JPH0810239A - 拡散強調イメージング方法およびｍｒｉ装置 - Google Patents
拡散強調イメージング方法およびｍｒｉ装置Info
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- JPH0810239A JPH0810239A JP6146044A JP14604494A JPH0810239A JP H0810239 A JPH0810239 A JP H0810239A JP 6146044 A JP6146044 A JP 6146044A JP 14604494 A JP14604494 A JP 14604494A JP H0810239 A JPH0810239 A JP H0810239A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
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- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 画質を劣化させることなく撮影時間を短縮
し、体動に起因するアーチファクトを抑制できるように
した拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供
する。 【構成】 ９０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して診断部
位のスピンを励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８０゜の
ＲＦパルスＲ１８０を印加して前記スピンを反転させ、
エコーを結像させて、エコーセンターから後をサンプリ
ングする。その際、リード軸Ｇｘとワープ軸Ｇｙの勾配
Ｈ１，Ｈ２は、ｋ−空間の中心部から端部へと螺旋状に
広がるスパイラルトラジェクトリを形成するように印加
する。また、前記ＲＦパルスＲ１８０の前後に拡散強調
用の強力なＭＰ勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾配軸に印加す
る。そして、ｋ−空間の中心部のＭＲ（Ｍagnetic Ｒes
onance）データの位相または中心部近傍のＭＲデータの
平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する。 【効果】 患者の体動に起因するアーチファクトを抑え
ることが出来る。また、患者の拘束時間を短縮でき、患
者への負担を軽減できる。
し、体動に起因するアーチファクトを抑制できるように
した拡散強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供
する。 【構成】 ９０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して診断部
位のスピンを励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８０゜の
ＲＦパルスＲ１８０を印加して前記スピンを反転させ、
エコーを結像させて、エコーセンターから後をサンプリ
ングする。その際、リード軸Ｇｘとワープ軸Ｇｙの勾配
Ｈ１，Ｈ２は、ｋ−空間の中心部から端部へと螺旋状に
広がるスパイラルトラジェクトリを形成するように印加
する。また、前記ＲＦパルスＲ１８０の前後に拡散強調
用の強力なＭＰ勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾配軸に印加す
る。そして、ｋ−空間の中心部のＭＲ（Ｍagnetic Ｒes
onance）データの位相または中心部近傍のＭＲデータの
平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する。 【効果】 患者の体動に起因するアーチファクトを抑え
ることが出来る。また、患者の拘束時間を短縮でき、患
者への負担を軽減できる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、拡散強調イメージン
グ方法およびＭＲＩ （Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmagin
g）装置に関し、さらに詳しくは、患者の体動または呼
吸等に起因するアーチファクト（artifact）を低減し、
安定した拡散強調イメージを得るようにした拡散強調イ
メージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
グ方法およびＭＲＩ （Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmagin
g）装置に関し、さらに詳しくは、患者の体動または呼
吸等に起因するアーチファクト（artifact）を低減し、
安定した拡散強調イメージを得るようにした拡散強調イ
メージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図６は、従来のＭＲＩ装置における拡散
強調イメージング処理の一例のフローチャートである。
ステップＢ１では、操作者が診断部位を指定すると共に
位相エンコーディング回数Ｎを設定する。ステップＢ２
では、操作者の指定した診断部位について、ＩＶＩＭ
（ＩntraＶoxel Ｉncoherent Ｍotion）法を適用したス
ピンエコー法のパルスシーケンスを作成する。
強調イメージング処理の一例のフローチャートである。
ステップＢ１では、操作者が診断部位を指定すると共に
位相エンコーディング回数Ｎを設定する。ステップＢ２
では、操作者の指定した診断部位について、ＩＶＩＭ
（ＩntraＶoxel Ｉncoherent Ｍotion）法を適用したス
ピンエコー法のパルスシーケンスを作成する。
【０００３】図７に、上記ＩＶＩＭ法を適用したスピン
エコー法のパルスシーケンスの一例を示す。このパルス
シーケンスでは、９０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して
診断部位のスピンを励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８
０゜のＲＦパルスＲ１８０を印加して前記スピンを反転
させ、エコーを結像させて、これをサンプリングする。
また前記ＲＦパルスＲ１８０の前後に拡散強調用の強力
なＭＰ（Ｍotion Ｐrobing）勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾
配軸に印加する。なお、Ｓ１，Ｓ２はスライス選択勾配
