JPH09248285A - 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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- JPH09248285A JPH09248285A JP8057579A JP5757996A JPH09248285A JP H09248285 A JPH09248285 A JP H09248285A JP 8057579 A JP8057579 A JP 8057579A JP 5757996 A JP5757996 A JP 5757996A JP H09248285 A JPH09248285 A JP H09248285A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】傾斜磁場の印加時に傾斜磁場コイルのユニット
に作用する電磁力自体を極力低減し、騒音発生を減ら
す。 【解決手段】静磁場中に置かれた被検体に、同一波形で
連続する複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパルス
シーケンスに従って磁場を印加しながら、被検体からＭ
Ｒ信号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被検体の
磁気共鳴に関する情報を得る。このパルスシーケンスは
例えばＥＰＩ法によるパルスシーケンスであり、複数周
期の傾斜磁場パルスは例えばその読出し方向のパルス列
である。この複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくと
も１カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期
分の半分の位相差を設定し、傾斜磁場パルスの印加に因
る電磁力を相殺又は減少させる。
に作用する電磁力自体を極力低減し、騒音発生を減ら
す。 【解決手段】静磁場中に置かれた被検体に、同一波形で
連続する複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパルス
シーケンスに従って磁場を印加しながら、被検体からＭ
Ｒ信号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被検体の
磁気共鳴に関する情報を得る。このパルスシーケンスは
例えばＥＰＩ法によるパルスシーケンスであり、複数周
期の傾斜磁場パルスは例えばその読出し方向のパルス列
である。この複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくと
も１カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期
分の半分の位相差を設定し、傾斜磁場パルスの印加に因
る電磁力を相殺又は減少させる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、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、ＭＲ（磁気共鳴）信号を収
集するときの傾斜磁場に因る騒音の発生問題を改善した
ＭＲイメージング方法及びＭＲＩ装置に関する。
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、ＭＲ（磁気共鳴）信号を収
集するときの傾斜磁場に因る騒音の発生問題を改善した
ＭＲイメージング方法及びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は一般に、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
であり、ＭＲ信号の被検体内における位置を特定するた
めに、通常、傾斜磁場パルスが静磁場に重畳される。こ
の傾斜磁場は、通常、ガントリの磁石部に取り付けた傾
斜磁場コイルにパルス電流を供給することで作られる。
傾斜磁場コイルは多くの場合、ｘコイル，ｙコイル、ｚ
コイルと呼ばれる３種類のコイルを夫々対にして備え
る。
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
であり、ＭＲ信号の被検体内における位置を特定するた
めに、通常、傾斜磁場パルスが静磁場に重畳される。こ
の傾斜磁場は、通常、ガントリの磁石部に取り付けた傾
斜磁場コイルにパルス電流を供給することで作られる。
傾斜磁場コイルは多くの場合、ｘコイル，ｙコイル、ｚ
コイルと呼ばれる３種類のコイルを夫々対にして備え
る。
【０００３】傾斜磁場パルスは、静磁場方向（通常、ｚ
軸方向）と同じ向きでかつ各座標軸方向で磁場強度が線
形に変化するパルスであり、静磁場中で傾斜磁場電源か
らのパルス電流をｘコイル，ｙコイル、及びｚコイルの
各対に流すことにより形成されるから、各コイルには電
磁力（ローレンツ力）が作用する。ｘコイル，ｙコイ
ル、及びｚコイル夫々の対には互いに逆向きの電流を流
すので、傾斜磁場コイルのユニット自体に電磁力に起因
した撓みなどの力が作用し、騒音を発生する。この騒音
は傾斜磁場電源から傾斜磁場コイルに供給する電流、す
なわち傾斜磁場強度に比例する。
軸方向）と同じ向きでかつ各座標軸方向で磁場強度が線
形に変化するパルスであり、静磁場中で傾斜磁場電源か
