JPH09164124A - Ｍｒイメージング方法及びｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒイメージング方法及びｍｒｉ装置Info
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- JPH09164124A JPH09164124A JP7324660A JP32466095A JPH09164124A JP H09164124 A JPH09164124 A JP H09164124A JP 7324660 A JP7324660 A JP 7324660A JP 32466095 A JP32466095 A JP 32466095A JP H09164124 A JPH09164124 A JP H09164124A
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- slice
- optimum
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Abstract
(57)【要約】
【課題】３次元の撮影領域全体を脂肪抑制可能なレベル
まで１次シミングを使って簡単に磁場均一化し、その領
域全体にわたって良好な脂肪抑制効果を得る。 【解決手段】被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を
形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面
に対して１次シミングを実行して最適シミング値及びス
ペクトルの周波数軸上のずれ情報を各別に求め（ステッ
プＳ１〜Ｓ６）、この２以上の任意スライス面の最適シ
ミング値に基づいて３次元撮像領域の残りのスライス面
それぞれの最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上
のずれ情報を推定し（ステップＳ７，Ｓ８）、この全部
のスライス面に対して最適シミング値及びスペクトルの
周波数軸上のずれ情報を用いてスライス面毎にＭＲ撮像
を得る（ステップＳ９）。
まで１次シミングを使って簡単に磁場均一化し、その領
域全体にわたって良好な脂肪抑制効果を得る。 【解決手段】被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を
形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面
に対して１次シミングを実行して最適シミング値及びス
ペクトルの周波数軸上のずれ情報を各別に求め（ステッ
プＳ１〜Ｓ６）、この２以上の任意スライス面の最適シ
ミング値に基づいて３次元撮像領域の残りのスライス面
それぞれの最適シミング値及びスペクトルの周波数軸上
のずれ情報を推定し（ステップＳ７，Ｓ８）、この全部
のスライス面に対して最適シミング値及びスペクトルの
周波数軸上のずれ情報を用いてスライス面毎にＭＲ撮像
を得る（ステップＳ９）。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の原子核
スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）に係り、とくに、被検体が置かれる静磁場の
均一性を向上させて脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収
集を抑制すること）を行うＭＲイメージング方法及びＭ
ＲＩ装置に関する。
スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメ
ージング）に係り、とくに、被検体が置かれる静磁場の
均一性を向上させて脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収
集を抑制すること）を行うＭＲイメージング方法及びＭ
ＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療用のＭＲＩ装置は、静磁場中に置か
れた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信
号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信
号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを得る装
置である。
れた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信
号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信
号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを得る装
置である。
【０００３】被検体のＭＲ画像を得る場合、断面内に在
る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因
になるから、脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しない
ようにする脂肪抑制は必要不可欠である。この脂肪抑制
の一手法として、通常の画像収集シーケンスの前に、周
波数選択の脂肪抑制パルスで脂肪スピンを磁気的に飽和
させておく技術が知られている。
る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因
になるから、脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しない
ようにする脂肪抑制は必要不可欠である。この脂肪抑制
の一手法として、通常の画像収集シーケンスの前に、周
波数選択の脂肪抑制パルスで脂肪スピンを磁気的に飽和
させておく技術が知られている。
【０００４】この脂肪抑制効果を実効あらしめるために
は、シミングにより静磁場の撮影領域の均一度を高めて
化学シフトに因る水／脂肪の共鳴曲線を確実に分離して
おく必要がある。従来、撮影領域がマルチスライス撮影
時のように３次元領域である場合、図７に示すように、
その撮影領域の中心位置でのスライス面Ｓcen を使って
シミングを行っていた。このため、中心スライス面Ｓce
n の撮影時には、同図（ｂ）に例示する如く、脂肪抑制
パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線に的確にマッ
チし、確実な脂肪抑制効果が得られる。しかし、同図中
の端部のスライス面Ｓedg1、Ｓedg2で示す如く、３次元
撮影領域の端に至るほど、部位の組成の違い等に因って
水、脂肪のスペクトルが周波数軸上でずれてしまうこと
が多い。この場合には同図（ａ）、（ｃ）に例示する如
く、中心スライス面Ｓcen で合わせた脂肪抑制パルスの
励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線からずれてしまい、脂
肪抑制効果が半減してしまうという事態が頻発してい
た。
は、シミングにより静磁場の撮影領域の均一度を高めて