であり、ＲＤは読み出し勾配であり、ＰＨは位相エンコ
ード勾配である。また、ＴＥはエコー時間である。上記
ＩＶＩＭ法を適用したスピンエコー法のパルスシーケン
スは、例えば特開平６−１２１７８１号に開示されてい
る。
エコー法のパルスシーケンスの一例を示す。このパルス
シーケンスでは、９０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して
診断部位のスピンを励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８
０゜のＲＦパルスＲ１８０を印加して前記スピンを反転
させ、エコーを結像させて、これをサンプリングする。
また前記ＲＦパルスＲ１８０の前後に拡散強調用の強力
なＭＰ（Ｍotion Ｐrobing）勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾
配軸に印加する。なお、Ｓ１，Ｓ２はスライス選択勾配
であり、ＲＤは読み出し勾配であり、ＰＨは位相エンコ
ード勾配である。また、ＴＥはエコー時間である。上記
ＩＶＩＭ法を適用したスピンエコー法のパルスシーケン
スは、例えば特開平６−１２１７８１号に開示されてい
る。
【０００４】図６に戻って、ステップＢ３では、位相エ
ンコード勾配ＰＨを変化させながら上記パルスシーケン
スを位相エンコーディング回数ｎだけ繰り返して、図８
に示すように、ｋ−空間Ｓ上のラインＬ１，…，Ｌｎに
沿ったＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic Ｒesonance）情報
を含むローデータ（以下、ＭＲ（Ｍagnetic Ｒesonanc
e）データと言う。）を順に取得する。ステップＶ１０
では、上記ｋ−空間ＳのＭＲデータに対して２次元フー
リエ変換を実行し、診断部位の拡散強調イメージ作成す
る。ステップＶ１１では、上記拡散強調イメージを画像
表示する。
ンコード勾配ＰＨを変化させながら上記パルスシーケン
スを位相エンコーディング回数ｎだけ繰り返して、図８
に示すように、ｋ−空間Ｓ上のラインＬ１，…，Ｌｎに
沿ったＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic Ｒesonance）情報
を含むローデータ（以下、ＭＲ（Ｍagnetic Ｒesonanc
e）データと言う。）を順に取得する。ステップＶ１０
では、上記ｋ−空間ＳのＭＲデータに対して２次元フー
リエ変換を実行し、診断部位の拡散強調イメージ作成す
る。ステップＶ１１では、上記拡散強調イメージを画像
表示する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記従来の拡散強調イ
メージング方法では、上記パルスシーケンス（図７）を
位相エンコード回数ｎだけ繰り返す必要がある。位相エ
ンコーディング回数ｎとしては、１２８〜２５６の値が
よく使われており、この場合、撮影時間が２分〜４分か
かる。しかし、撮影時間が２分〜４分もかかると、患者
の体動（例えば呼吸）に起因するアーチファクトが出や
すくなる問題点がある。なお、位相エンコード回数ｎは
ｋ−空間Ｓにおけるｋｙ方向（図７）の分解能に直結す
るため、これを減らして撮影時間を短縮すると、ｋ−空
間Ｓにおけるｋｘ方向（図７）の分解能（サンプリング
数により決まる）とのバランスが崩れて、画質が劣化す
る新たな問題点を生じる。そこで、この発明の目的は、
画質を劣化させることなく撮影時間を短縮し、上記体動
に起因するアーチファクトを抑制できるようにした拡散
強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供すること
にある。
メージング方法では、上記パルスシーケンス（図７）を
位相エンコード回数ｎだけ繰り返す必要がある。位相エ
ンコーディング回数ｎとしては、１２８〜２５６の値が
よく使われており、この場合、撮影時間が２分〜４分か
かる。しかし、撮影時間が２分〜４分もかかると、患者
の体動（例えば呼吸）に起因するアーチファクトが出や
すくなる問題点がある。なお、位相エンコード回数ｎは
ｋ−空間Ｓにおけるｋｙ方向（図７）の分解能に直結す
るため、これを減らして撮影時間を短縮すると、ｋ−空
間Ｓにおけるｋｘ方向（図７）の分解能（サンプリング
数により決まる）とのバランスが崩れて、画質が劣化す
る新たな問題点を生じる。そこで、この発明の目的は、
画質を劣化させることなく撮影時間を短縮し、上記体動
に起因するアーチファクトを抑制できるようにした拡散
強調イメージング方法およびＭＲＩ装置を提供すること
にある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて
拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを
得る拡散強調イメージング方法において、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリ
（spiral ｋ-space trajectories；螺旋状軌跡）に沿っ
て順にＭＲデータを収集することを特徴とする拡散強調
イメージング方法を提供する。第２の観点では、この発
明は、ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて
拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを
得る拡散強調イメージング方法において、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに
沿って順にＭＲデータを収集し、前記ｋ−空間の中心部
のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデータの平
均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正することを特
徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
明は、ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて
拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを
得る拡散強調イメージング方法において、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリ
（spiral ｋ-space trajectories；螺旋状軌跡）に沿っ