らのパルス電流をｘコイル，ｙコイル、及びｚコイルの
各対に流すことにより形成されるから、各コイルには電
磁力（ローレンツ力）が作用する。ｘコイル，ｙコイ
ル、及びｚコイル夫々の対には互いに逆向きの電流を流
すので、傾斜磁場コイルのユニット自体に電磁力に起因
した撓みなどの力が作用し、騒音を発生する。この騒音
は傾斜磁場電源から傾斜磁場コイルに供給する電流、す
なわち傾斜磁場強度に比例する。
【０００４】従来、傾斜磁場コイルのユニットの外周部
に吸音材を巻き付けたり、静磁場発生用の磁石とガント
リカバーとの間に吸音材を挿入したりして、騒音が外部
に漏れるのを防止する対策が講じられていた。
に吸音材を巻き付けたり、静磁場発生用の磁石とガント
リカバーとの間に吸音材を挿入したりして、騒音が外部
に漏れるのを防止する対策が講じられていた。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】近年の磁気共鳴イメー
ジングでは周知のように、撮像の高速化及びリアルタイ
ム性の追及に一段と拍車が掛かっており、そのための一
つの方法として、傾斜磁場の強度を益々上げる傾向にあ
る。
ジングでは周知のように、撮像の高速化及びリアルタイ
ム性の追及に一段と拍車が掛かっており、そのための一
つの方法として、傾斜磁場の強度を益々上げる傾向にあ
る。
【０００６】このため、前述した傾斜磁場コイルのユニ
ットから発生する騒音も上がり、吸音材を巻き付けるな
どの防御策では騒音除去に追い付けず、外部に漏れてく
る騒音が大きく、騒音規定を満足させることが困難又は
困難になりつつある。（ＩＥＣの騒音規定では、騒音は
９９ｄＢＡ以下であることが要求されている）当然に、
ガントリの筒状診断空間に挿入されている患者も、その
ような高い騒音に因って不快感を覚え、診断に支障を生
じることもあり得る。
ットから発生する騒音も上がり、吸音材を巻き付けるな
どの防御策では騒音除去に追い付けず、外部に漏れてく
る騒音が大きく、騒音規定を満足させることが困難又は
困難になりつつある。（ＩＥＣの騒音規定では、騒音は
９９ｄＢＡ以下であることが要求されている）当然に、
ガントリの筒状診断空間に挿入されている患者も、その
ような高い騒音に因って不快感を覚え、診断に支障を生
じることもあり得る。
【０００７】この発明は、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、傾斜磁場の印加時に傾斜
磁場コイルのユニットに発生する電磁力自体を極力低減
し、騒音発生を減らすことができるＭＲイメージング方
法及びＭＲＩ装置を提供することを、目的とする。とく
に、傾斜磁場強度を上げた場合でも、かかる騒音を減ら
すことが最大の目的である。
都合に鑑みてなされたもので、傾斜磁場の印加時に傾斜
磁場コイルのユニットに発生する電磁力自体を極力低減
し、騒音発生を減らすことができるＭＲイメージング方
法及びＭＲＩ装置を提供することを、目的とする。とく
に、傾斜磁場強度を上げた場合でも、かかる騒音を減ら
すことが最大の目的である。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検
体に、同一波形で連続する複数周期の傾斜磁場パルスの
印加を含むパルスシーケンスに従って磁場を印加しなが
ら、前記被検体からＭＲ信号を収集し、そのＭＲ信号に
基づいて前記被検体の磁気共鳴に関する情報を得る装置
であり、前記複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくと
も１カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期
分の半分の位相差を設定したことを特徴とする。
め、この発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検
体に、同一波形で連続する複数周期の傾斜磁場パルスの
印加を含むパルスシーケンスに従って磁場を印加しなが
ら、前記被検体からＭＲ信号を収集し、そのＭＲ信号に
基づいて前記被検体の磁気共鳴に関する情報を得る装置
であり、前記複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくと
も１カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期
分の半分の位相差を設定したことを特徴とする。
【０００９】例えば、前記パルスシーケンスは、エコー
プラナーイメージング（ＥＰＩ）法に従うシーケンスで
あり、前記複数周期の傾斜磁場パルスはリード方向の傾
斜磁場パルスである。前記位相差は、一つの側面とし
て、前記リード方向の複数周期の傾斜磁場パルスの各パ
ルス間全てに設けてある。前記位相差は、別の側面とし
て、前記リード方向の複数周期の傾斜磁場パルスの、時
間的に早い方からカウントして奇数番目と偶数番目のパ
ルス間に設けてある。
プラナーイメージング（ＥＰＩ）法に従うシーケンスで
あり、前記複数周期の傾斜磁場パルスはリード方向の傾
斜磁場パルスである。前記位相差は、一つの側面とし
て、前記リード方向の複数周期の傾斜磁場パルスの各パ
ルス間全てに設けてある。前記位相差は、別の側面とし
て、前記リード方向の複数周期の傾斜磁場パルスの、時
間的に早い方からカウントして奇数番目と偶数番目のパ
ルス間に設けてある。
【００１０】また、この発明のＭＲイメージング方法