化学シフトに因る水／脂肪の共鳴曲線を確実に分離して
おく必要がある。従来、撮影領域がマルチスライス撮影
時のように３次元領域である場合、図７に示すように、
その撮影領域の中心位置でのスライス面Ｓcen を使って
シミングを行っていた。このため、中心スライス面Ｓce
n の撮影時には、同図（ｂ）に例示する如く、脂肪抑制
パルスの励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線に的確にマッ
チし、確実な脂肪抑制効果が得られる。しかし、同図中
の端部のスライス面Ｓedg1、Ｓedg2で示す如く、３次元
撮影領域の端に至るほど、部位の組成の違い等に因って
水、脂肪のスペクトルが周波数軸上でずれてしまうこと
が多い。この場合には同図（ａ）、（ｃ）に例示する如
く、中心スライス面Ｓcen で合わせた脂肪抑制パルスの
励起周波数範囲が脂肪の共鳴曲線からずれてしまい、脂
肪抑制効果が半減してしまうという事態が頻発してい
た。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】この事態を回避するに
は、マルチスライス領域の３次元撮影領域を全体でシミ
ングすることも知られてはいる。しかし、３次元撮影領
域全体を実効的にシミングするには、静磁場成分の高次
項までも含めた高次のシミングを実施する必要がある。
通常のＭＲＩ装置で実施されている１次のシミングで
は、そのような３次元撮影領域全体を脂肪抑制実施可能
なレベルまで静磁場を均一化させることは殆ど困難で、
実現できていない。
は、マルチスライス領域の３次元撮影領域を全体でシミ
ングすることも知られてはいる。しかし、３次元撮影領
域全体を実効的にシミングするには、静磁場成分の高次
項までも含めた高次のシミングを実施する必要がある。
通常のＭＲＩ装置で実施されている１次のシミングで
は、そのような３次元撮影領域全体を脂肪抑制実施可能
なレベルまで静磁場を均一化させることは殆ど困難で、
実現できていない。
【０００６】本発明は、このような従来技術による不都
合に鑑みてなされたもので、３次元の撮影領域全体を脂
肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを使って簡単に
磁場均一化でき、その領域全体にわたって良好な脂肪抑
制効果を得ることを、その目的とする。
合に鑑みてなされたもので、３次元の撮影領域全体を脂
肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを使って簡単に
磁場均一化でき、その領域全体にわたって良好な脂肪抑
制効果を得ることを、その目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明のＭＲイメージング方法は、その一つの側面
としては、静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を得る
もので、前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を
形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面
に対して１次シミングを実行して最適シミング値を各別
に求め、この２以上の任意スライス面の最適シミング値
に基づいて前記３次元撮像領域の残りのスライス面それ
ぞれの最適シミング値を推定し、この全部のスライスに
対して最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ撮像
を行うことを特徴とする。
め、本発明のＭＲイメージング方法は、その一つの側面
としては、静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を得る
もので、前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を
形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライス面
に対して１次シミングを実行して最適シミング値を各別
に求め、この２以上の任意スライス面の最適シミング値
に基づいて前記３次元撮像領域の残りのスライス面それ
ぞれの最適シミング値を推定し、この全部のスライスに
対して最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ撮像
を行うことを特徴とする。
【０００８】また、本発明のＭＲイメージング方法の別
の側面としては、被検体の診断部位を含む３次元撮像領
域を形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライ
ス面に対して１次シミングを実行して最適シミング値及
びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を各別に求め、こ
の２以上の任意スライス面の最適シミング値に基づいて
前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適
シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を推
定し、この全部のスライス面に対して最適シミング値及
びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を用いてスライス
面毎にＭＲ撮像を行うことを特徴とする。
の側面としては、被検体の診断部位を含む３次元撮像領
域を形成する複数スライス面の内の２以上の任意スライ
ス面に対して１次シミングを実行して最適シミング値及
びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を各別に求め、こ
の２以上の任意スライス面の最適シミング値に基づいて
前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適
シミング値及びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を推
定し、この全部のスライス面に対して最適シミング値及
びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を用いてスライス
面毎にＭＲ撮像を行うことを特徴とする。
【０００９】さらに、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中
に置かれた被検体のＭＲ画像を得る装置で、前記被検体
の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライ
ス面の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミン
グを実行して最適シミング値を各別に求める手段と、こ
の２以上の任意スライス面の最適シミング値に基づいて
前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適
シミング値を推定する手段と、この全部のスライス面の
