とを励
起する。次に、通常のSE法にて、区間IIの90゜パルスと
体軸方向に相当するＺ軸方向の傾斜磁場GZ（スライス用
傾斜磁場GS）より、被検体Ｐの体軸に直交する断面部位
S2を励起する。これにより区間Ｉで励起した腹部S11と
背部S12とは飽和してしまうので、結局、部位S2から腹
部S11と背部S12とを差し引いた部位SIから信号が誘起す
る。
る。第６の実施例の方法は、第９図に示すように、区間
Ｉの対向する２つの領域に相当するγ゜パルスと体厚さ
方向に相当するＸ軸方向の傾斜磁場GX（スライス用傾斜
磁場GS）とにより、被検体Ｐの腹部S11と背部S12とを励
起する。次に、通常のSE法にて、区間IIの90゜パルスと
体軸方向に相当するＺ軸方向の傾斜磁場GZ（スライス用
傾斜磁場GS）より、被検体Ｐの体軸に直交する断面部位
S2を励起する。これにより区間Ｉで励起した腹部S11と
背部S12とは飽和してしまうので、結局、部位S2から腹
部S11と背部S12とを差し引いた部位SIから信号が誘起す
る。
ここで、腹部S11と背部S12とを同時に励起するRFパルス
の波形として、例えば、sinc関数sinΔΩt/ΔΩｔと余
弦関数cosΩｔの積の関数を用いれば良い。
の波形として、例えば、sinc関数sinΔΩt/ΔΩｔと余
弦関数cosΩｔの積の関数を用いれば良い。
以上の方法によれば、脂肪成分が多く存在する腹部S11
と背部S12とからの信号が抑制され、脂肪以外の組織で
ある部位SIからの信号が強調される。これにより脂肪か
らの信号が十分に抑制され、十分なコントラストの付い
たスキャノ像を得ることができる。上述の例は、SE法に
おける適用例であるが、もちろんFE法にも適用できる。
と背部S12とからの信号が抑制され、脂肪以外の組織で
ある部位SIからの信号が強調される。これにより脂肪か
らの信号が十分に抑制され、十分なコントラストの付い
たスキャノ像を得ることができる。上述の例は、SE法に
おける適用例であるが、もちろんFE法にも適用できる。
以上の各例においては、いずれも脂肪からの信号誘起の
抑制の手順を開示したものであるが、これらを単一で用
いる以外に組合わせてもよい。また、スキャノ像対象の
広い領域からの信号収集の手順としては、従来の技術で
述べたRFパルスの周波数を変更する方式、厚くスライス
する方式、インパルスを用いる方式、天板を移動する方
式等の各種の方式を適用することができる。
抑制の手順を開示したものであるが、これらを単一で用
いる以外に組合わせてもよい。また、スキャノ像対象の
広い領域からの信号収集の手順としては、従来の技術で
述べたRFパルスの周波数を変更する方式、厚くスライス
する方式、インパルスを用いる方式、天板を移動する方
式等の各種の方式を適用することができる。
この他、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して
実施できるものである。
実施できるものである。
［発明の効果］ 以上述べたように請求項１、２に係る発明によれば、相
対的に脂肪成分以外からの磁気共鳴信号の強度が上がる
ので、十分なコントラストの付いた臨床上有益なスキャ
ノ像を得ることができる。
対的に脂肪成分以外からの磁気共鳴信号の強度が上がる
ので、十分なコントラストの付いた臨床上有益なスキャ
ノ像を得ることができる。
よって本発明によれば、十分にコントラストが付き、臨
床上有益なスキャノ像を得ることが可能な磁気共鳴イメ
ージング方法を提供できるものである。
床上有益なスキャノ像を得ることが可能な磁気共鳴イメ
ージング方法を提供できるものである。
第1A図及び第1B図は本発明にかかる磁気共鳴イメージン
グ方法の第１の実施例を示すパルスシーケンスの図、第
２図は同実施例における反転時間TIと信号強度との関係
を脂肪と水とについて示す特性図、第３図は本発明の第
２の実施例を示すパルスシーケンスの図、第４図は同実
施例におけるエコー時間TEと信号強度との関係を脂肪と
脂肪以外の実質組織とについて示す特性図、第５図は本
発明の第３の実施例を示すパルスシーケンスの図、第６
図は同実施例におけるフリップ角と信号強度との関係を
脂肪，脂肪以外の成分について示す特性図、第７図は本
発明の第４の実施例を示すパルスシーケンスの図、第８
図は本発明の第５の実施例を示すパルスシーケンスの
図、第９図は本発明の第６の実施例を示すパルスシーケ
ンスの図、第10図は同実施例における飽和部位と励起部
位との関係を示す図、第11図は一般的な磁気共鳴イメー
ジング装置の構成を示す図、第12図は従来のスキャノ像
生成のための磁気共鳴イメージング方法の第１例を示す
パルスシーケンスの図、第13図は同例におけるスキャノ
像生成の方法を模式的に示す図、第14図は同じく従来の
スキャノ像生成のための磁気共鳴イメージング方法の第
２例を示すパルスシーケンスの図、第15図は同じく従来
のスキャノ像生成のための磁気共鳴イメージング方法の
第３例を示すパルスシーケンスの図である。 MA……マグネットアッセンブリ、１……静磁場コイル、
２……X,Y,Z軸の傾斜磁場発生コイル、３……プロー
ブ、４……静磁場制御系、５……送信器、６……受信
器、７……Ｘ軸傾斜磁場電源、８……Ｙ軸傾斜磁場電
源、９……Ｚ軸傾斜磁場電源、10……シーケンサ、11…
…コンピュータシステム。
グ方法の第１の実施例を示すパルスシーケンスの図、第
２図は同実施例における反転時間TIと信号強度との関係
を脂肪と水とについて示す特性図、第３図は本発明の第
２の実施例を示すパルスシーケンスの図、第４図は同実
施例におけるエコー時間TEと信号強度との関係を脂肪と
脂肪以外の実質組織とについて示す特性図、第５図は本
発明の第３の実施例を示すパルスシーケンスの図、第６
図は同実施例におけるフリップ角と信号強度との関係を
脂肪，脂肪以外の成分について示す特性図、第７図は本
発明の第４の実施例を示すパルスシーケンスの図、第８
図は本発明の第５の実施例を示すパルスシーケンスの
図、第９図は本発明の第６の実施例を示すパルスシーケ
ンスの図、第10図は同実施例における飽和部位と励起部
位との関係を示す図、第11図は一般的な磁気共鳴イメー
ジング装置の構成を示す図、第12図は従来のスキャノ像
生成のための磁気共鳴イメージング方法の第１例を示す
パルスシーケンスの図、第13図は同例におけるスキャノ
像生成の方法を模式的に示す図、第14図は同じく従来の
スキャノ像生成のための磁気共鳴イメージング方法の第
２例を示すパルスシーケンスの図、第15図は同じく従来
のスキャノ像生成のための磁気共鳴イメージング方法の
第３例を示すパルスシーケンスの図である。 MA……マグネットアッセンブリ、１……静磁場コイル、
２……X,Y,Z軸の傾斜磁場発生コイル、３……プロー
ブ、４……静磁場制御系、５……送信器、６……受信