は、静磁場中に置かれた被検体に、同一波形で連続する
複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケン
スに従って磁場を印加しながら、前記被検体からＭＲ信
号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被検体の磁気
共鳴に関する情報を得る方法で、前記複数周期の傾斜磁
場パルスの内の少なくとも１カ所のパルス相互間に、こ
の傾斜磁場パルス１周期分の半分の位相差を設定したこ
とを特徴とする。
は、静磁場中に置かれた被検体に、同一波形で連続する
複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパルスシーケン
スに従って磁場を印加しながら、前記被検体からＭＲ信
号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被検体の磁気
共鳴に関する情報を得る方法で、前記複数周期の傾斜磁
場パルスの内の少なくとも１カ所のパルス相互間に、こ
の傾斜磁場パルス１周期分の半分の位相差を設定したこ
とを特徴とする。
【００１１】
【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５を参照して説明する。
態を図１〜図５を参照して説明する。
【００１２】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。
【００１３】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。なお、こ
の磁石部には１次のシミング用のシムコイル１４が設け
られている。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。なお、こ
の磁石部には１次のシミング用のシムコイル１４が設け
られている。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。
【００１４】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ＥＰ
Ｉ（超高速）法などに係るデータ収集用のパルスシーケ
ンスの指令信号を受ける。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ード用傾斜磁場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ＥＰ
Ｉ（超高速）法などに係るデータ収集用のパルスシーケ
ンスの指令信号を受ける。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ード用傾斜磁場ＧE と
する。
【００１５】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高周波コイル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電流パルスを高周波
コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭ
Ｒ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高周波コイル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電流パルスを高周波
コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭ
Ｒ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。
【００１６】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、画像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１２と、入力器１３と
を備えている。演算ユニット１０は、具体的には、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。
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、画像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１２と、入力器１３と
を備えている。演算ユニット１０は、具体的には、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。
【００１７】次に、この実施例の動作を説明する。
【００１８】この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、それにより傾斜
磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂに例えば図
２に示すエコープラナーイメージング（ＥＰＩ：超高
速）法のパルスシーケンス開始を指令する。傾斜磁場シ
ーケンサ５ａは、同図のシーケンスに基づいてスライス
用傾斜磁場ＧS 、読出し用傾斜磁場ＧR 、及び位相エン
コード用傾斜磁場ＧE を制御する。これと並行して、Ｒ
Ｆシーケンサ５ｂは、被検体Ｐに９０゜ＲＦパルス及び
１８０゜ＲＦパルスを印加させる。