最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行う
手段とを備えたことを特徴とする。
に置かれた被検体のＭＲ画像を得る装置で、前記被検体
の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライ
ス面の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミン
グを実行して最適シミング値を各別に求める手段と、こ
の２以上の任意スライス面の最適シミング値に基づいて
前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最適
シミング値を推定する手段と、この全部のスライス面の
最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行う
手段とを備えたことを特徴とする。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、この発明の一つの実施の形
態を図１〜図６を参照して説明する。
態を図１〜図６を参照して説明する。
【００１１】この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イ
メージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ
装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁
石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部
と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコン
トロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えて
いる。
メージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ
装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁
石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部
と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコン
トロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えて
いる。
【００１２】磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、
この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被
検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸
方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。寝台部
は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能
に挿入できるようになっている。
この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被
検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸
方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。寝台部
は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能
に挿入できるようになっている。
【００１３】傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれた傾斜
磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユ
ニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさら
に、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜
磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ
５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁
場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管
理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＳＥ
法などに係る、脂肪抑制パルスを用いたデータ収集用パ
ルスシーケンスを指令する信号を受ける。これにより、
傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケン
スにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及
びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0 に
重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交す
る３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス
用傾斜磁場ＧS とし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁
場ＧR とし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用
傾斜磁場ＧE とする。
磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユ
ニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさら
に、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜
磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ
５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁
場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管
理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＳＥ
法などに係る、脂肪抑制パルスを用いたデータ収集用パ
ルスシーケンスを指令する信号を受ける。これにより、
傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケン
スにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及
びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0 に
重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交す
る３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス
用傾斜磁場ＧS とし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁
場ＧR とし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用
傾斜磁場ＧE とする。
【００１４】このＭＲＩ装置では、静磁場内の撮影領域
の磁場均一化を１次シミングにより行う方式を採用して
おり、その１次シミングをＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁
場、すなわちスライス用傾斜磁場ＧS 、読出し用傾斜磁
場ＧR 、及び位相エンコ−ド用傾斜磁場ＧE のオフセッ
ト（直流値）の調節により行うようになっている。
の磁場均一化を１次シミングにより行う方式を採用して
おり、その１次シミングをＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁
場、すなわちスライス用傾斜磁場ＧS 、読出し用傾斜磁
場ＧR 、及び位相エンコ−ド用傾斜磁場ＧE のオフセッ
ト（直流値）の調節により行うようになっている。
【００１５】ただし、磁石部にシミング専用のシムコイ
ルを設け、このシムコイルにコントローラの制御下で、
シムコイル電源から磁場均一化のための電流を供給する
ように構成してもよい。
ルを設け、このシムコイルにコントローラの制御下で、
シムコイル電源から磁場均一化のための電流を供給する
ように構成してもよい。
【００１６】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機
８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ
５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを
備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケ
ンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起さ
せるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイ
ル７に供給する一方、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号
（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対
応するデジタル信号を形成するようになっている。
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機
８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ
５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを
備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケ
ンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起さ
せるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイ
ル７に供給する一方、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号
（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対
応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００１７】さらに、制御・演算部は、上述したコント
ローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデ
ジタルデータを入力して画像データやスペクトルデータ
を演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを
保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１
２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０
は、コントローラ６と共働して、シミングに伴う各種の
演算のほか、内臓するメモリで形成される２次元フーリ
エ空間への実測データの配置、画像再構成のためのフー
リエ変換などの処理をも行う。コントローラ６は傾斜磁
場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとり
ながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する
もので、図２の処理を実施する。
ローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデ
ジタルデータを入力して画像データやスペクトルデータ
を演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを
保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１
２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０
は、コントローラ６と共働して、シミングに伴う各種の
演算のほか、内臓するメモリで形成される２次元フーリ
エ空間への実測データの配置、画像再構成のためのフー
リエ変換などの処理をも行う。コントローラ６は傾斜磁
場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとり
ながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する
もので、図２の処理を実施する。
【００１８】次に、この実施形態の動作を説明する。
【００１９】ＭＲＩ装置が起動すると、コントローラ６
は所定メインプログラムを実行し、その中で図２に示す
一連の処理を実行する。
は所定メインプログラムを実行し、その中で図２に示す
一連の処理を実行する。
【００２０】コントローラ６は、図２の最初のステップ
Ｓ１で、所望の３次元の撮像領域（例えば図３に示すよ
うな頭部）の指定情報を入力するとともに、続くステッ
プＳ２で、この３次元撮像領域を成す複数枚のスライス
面の内の２以上の任意スライス面を指定する。この任意
スライス面としては例えば図３（ａ）に示すように、３
次元領域の体軸Ｚ方向の中心位置のスライス面Ｓcen
と、その３次元領域の体軸Ｚ方向の両端位置のスライス
面Ｓedg1、Ｓedg2とが自動的に又はオペレータからの指