て順にＭＲデータを収集することを特徴とする拡散強調
イメージング方法を提供する。第２の観点では、この発
明は、ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて
拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを
得る拡散強調イメージング方法において、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに
沿って順にＭＲデータを収集し、前記ｋ−空間の中心部
のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデータの平
均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正することを特
徴とする拡散強調イメージング方法を提供する。
【０００７】第３の観点では、この発明は、ＩＶＩＭ法
を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報を含むＭ
Ｒデータを収集し拡散強調イメージを得るＭＲＩ装置に
おいて、略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲ
データを収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間
の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイ
ラルトラジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集する
スパイラルスキャン手段を具備したことを特徴とするＭ
ＲＩ装置を提供する。第４の観点では、この発明は、Ｉ
ＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報
を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを得るＭＲ
Ｉ装置において、略エコーセンターではｋ−空間の中心
部のＭＲデータを収集し，略エコーセンターより後では
ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広が
るスパイラルトラジェクトリに沿って順にＭＲデータを
収集するスパイラルスキャン手段と、前記ｋ−空間の中
心部のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデータ
の平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する位相
補正手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提
供する。
を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報を含むＭ
Ｒデータを収集し拡散強調イメージを得るＭＲＩ装置に
おいて、略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲ
データを収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間
の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイ
ラルトラジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集する
スパイラルスキャン手段を具備したことを特徴とするＭ
ＲＩ装置を提供する。第４の観点では、この発明は、Ｉ
ＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報
を含むＭＲデータを収集し拡散強調イメージを得るＭＲ
Ｉ装置において、略エコーセンターではｋ−空間の中心
部のＭＲデータを収集し，略エコーセンターより後では
ｋ−空間の中心部からｋ−空間の端部へと螺旋状に広が
るスパイラルトラジェクトリに沿って順にＭＲデータを
収集するスパイラルスキャン手段と、前記ｋ−空間の中
心部のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデータ
の平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する位相
補正手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提
供する。
【０００８】
【作用】上記第１の観点による拡散強調イメージング方
法および上記第３の観点によるＭＲＩ装置では、ＩＶＩ
Ｍ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報を含
むＭＲデータを収集するが、その際、略エコーセンター
ではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エコー
センターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間の端
部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに沿っ
て順にＭＲデータを収集する。このように、ｋ−空間上
のスパイラルトラジェクトリに沿ってＭＲデータを収集
するため、１回の励起に対するサンプリング数を従来の
４〜１６倍に増やすことが出来る。従って、励起回数す
なわちパルスシーケンスの繰り返し回数ｎを従来の１／
４〜１／１６倍に低減可能となる。例えば、従来の位相
エンコード回数ｎが１２８〜２５６なら、この発明での
繰り返し回数ｎは８〜６４となる。この結果、例えば、
従来の撮影時間が２分〜４分なら、この発明での撮影時
間は７．５秒〜１分に短縮可能となり、患者の体動に起
因するアーチファクトを抑制できるようになる。また、
ｋ−空間でのＭＲデータの位置が等方的に分布するた
め、画質の劣化を生じることもない。
法および上記第３の観点によるＭＲＩ装置では、ＩＶＩ
Ｍ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報を含
むＭＲデータを収集するが、その際、略エコーセンター
ではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エコー
センターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間の端
部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに沿っ