器、７……Ｘ軸傾斜磁場電源、８……Ｙ軸傾斜磁場電
源、９……Ｚ軸傾斜磁場電源、10……シーケンサ、11…
…コンピュータシステム。
Claims (2)
- 【請求項１】静磁場中に置かれた被検体に脂肪のプロト
ンを励起対象とする励起パルスを印加し、その後にスラ
イス用傾斜磁場を印加して、前記脂肪のプロトンを飽和
する飽和ステップと、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記被検体から
磁気共鳴信号を収集する収集ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記被検体の透視像を
生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項２】静磁場中に置かれた被検体における対向す
る第1,第２領域を励起するための励起パルスとスライス
用傾斜磁場とを印加して、前記第1,第２領域における脂
肪のプロトンを飽和する飽和ステップと、 この飽和ステップの実行の後に実行されるものであっ
て、前記被検体にスライス用傾斜磁場及びリード用傾斜
磁場を印加し且つ位相エンコード用傾斜磁場を印加しな
いで励起パルスを印加することにより、前記第1,第２領
域に交差する第３領域から磁気共鳴信号を収集する収集
ステップと、 この収集ステップにより収集された前記磁気共鳴信号を
フーリエ変換処理することにより前記第３領域の透視像
を生成する生成ステップと、 を具備する磁気共鳴イメージング方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2025103A JPH0767443B2 (ja) | 1990-02-06 | 1990-02-06 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2025103A JPH0767443B2 (ja) | 1990-02-06 | 1990-02-06 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03231632A JPH03231632A (ja) | 1991-10-15 |
| JPH0767443B2 true JPH0767443B2 (ja) | 1995-07-26 |
Family
ID=12156590
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2025103A Expired - Lifetime JPH0767443B2 (ja) | 1990-02-06 | 1990-02-06 | 磁気共鳴イメージング方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0767443B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002204789A (ja) * | 2001-01-10 | 2002-07-23 | Hitachi Medical Corp | Ｍｒｉ装置 |
| WO2020235505A1 (ja) * | 2019-05-17 | 2020-11-26 | 国立大学法人新潟大学 | 核磁気共鳴イメージング装置、核磁気共鳴イメージング方法、及びプログラム |
| CN114159027B (zh) * | 2021-11-26 | 2024-04-12 | 浙江大学 | 一种变回波个数的磁共振指纹成像方法 |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60242844A (ja) * | 1984-05-18 | 1985-12-02 | 横河電機株式会社 | 核磁気共鳴による診断方法および装置 |
| JPH07114763B2 (ja) * | 1986-10-29 | 1995-12-13 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPH0642875B2 (ja) * | 1987-09-17 | 1994-06-08 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH01113032A (ja) * | 1987-10-27 | 1989-05-01 | Yokogawa Medical Syst Ltd | ケミカルシフトイメージ作成方法 |
| JP2656275B2 (ja) * | 1988-01-22 | 1997-09-24 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| JPH01227745A (ja) * | 1988-03-07 | 1989-09-11 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴断層撮影装置 |
| JPH01277545A (ja) * | 1988-04-28 | 1989-11-08 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH024334A (ja) * | 1988-06-17 | 1990-01-09 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH01299540A (ja) * | 1988-05-30 | 1989-12-04 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング方法 |
| JPH01303137A (ja) * | 1988-05-31 | 1989-12-07 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 水，脂肪分離ｍｒｉ装置 |
| JPH0234149A (ja) * | 1988-07-26 | 1990-02-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒｉを用いた透視画像撮影方法 |
-
1990
- 1990-02-06 JP JP2025103A patent/JPH0767443B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03231632A (ja) | 1991-10-15 |
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Legal Events
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