令に基づいて採用される。
Ｓ１で、所望の３次元の撮像領域（例えば図３に示すよ
うな頭部）の指定情報を入力するとともに、続くステッ
プＳ２で、この３次元撮像領域を成す複数枚のスライス
面の内の２以上の任意スライス面を指定する。この任意
スライス面としては例えば図３（ａ）に示すように、３
次元領域の体軸Ｚ方向の中心位置のスライス面Ｓcen
と、その３次元領域の体軸Ｚ方向の両端位置のスライス
面Ｓedg1、Ｓedg2とが自動的に又はオペレータからの指
令に基づいて採用される。
【００２１】次いでステップＳ３にて、複数の指定スラ
イス面のそれぞれに対し、コントローラ６はシーケンサ
５及び演算ユニット１０にシングルスライスによる１次
シミングを指令する。ここで言う「シミング」は、所定
値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れるこ
とにより乱れた静磁場の撮影領域の均一性を補正する処
理である。このシミングは、位相エンコード及び読み出
し用傾斜磁場を掛けないシーケンス（例えばＳＥ法）を
使って指定スライス面で実行される。これにより得られ
たエコー信号をフーリエ変換してスペクトルを得る（図
４（ａ）参照）。このスペクトルの水の共鳴曲線Ｃwat
および脂肪の共鳴曲線Ｃfat の半値幅Ｗwat 及びＷfat
をそれぞれ演算し、半値幅Ｗwat 及びＷfat が最小とな
るように、傾斜磁場電源４からｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙ
コイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに流すオフセッ
ト値（直流電流値）を調整する。この一連の処理は図４
（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat 及びＷfat の最小値が
見つかり、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat 、Ｃfat がスペク
トル上で確実に分離されるまで行われる。
イス面のそれぞれに対し、コントローラ６はシーケンサ
５及び演算ユニット１０にシングルスライスによる１次
シミングを指令する。ここで言う「シミング」は、所定
値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れるこ
とにより乱れた静磁場の撮影領域の均一性を補正する処
理である。このシミングは、位相エンコード及び読み出
し用傾斜磁場を掛けないシーケンス（例えばＳＥ法）を
使って指定スライス面で実行される。これにより得られ
たエコー信号をフーリエ変換してスペクトルを得る（図
４（ａ）参照）。このスペクトルの水の共鳴曲線Ｃwat
および脂肪の共鳴曲線Ｃfat の半値幅Ｗwat 及びＷfat
をそれぞれ演算し、半値幅Ｗwat 及びＷfat が最小とな
るように、傾斜磁場電源４からｘコイル３ｘ…３ｘ、ｙ
コイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに流すオフセッ
ト値（直流電流値）を調整する。この一連の処理は図４
（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat 及びＷfat の最小値が
見つかり、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat 、Ｃfat がスペク
トル上で確実に分離されるまで行われる。
【００２２】これとともに、ステップＳ４で、最小の半
値幅Ｗwat 及びＷfat となるようにｘコイル３ｘ…３
ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに供給す
る各オフセット値がＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の１次最適シミン
グ値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznとして決定され、記憶される。
値幅Ｗwat 及びＷfat となるようにｘコイル３ｘ…３
ｘ、ｙコイル３ｙ…３ｙ、ｚコイル３ｚ，３ｚに供給す
る各オフセット値がＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の１次最適シミン
グ値Ｇxn，Ｇyn，Ｇznとして決定され、記憶される。
【００２３】さらに、ステップＳ５にて、水の共鳴曲線
Ｃwat の中心周波数ｆ0 をＲＦパルスの中心周波数とし
て求め、この中心周波数ｆ0 から３．５ppm だけ低周波
数にある脂肪の中心周波数をも推定する。
Ｃwat の中心周波数ｆ0 をＲＦパルスの中心周波数とし
て求め、この中心周波数ｆ0 から３．５ppm だけ低周波
数にある脂肪の中心周波数をも推定する。
【００２４】次いでステップＳ６では、指定した複数の
スライス面全てについて１次シミングを行ったか否かが
判断され、例えば図３（ａ）に示すように３つのスライ
ス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2の指定であれば、この３ス
ライス面全てについて上述したステップＳ２〜Ｓ４の処
理が実行される。
スライス面全てについて１次シミングを行ったか否かが
判断され、例えば図３（ａ）に示すように３つのスライ
ス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2の指定であれば、この３ス
ライス面全てについて上述したステップＳ２〜Ｓ４の処
理が実行される。
【００２５】なお、上述の処理では、シングルスライス
法により数回に渡りシミングを実施するようにしたが、
マルチスライス法により一度に複数の任意スライス面を
シミングするように処理してもよい。
法により数回に渡りシミングを実施するようにしたが、
マルチスライス法により一度に複数の任意スライス面を
シミングするように処理してもよい。
【００２６】コントローラ６は次いでステップＳ７に処
理を移動させる。ステップＳ７では、所望の３次元撮像
領域ＢＲ（図３（ｂ）参照）の残りスライス面の１次最
適シミング値を推定演算する。具体的には、上述のよう
に求めた１次最適シミング値（図３の例では、中心及び
端部の３つのスライス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2それぞ
れの１次最適シミング値）に基づいて１次又は高次のカ
ーブフィッティングにより推定演算する。
理を移動させる。ステップＳ７では、所望の３次元撮像
領域ＢＲ（図３（ｂ）参照）の残りスライス面の１次最
適シミング値を推定演算する。具体的には、上述のよう
に求めた１次最適シミング値（図３の例では、中心及び
端部の３つのスライス面Ｓcen ，Ｓedg1，Ｓedg2それぞ
れの１次最適シミング値）に基づいて１次又は高次のカ
ーブフィッティングにより推定演算する。
【００２７】これが済むと、ステップＳ８で、残りのス
ライス面の脂肪の共鳴曲線Ｃfat のの中心周波数を、同
じくカーブフィッティングにより推定演算する。
ライス面の脂肪の共鳴曲線Ｃfat のの中心周波数を、同