て順にＭＲデータを収集する。このように、ｋ−空間上
のスパイラルトラジェクトリに沿ってＭＲデータを収集
するため、１回の励起に対するサンプリング数を従来の
４〜１６倍に増やすことが出来る。従って、励起回数す
なわちパルスシーケンスの繰り返し回数ｎを従来の１／
４〜１／１６倍に低減可能となる。例えば、従来の位相
エンコード回数ｎが１２８〜２５６なら、この発明での
繰り返し回数ｎは８〜６４となる。この結果、例えば、
従来の撮影時間が２分〜４分なら、この発明での撮影時
間は７．５秒〜１分に短縮可能となり、患者の体動に起
因するアーチファクトを抑制できるようになる。また、
ｋ−空間でのＭＲデータの位置が等方的に分布するた
め、画質の劣化を生じることもない。
【０００９】上記第２の観点による拡散強調イメージン
グ方法および上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、Ｉ
ＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報
を含むＭＲデータを収集するが、その際、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに
沿って順にＭＲデータを収集する。そして、ｋ−空間の
中心部のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデー
タの平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する。
ｋ−空間上のスパイラルトラジェクトリに沿ってＭＲデ
ータを収集することにより、上記のように患者の体動の
影響を受けにくくなるが、それでも幾分かは受ける。こ
の体動の影響は、ＭＲデータの位相のずれとして現れ
る。そこで、各パルスシーケンスで共通するｋ−空間の
中心部のＭＲデータの位相が一致するようにＭＲデータ
を補正すれば、体動の影響をさらに除去できることとな
る。なお、Ｓ／Ｎが良い場合はｋ−空間の中心部のＭＲ
データの位相を用い、Ｓ／Ｎが悪い場合はｋ−空間の中
心部近傍のＭＲデータの平均位相を用いるのが好まし
い。
グ方法および上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、Ｉ
ＶＩＭ法を適用したパルスシーケンスを用いて拡散情報
を含むＭＲデータを収集するが、その際、略エコーセン
ターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを収集し，略エ
コーセンターより後ではｋ−空間の中心部からｋ−空間
の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリに
沿って順にＭＲデータを収集する。そして、ｋ−空間の
中心部のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭＲデー
タの平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正する。
ｋ−空間上のスパイラルトラジェクトリに沿ってＭＲデ
ータを収集することにより、上記のように患者の体動の
影響を受けにくくなるが、それでも幾分かは受ける。こ
の体動の影響は、ＭＲデータの位相のずれとして現れ
る。そこで、各パルスシーケンスで共通するｋ−空間の
中心部のＭＲデータの位相が一致するようにＭＲデータ
を補正すれば、体動の影響をさらに除去できることとな
る。なお、Ｓ／Ｎが良い場合はｋ−空間の中心部のＭＲ
データの位相を用い、Ｓ／Ｎが悪い場合はｋ−空間の中
心部近傍のＭＲデータの平均位相を用いるのが好まし
い。
【００１０】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図１は、この発明のＭＲＩ装置の一
実施例のブロック図である。このＭＲＩ装置１００にお
いて、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入
するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取り
まくようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁
場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル
（勾配コイルは、スライス軸，周波数軸，位相軸のコイ
ルを備えている）と、被検体内の原子核のスピンを励起
するためのＲＦパルスを与える送信コイルと、被検体か
らのＮＭＲ信号を検出する受信コイル等が配置されてい
る。静磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび
受信コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回
路３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続され
ている。
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図１は、この発明のＭＲＩ装置の一
実施例のブロック図である。このＭＲＩ装置１００にお
いて、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入
するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取り
まくようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁
場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル
（勾配コイルは、スライス軸，周波数軸，位相軸のコイ
ルを備えている）と、被検体内の原子核のスピンを励起
するためのＲＦパルスを与える送信コイルと、被検体か
らのＮＭＲ信号を検出する受信コイル等が配置されてい
る。静磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび
受信コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回
路３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続され
ている。
【００１１】シーケンス記憶回路８は、計算機７からの
指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて
勾配磁場駆動回路３を操作し、前記マグネットアセンブ
リ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共
に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の高
周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状
信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器
４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記
マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加し、ＲＦパ
ルスを送信する。
指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて
勾配磁場駆動回路３を操作し、前記マグネットアセンブ
リ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共
に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０の高
周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状
信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器
４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した後、前記
マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加し、ＲＦパ
ルスを送信する。
【００１２】前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１
の受信コイルで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増
幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、
ＲＦ発振回路１０の出力を参照信号とし、前置増幅器５
からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に
与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信
号をディジタル信号に変換して、計算機７に入力する。
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からのデジタル信号に対
する画像再構成処理を行い、目的画像（前記目的の領域
のプロトン密度像）を生成する。この目的画像は、表示
装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３
から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受
け持つ。なお、この発明にかかるスパイラルスキャン手
段および位相補正手段は、上記ＭＲＩ装置１００の機能
として実現されている。
の受信コイルで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増
幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、
ＲＦ発振回路１０の出力を参照信号とし、前置増幅器５
からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に
与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信
号をディジタル信号に変換して、計算機７に入力する。
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からのデジタル信号に対
する画像再構成処理を行い、目的画像（前記目的の領域
のプロトン密度像）を生成する。この目的画像は、表示
装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３
から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受
け持つ。なお、この発明にかかるスパイラルスキャン手
段および位相補正手段は、上記ＭＲＩ装置１００の機能
として実現されている。
【００１３】図２は、この発明の拡散強調イメージング
処理のフローチャートである。ステップＶ１では、操作
者が診断部位を指定すると共に励起回数Ｍを設定する。
ステップＶ２では、操作者の指定した診断部位につい
て、ＩＶＩＭ法を適用したスピンエコー法のパルスシー
ケンスを作成する。但し、リード勾配とワープ勾配は、
ｋ−空間の中心部から端部へと螺旋状に広がるスパイラ
ルトラジェクトリを形成するものとする。
処理のフローチャートである。ステップＶ１では、操作
者が診断部位を指定すると共に励起回数Ｍを設定する。
ステップＶ２では、操作者の指定した診断部位につい
て、ＩＶＩＭ法を適用したスピンエコー法のパルスシー
ケンスを作成する。但し、リード勾配とワープ勾配は、
ｋ−空間の中心部から端部へと螺旋状に広がるスパイラ
ルトラジェクトリを形成するものとする。
【００１４】図３に、上記ＩＶＩＭ法を適用したスピン
エコー法によるスパイラルトラジェクトリ方式のパルス
シーケンスを例示する。このパルスシーケンスでは、９
０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して診断部位のスピンを
励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８０゜のＲＦパルスＲ
１８０を印加して前記スピンを反転させ、エコーを結像
させて、エコーセンターから後をサンプリングする。そ
の際、リード軸Ｇｘとワープ軸Ｇｙの勾配Ｈ１，Ｈ２
は、図４に示すように、ｋ−空間Ｓの中心部から端部へ
と螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリαを形成す
るように印加する。また、前記ＲＦパルスＲ１８０の前
後に拡散強調用の強力なＭＰ勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾
配軸に印加する。なお、スライス軸ＧｚのＳ１，Ｓ２
は、スライス選択勾配である。
エコー法によるスパイラルトラジェクトリ方式のパルス
シーケンスを例示する。このパルスシーケンスでは、９