じくカーブフィッティングにより推定演算する。
【００２８】このように準備が済むと、コントローラ６
はステップＳ９に移行し、画像データ収集をシーケンサ
５及び演算ユニット１０に指令する。このとき、コント
ローラ６は上記ステップＳ４及びＳ７で求めた各スライ
ス面の１次最適シミング値を内部メモリから読み出し、
また上記ステップＳ５及びＳ８で求めた脂肪の共鳴曲線
の中心周波数を読み出し、これらを撮像条件などの情報
と共に傾斜磁場シーケンサ５ａ、ＲＦシーケンサ５ｂに
与える（図２ステップＳ９ａ）。
はステップＳ９に移行し、画像データ収集をシーケンサ
５及び演算ユニット１０に指令する。このとき、コント
ローラ６は上記ステップＳ４及びＳ７で求めた各スライ
ス面の１次最適シミング値を内部メモリから読み出し、
また上記ステップＳ５及びＳ８で求めた脂肪の共鳴曲線
の中心周波数を読み出し、これらを撮像条件などの情報
と共に傾斜磁場シーケンサ５ａ、ＲＦシーケンサ５ｂに
与える（図２ステップＳ９ａ）。
【００２９】この結果、指定した３次元撮像領域ＢＲが
例えばマルチスライス法により撮像される。この撮像は
例えば図５に示すように、脂肪抑制パルスＰfat をプリ
パルスとして用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selec
tive）法に拠る撮像シーケンス（ＳＥ法）により行われ
る。
例えばマルチスライス法により撮像される。この撮像は
例えば図５に示すように、脂肪抑制パルスＰfat をプリ
パルスとして用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selec
tive）法に拠る撮像シーケンス（ＳＥ法）により行われ
る。
【００３０】同図から分かるように、傾斜磁場シーケン
サ５ａは、マルチスライス撮像における各スライス面の
１エンコード毎に、与えられた１次最適シミング値Ｇx
n，Ｇyn，Ｇznをオフセット量として印加している。こ
のオフセット量の印加により、撮像する各スライス面の
磁場均一性は図６に示すように全部のスライス面におい
て、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat ，Ｃfat が良好に分離さ
れるレベルの静磁場均一性を保持でき、かつ、脂肪抑制
パルスＰfat の励起周波数範囲はその中心周波数情報に
基づいてスライス面毎に調整されるので、脂肪の共鳴曲
線Ｃfat に的確に一致する。
サ５ａは、マルチスライス撮像における各スライス面の
１エンコード毎に、与えられた１次最適シミング値Ｇx
n，Ｇyn，Ｇznをオフセット量として印加している。こ
のオフセット量の印加により、撮像する各スライス面の
磁場均一性は図６に示すように全部のスライス面におい
て、水、脂肪の共鳴曲線Ｃwat ，Ｃfat が良好に分離さ
れるレベルの静磁場均一性を保持でき、かつ、脂肪抑制
パルスＰfat の励起周波数範囲はその中心周波数情報に
基づいてスライス面毎に調整されるので、脂肪の共鳴曲
線Ｃfat に的確に一致する。
【００３１】この結果、実際の１次シミングを行うのは
最初の複数枚のスライス面だけであるが、残りのスライ
ス面のシミング値を実測値から良好に推定することで、
実際の１次シミングを３次元撮像領域全体にわたって実
行したのとほぼ等価な磁場均一状態を達成でき、結果的
に、広い３次元領域にわたって水、脂肪を確実に分離で
きる。
最初の複数枚のスライス面だけであるが、残りのスライ
ス面のシミング値を実測値から良好に推定することで、
実際の１次シミングを３次元撮像領域全体にわたって実
行したのとほぼ等価な磁場均一状態を達成でき、結果的
に、広い３次元領域にわたって水、脂肪を確実に分離で
きる。
【００３２】これにより、各スライス面で脂肪抑制パル
スに拠る脂肪抑制効果が十分に且つ安定して発揮され、
脂肪によるアーチファクトの無い高画質の複数枚のマル
チスライス画像を得ることができる。実際に行うシミン
グは１次であるから、シミングも簡単で、とくに専用の
シミングコイルを設置しなくてもよく、傾斜磁場コイル
を兼用して容易に実施できる。
スに拠る脂肪抑制効果が十分に且つ安定して発揮され、
脂肪によるアーチファクトの無い高画質の複数枚のマル
チスライス画像を得ることができる。実際に行うシミン
グは１次であるから、シミングも簡単で、とくに専用の
シミングコイルを設置しなくてもよく、傾斜磁場コイル
を兼用して容易に実施できる。
【００３３】なお、上記実施形態では最初に１次最適シ
ミング値を計測する複数のスライス面として３枚を例示
したが、本発明は必ずしもこれに限定されるものではな
く、残りのスライス面の１次最適シミング値を推定演算
できるスライス位置であれば、中心スライスと一方の端
部のスライス面との組み合わせなど、最低２枚の計測で
あってもよい。
ミング値を計測する複数のスライス面として３枚を例示
したが、本発明は必ずしもこれに限定されるものではな
く、残りのスライス面の１次最適シミング値を推定演算
できるスライス位置であれば、中心スライスと一方の端
部のスライス面との組み合わせなど、最低２枚の計測で
あってもよい。
【００３４】さらに、上述した実施形態ではＣＨＥＳＳ
法をＳＥ法で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法や
ＦＥ法であっても同様に実施できる。また、脂肪抑制シ
ーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制パルス
は、バイノミアルパルスであってもよいし、シンク関
数、ガウシャン関数などであってもよい。
法をＳＥ法で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法や
ＦＥ法であっても同様に実施できる。また、脂肪抑制シ
ーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制パルス
は、バイノミアルパルスであってもよいし、シンク関
数、ガウシャン関数などであってもよい。
【００３５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るＭＲ
イメージング方法及びＭＲＩ装置によれば、被検体の診
断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライス面
の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミングを
実行して最適シミング値を各別に求め、この２以上の任
意スライス面の最適シミング値に基づいて３次元撮像領
域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値を推定
し、この全部のスライス面に対して最適シミング値を用
いてスライス面毎にＭＲ撮像を行うので、３次元の撮影
領域全体を脂肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを
使って簡単に磁場均一化でき、その領域全体にわたって
良好な脂肪抑制効果を得ることができる。
イメージング方法及びＭＲＩ装置によれば、被検体の診
断部位を含む３次元撮像領域を形成する複数スライス面
の内の２以上の任意スライス面に対して１次シミングを
実行して最適シミング値を各別に求め、この２以上の任
意スライス面の最適シミング値に基づいて３次元撮像領
域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値を推定
し、この全部のスライス面に対して最適シミング値を用
いてスライス面毎にＭＲ撮像を行うので、３次元の撮影
領域全体を脂肪抑制可能なレベルまで１次のシミングを
使って簡単に磁場均一化でき、その領域全体にわたって
良好な脂肪抑制効果を得ることができる。
【図１】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を
示すブロック図。
示すブロック図。
【図２】実施形態に係るコントローラの処理の一例を示
すフローチャート。
すフローチャート。
【図３】３次元撮像領域における実際のシミング・スラ
イス面と残りのスライス面との関係を説明する図。
イス面と残りのスライス面との関係を説明する図。
【図４】シミング処理の概要を説明する波形図。
【図５】一実施形態に係る撮像用の一例を示すパルスシ
ーケンス。
ーケンス。
【図６】同実施形態の脂肪抑制効果を説明する図。
【図７】従来の脂肪抑制の不具合を説明する図。
１ 磁石 ２ 静磁場電源 ３ 傾斜磁場コイルユニット ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ コントローラ ７ ＲＦコイル ８Ｔ 送信機 ８Ｒ 受信機 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット
Claims (6)
- 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を
得るＭＲイメージング方法において、 前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する
複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して
１次シミングを実行して最適シミング値を各別に求め、
この２以上の任意スライス面の最適シミング値に基づい
て前記３次元撮像領域の残りのスライス面それぞれの最
適シミング値を推定し、この全部のスライス面に対して
最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ撮像を行う
ことを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項２】 前記残りのスライス面それぞれの最適シ
ミング値の推定は、前記２以上の任意スライス面の最適
シミング値に基づいてカーブフィッティングの技法によ
り求める請求項１記載のＭＲイメージング方法。 - 【請求項３】 前記１次シミングは、前記静磁場に重畳
する傾斜磁場のオフセット値を変えて行う請求項１記載
のＭＲイメージング方法。 - 【請求項４】 前記２以上の任意スライス面には、前記
３次元撮像領域の所定方向における中心位置のスライス
面と、この３次元撮像領域の前記所定方向における端部
のスライス面とが含まれる請求項１記載のＭＲイメージ
ング方法。 - 【請求項５】 静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を
得るＭＲイメージング方法において、 前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する
複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して
１次シミングを実行して最適シミング値及びスペクトル
の周波数軸上のずれ情報を各別に求め、この２以上の任
意スライス面の最適シミング値に基づいて前記３次元撮
像領域の残りのスライス面それぞれの最適シミング値及
びスペクトルの周波数軸上のずれ情報を推定し、この全
部のスライス面に対して最適シミング値及びスペクトル
の周波数軸上のずれ情報を用いてスライス面毎にＭＲ撮
像を行うことを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項６】 静磁場中に置かれた被検体のＭＲ画像を
得るＭＲＩ装置において、 前記被検体の診断部位を含む３次元撮像領域を形成する
複数スライス面の内の２以上の任意スライス面に対して
１次シミングを実行して最適シミング値を各別に求める
手段と、この２以上の任意スライス面の最適シミング値
に基づいて前記３次元撮像領域の残りのスライス面それ
ぞれの最適シミング値を推定する手段と、この全部のス
ライス面の最適シミング値を用いてスライス面毎にＭＲ
撮像を行う手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32466095A JP3679847B2 (ja) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32466095A JP3679847B2 (ja) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09164124A true JPH09164124A (ja) | 1997-06-24 |
| JP3679847B2 JP3679847B2 (ja) | 2005-08-03 |
Family
ID=18168311
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32466095A Expired - Lifetime JP3679847B2 (ja) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3679847B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001037738A (ja) * | 1999-07-06 | 2001-02-13 | Siemens Ag | 磁気共鳴画像内のアーティファクトの補正方法 |
| JP2009095656A (ja) * | 2007-09-27 | 2009-05-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1995
- 1995-12-13 JP JP32466095A patent/JP3679847B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001037738A (ja) * | 1999-07-06 | 2001-02-13 | Siemens Ag | 磁気共鳴画像内のアーティファクトの補正方法 |
| JP2009095656A (ja) * | 2007-09-27 | 2009-05-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3679847B2 (ja) | 2005-08-03 |
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