０゜のＲＦパルスＲ９０を印加して診断部位のスピンを
励起し、時間ＴＥ／２経過後に１８０゜のＲＦパルスＲ
１８０を印加して前記スピンを反転させ、エコーを結像
させて、エコーセンターから後をサンプリングする。そ
の際、リード軸Ｇｘとワープ軸Ｇｙの勾配Ｈ１，Ｈ２
は、図４に示すように、ｋ−空間Ｓの中心部から端部へ
と螺旋状に広がるスパイラルトラジェクトリαを形成す
るように印加する。また、前記ＲＦパルスＲ１８０の前
後に拡散強調用の強力なＭＰ勾配Ｇ１，Ｇ２を任意の勾
配軸に印加する。なお、スライス軸ＧｚのＳ１，Ｓ２
は、スライス選択勾配である。
【００１５】図２に戻って、ステップＶ３では、スパイ
ラルトラジェクトリαの位置を変化させながら、上記パ
ルスシーケンスを励起番号ｍ＝１からｍ＝ＭまでＭ回繰
り返し、ｋ−空間上のＭＲデータＳｍ(kx，ky)を収集す
る。図５に、Ｍ＝４としたときの励起番号ｍ＝１，２，
３，４でのスパイラルトラジェクトリを示す。前記ＭＲ
データＳｍ(kx，ky)は、励起番号ｍのスパイラルトラジ
ェクトリに沿った位置でのＭＲデータである。
ラルトラジェクトリαの位置を変化させながら、上記パ
ルスシーケンスを励起番号ｍ＝１からｍ＝ＭまでＭ回繰
り返し、ｋ−空間上のＭＲデータＳｍ(kx，ky)を収集す
る。図５に、Ｍ＝４としたときの励起番号ｍ＝１，２，
３，４でのスパイラルトラジェクトリを示す。前記ＭＲ
データＳｍ(kx，ky)は、励起番号ｍのスパイラルトラジ
ェクトリに沿った位置でのＭＲデータである。
【００１６】ステップＶ４では、位相補正用カウンタｍ
を“１”に初期化する。ステップＶ５では、ｋ−空間の
中心部のＭＲデータＳｍ（０，０）の位相θｍを次式に
より算出する。 θｍ＝arg｛Ｓｍ(0，0)｝ ステップＶ６では、励起番号ｍのスパイラルトラジェク
トリに沿った位置でのＭＲデータＳｍ(kx，ky)の位相を
次式により補正する。 Ｓｍ(kx，ky)＝Ｓｍ(kx，ky)＊exp｛−ｉθｍ｝ ステップＶ７，Ｖ８では、ｍ＝２〜Ｍについて上記ステ
ップＶ５〜Ｖ６を反復実行し、全てのＭＲデータＳｍ(k
x，ky)を位相補正する。
を“１”に初期化する。ステップＶ５では、ｋ−空間の
中心部のＭＲデータＳｍ（０，０）の位相θｍを次式に
より算出する。 θｍ＝arg｛Ｓｍ(0，0)｝ ステップＶ６では、励起番号ｍのスパイラルトラジェク
トリに沿った位置でのＭＲデータＳｍ(kx，ky)の位相を
次式により補正する。 Ｓｍ(kx，ky)＝Ｓｍ(kx，ky)＊exp｛−ｉθｍ｝ ステップＶ７，Ｖ８では、ｍ＝２〜Ｍについて上記ステ
ップＶ５〜Ｖ６を反復実行し、全てのＭＲデータＳｍ(k
x，ky)を位相補正する。
【００１７】ステップＶ９では、位相補正したＭＲデー
タＳｍ(kx，ky)から補間によってｋ−空間の格子点での
ＭＲデータを求める。ステップＶ１０では、上記ｋ−空
間の格子点のＭＲデータに対して２次元フーリエ変換を
実行し、診断部位の拡散強調イメージ作成する。ステッ
プＶ１１では、上記拡散強調イメージを画像表示する。
タＳｍ(kx，ky)から補間によってｋ−空間の格子点での
ＭＲデータを求める。ステップＶ１０では、上記ｋ−空
間の格子点のＭＲデータに対して２次元フーリエ変換を
実行し、診断部位の拡散強調イメージ作成する。ステッ
プＶ１１では、上記拡散強調イメージを画像表示する。
【００１８】ここで、上記ステップＶ５，Ｖ６での位相
補正の根拠を説明する。実空間位置（ｘ，ｙ）における
信号源をρ（ｘ，ｙ）とし、全ての信号源の動きが一様
にＲ（ｔ）で表されるとすると、ＭＲデータＳｍ(kx，k
y)は、次式で表される。
補正の根拠を説明する。実空間位置（ｘ，ｙ）における
信号源をρ（ｘ，ｙ）とし、全ての信号源の動きが一様
にＲ（ｔ）で表されるとすると、ＭＲデータＳｍ(kx，k
y)は、次式で表される。
【００１９】
【数１】
【００２０】上記θｍは、ＭＰ勾配Ｇ１，Ｇ２中で体動
があった場合の位相のずれを表している。Ｇ１＝Ｇ２で
且つ体動がなければ、θｍ＝０となる。ｋ−空間の中心
部（kx，ky）＝（０，０）では、次式が成立する。
があった場合の位相のずれを表している。Ｇ１＝Ｇ２で
且つ体動がなければ、θｍ＝０となる。ｋ−空間の中心
部（kx，ky）＝（０，０）では、次式が成立する。
【００２１】
【数２】
【００２２】つまり、ｋ−空間の中心部でのＭＲデータ
Ｓｍ(0，0)の位相arg｛Ｓｍ(0,0)｝は、体動による位相
のずれθｍに支配されている。そこで、arg｛Ｓｍ(0,
0)｝からθｍを求めて、これと逆の回転−θｍを各ＭＲ
データＳｍ(kx，ky)に与えれば、体動による位相のずれ
θｍをキャンセルできることとなる。
Ｓｍ(0，0)の位相arg｛Ｓｍ(0,0)｝は、体動による位相
のずれθｍに支配されている。そこで、arg｛Ｓｍ(0,
0)｝からθｍを求めて、これと逆の回転−θｍを各ＭＲ
データＳｍ(kx，ky)に与えれば、体動による位相のずれ
θｍをキャンセルできることとなる。
【００２３】
【発明の効果】この発明の拡散強調イメージング方法お
よびＭＲＩ装置によれば、ｋ−空間上のスパイラルトラ
ジェクトリに沿ってＭＲデータを収集するため、１回の
励起に対するサンプリング数を従来より増やすことがで
き、励起回数を従来より低減可能となる。この結果、撮
影時間を短縮可能となり、患者の体動に起因するアーチ
ファクトを抑制できるようになる。また、患者の拘束時
間が短くなり、患者への負担を軽減できる。また、ｋ−
空間でのＭＲデータの位置が等方的に分布するため、画
質の劣化を生じることもなくなる。さらに、体動の影響
を幾分か受けた場合でも、ＭＲデータの位相のずれとし
て現れた体動の影響を補正するため、体動の影響を除去
することが出来る。
よびＭＲＩ装置によれば、ｋ−空間上のスパイラルトラ
ジェクトリに沿ってＭＲデータを収集するため、１回の
励起に対するサンプリング数を従来より増やすことがで
き、励起回数を従来より低減可能となる。この結果、撮
影時間を短縮可能となり、患者の体動に起因するアーチ
ファクトを抑制できるようになる。また、患者の拘束時
間が短くなり、患者への負担を軽減できる。また、ｋ−
空間でのＭＲデータの位置が等方的に分布するため、画
質の劣化を生じることもなくなる。さらに、体動の影響
を幾分か受けた場合でも、ＭＲデータの位相のずれとし
て現れた体動の影響を補正するため、体動の影響を除去
することが出来る。
【図１】この発明の一実施例のＭＲＩ装置のブロック図
である。
である。
【図２】図１のＭＲＩ装置における拡散強調イメージン
グ処理のフローチャートである。
グ処理のフローチャートである。
【図３】この発明の拡散強調イメージング方法に用いる
パルスシーケンスを示す例示図である。
パルスシーケンスを示す例示図である。
【図４】図３のパルスシーケンスに対応するスパイラル
トラジェクトリを示す概念図である。
トラジェクトリを示す概念図である。
【図５】図３のパルスシーケンスの複数回の励起により
得られるスパイラルトラジェクトリを示す概念図であ
る。
得られるスパイラルトラジェクトリを示す概念図であ
る。
【図６】従来のＭＲＩ装置における拡散強調イメージン
グ処理のフローチャートである。
グ処理のフローチャートである。
【図７】従来の拡散強調イメージング方法に用いるパル
スシーケンスを示す例示図である。
スシーケンスを示す例示図である。
【図８】図６のパルスシーケンスに対応するライントラ
ジェクトリを示す概念図である。
ジェクトリを示す概念図である。
１００ ＭＲＩ装置 １ マグネットアセンブリ ３ 勾配磁場駆動回路 ７ 計算機 ８ シーケンス記憶回路 Ｇ１，Ｇ２ ＭＰ勾配 Ｒ９０ ９０゜パルス（励起パル
ス） Ｒ１８０ １８０゜パルス（反転パ
ルス） ＴＥ エコー時間 α スパイラルトラジェクト
リ Ｓ ｋ−空間
ス） Ｒ１８０ １８０゜パルス（反転パ
ルス） ＴＥ エコー時間 α スパイラルトラジェクト
リ Ｓ ｋ−空間
Claims (4)
- 【請求項１】 ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンス
を用いて拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イ
メージを得る拡散強調イメージング方法において、 略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを
収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間の中心部
からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラ
ジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集することを特
徴とする拡散強調イメージング方法。 - 【請求項２】 ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンス
を用いて拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イ
メージを得る拡散強調イメージング方法において、 略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを
収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間の中心部
からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラ
ジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集し、前記ｋ−
空間の中心部のＭＲデータの位相または中心部近傍のＭ
Ｒデータの平均位相を基に前記ＭＲデータの位相を補正
することを特徴とする拡散強調イメージング方法。 - 【請求項３】 ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンス
を用いて拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イ
メージを得るＭＲＩ装置において、 略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを
収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間の中心部
からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラ
ジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集するスパイラ
ルスキャン手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装
置。 - 【請求項４】 ＩＶＩＭ法を適用したパルスシーケンス
を用いて拡散情報を含むＭＲデータを収集し拡散強調イ
メージを得るＭＲＩ装置において、 略エコーセンターではｋ−空間の中心部のＭＲデータを
収集し，略エコーセンターより後ではｋ−空間の中心部
からｋ−空間の端部へと螺旋状に広がるスパイラルトラ
ジェクトリに沿って順にＭＲデータを収集するスパイラ
ルスキャン手段と、前記ｋ−空間の中心部のＭＲデータ
の位相または中心部近傍のＭＲデータの平均位相を基に
前記ＭＲデータの位相を補正する位相補正手段とを具備
したことを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14604494A JP3472620B2 (ja) | 1994-06-28 | 1994-06-28 | Ｍｒｉ装置 |
| US08/494,126 US5685304A (en) | 1994-06-28 | 1995-06-23 | Diffusion sensitizing imaging method and MRI apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14604494A JP3472620B2 (ja) | 1994-06-28 | 1994-06-28 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0810239A true JPH0810239A (ja) | 1996-01-16 |
| JP3472620B2 JP3472620B2 (ja) | 2003-12-02 |
Family
ID=15398839
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14604494A Expired - Fee Related JP3472620B2 (ja) | 1994-06-28 | 1994-06-28 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5685304A (ja) |
| JP (1) | JP3472620B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2005023108A1 (ja) * | 2003-09-05 | 2007-11-01 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US9207301B2 (en) | 2011-11-09 | 2015-12-08 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for compensating artifact in higher order diffusion magnetic resonance imaging (MRI) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5833609A (en) * | 1996-11-26 | 1998-11-10 | Picker International, Inc. | Rotating diffusion MR imaging reduced motion artifacts |
| 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 |
| DE10109511C2 (de) * | 2001-02-28 | 2003-03-27 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Gerät zum Gewinnen von Daten für diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Bildgebung |
| JP3878429B2 (ja) * | 2001-04-05 | 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 |
| US7533784B2 (en) * | 2006-06-12 | 2009-05-19 | Rock-Tenn Shared Services, Llc | Theft deterrent system hook |
| US7750632B2 (en) * | 2007-03-22 | 2010-07-06 | University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education | Method for producing a magnetic resonance image of an object having a short T2 relaxation time |
| CN103744043B (zh) * | 2014-01-20 | 2016-05-11 | 厦门大学 | 一种在不均匀磁场下获取一维高分辨核磁共振谱图的方法 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4970457A (en) * | 1989-04-05 | 1990-11-13 | The Regents Of The University Of California | MRI compensated for spurious rapid variations in static magnetic field during a single MRI sequence |
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5402785A (en) * | 1991-08-16 | 1995-04-04 | Trustees Of The University Of Penna | Methods for measuring perfusion using magnetic resonance imaging |
| JP3146033B2 (ja) * | 1991-11-05 | 2001-03-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5291138A (en) * | 1992-05-18 | 1994-03-01 | Albert Macovski | Rotating frame imaging system |
| US5311132A (en) * | 1992-07-28 | 1994-05-10 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method of enhancing the focus of magnetic resonance images |
| US5327088A (en) * | 1992-07-31 | 1994-07-05 | The University Of Michigan | Multiplexed echo trains in nuclear magnetic resonance |
| US5485086A (en) * | 1994-07-26 | 1996-01-16 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Continuous fluoroscopic MRI using spiral k-space scanning |
-
1994
- 1994-06-28 JP JP14604494A patent/JP3472620B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-06-23 US US08/494,126 patent/US5685304A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2005023108A1 (ja) * | 2003-09-05 | 2007-11-01 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4707558B2 (ja) * | 2003-09-05 | 2011-06-22 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US9207301B2 (en) | 2011-11-09 | 2015-12-08 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method for compensating artifact in higher order diffusion magnetic resonance imaging (MRI) |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3472620B2 (ja) | 2003-12-02 |
| US5685304A (en) | 1997-11-11 |
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