ラ６は所定メインプログラムを実行し、それにより傾斜
磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂに例えば図
２に示すエコープラナーイメージング（ＥＰＩ：超高
速）法のパルスシーケンス開始を指令する。傾斜磁場シ
ーケンサ５ａは、同図のシーケンスに基づいてスライス
用傾斜磁場ＧS 、読出し用傾斜磁場ＧR 、及び位相エン
コード用傾斜磁場ＧE を制御する。これと並行して、Ｒ
Ｆシーケンサ５ｂは、被検体Ｐに９０゜ＲＦパルス及び
１８０゜ＲＦパルスを印加させる。
【００１９】つまり、最初に、スライス用傾斜磁場ＧS
が傾斜磁場電源４からｚコイル３ｚ、３ｚを介して印加
され、この傾斜磁場ＧS が一定値まで立上がった時点で
送信機８Ｔ及び高周波コイル７を介して９０゜ＲＦパル
スが印加される。これにより、被検体の所定スライス幅
の領域が選択されるとともに、その面内の原子核スピン
が周波数選択的に励起され、ｙ´軸（回転座標）までフ
リップする。
が傾斜磁場電源４からｚコイル３ｚ、３ｚを介して印加
され、この傾斜磁場ＧS が一定値まで立上がった時点で
送信機８Ｔ及び高周波コイル７を介して９０゜ＲＦパル
スが印加される。これにより、被検体の所定スライス幅
の領域が選択されるとともに、その面内の原子核スピン
が周波数選択的に励起され、ｙ´軸（回転座標）までフ
リップする。
【００２０】次いで、スライス用傾斜磁場ＧS が極性反
転され、さらに読出し用傾斜磁場ＧR がｘコイル３ｘ、
３ｘを介して印加される。これはスライス面内の読出し
用傾斜磁場ＧR 方向に並んだスピンの位相が各エコーの
中心時刻においてそろうようにするための印加である。
転され、さらに読出し用傾斜磁場ＧR がｘコイル３ｘ、
３ｘを介して印加される。これはスライス面内の読出し
用傾斜磁場ＧR 方向に並んだスピンの位相が各エコーの
中心時刻においてそろうようにするための印加である。
【００２１】次いで、スライス用傾斜磁場ＧS とともに
１８０゜ＲＦパルスが印加される。このため、原子核ス
ピンが１８０度、ｙ´軸の回りに回転する。つまり、原
子核スピンの位相が反転する。
１８０゜ＲＦパルスが印加される。このため、原子核ス
ピンが１８０度、ｙ´軸の回りに回転する。つまり、原
子核スピンの位相が反転する。
【００２２】次いで、上記位相反転に因るエコー信号を
収集するため、エコー時間ＴＥが時間的中心となる所定
時刻に達すると、読出し用傾斜磁場ＧR がｘコイル３
ｘ、３ｘを介して印加開始される。この読出し用傾斜磁
場ＧR はその後、複数回、極性反転されるが、マイナス
側からプラス側への極性反転後の１周期（３６０°）が
経過すると、この１周期の半周期に相当する１８０°の
休止時間が設定されている。
収集するため、エコー時間ＴＥが時間的中心となる所定
時刻に達すると、読出し用傾斜磁場ＧR がｘコイル３
ｘ、３ｘを介して印加開始される。この読出し用傾斜磁
場ＧR はその後、複数回、極性反転されるが、マイナス
側からプラス側への極性反転後の１周期（３６０°）が
経過すると、この１周期の半周期に相当する１８０°の
休止時間が設定されている。
【００２３】図２のＥＰＩ法の場合、読出し用傾斜磁場
ＧR のパルスがマイナス方向からプラスに反転して１周
期Ｔ１が終わると、半周期分の休止時間Ｒ１が在り、そ
の後、再びマイナス方向からプラスに反転する同一波形
の別の１周期Ｔ２が続く。この周期Ｔ２と次の周期Ｔ３
との間にも半周期分の休止時間Ｒ２が設定されている。
これにより、同一波形で連続する読出し用傾斜磁場ＧR
のパルス群において１周期相当の各パルスと続く１周期
相当の各パルスとの間に、１８０°の位相差が設定され
る。
ＧR のパルスがマイナス方向からプラスに反転して１周
期Ｔ１が終わると、半周期分の休止時間Ｒ１が在り、そ
の後、再びマイナス方向からプラスに反転する同一波形
の別の１周期Ｔ２が続く。この周期Ｔ２と次の周期Ｔ３
との間にも半周期分の休止時間Ｒ２が設定されている。
これにより、同一波形で連続する読出し用傾斜磁場ＧR
のパルス群において１周期相当の各パルスと続く１周期
相当の各パルスとの間に、１８０°の位相差が設定され
る。
【００２４】この読出し用傾斜磁場ＧR の連続印加に並
行し、その極性反転毎に、図３に示すｋ空間上の位相エ
ンコード方向ｋｅのデータ配置位置を１ラインずらすた
めの位相エンコード用傾斜磁場ＧE がｙコイル３ｙ，３
ｙを介して印加される。
行し、その極性反転毎に、図３に示すｋ空間上の位相エ
ンコード方向ｋｅのデータ配置位置を１ラインずらすた
めの位相エンコード用傾斜磁場ＧE がｙコイル３ｙ，３
ｙを介して印加される。
【００２５】そして、読出し用傾斜磁場ＧR の反転の度
にエコー信号が生じる。このエコー信号は高周波コイル
７を通して順次収集されて受信機８Ｒに送られる。受信
機８Ｒはエコー信号に増幅、中間周波変換、位相検波、
低周波増幅などの処理を施し、さらにＡ／Ｄ変換してエ
コーデータに生成する。このエコーデータは演算ユニッ
ト１０に送られ、ｋ空間に対応したメモリ領域にデータ
が配置される。このＥＰＩ法に拠るデータ収集パルスシ
ーケンスによって、図３に示すように１ショットでｋ空
間への２次元のデータ充填が完了する。ｋ空間のエコー
データは演算ユニット１０により２次元フーリエ変換に
より実空間の画像データに再構成される。この画像デー
タは記憶ユニット１３に記憶されるとともに、必要に応
じて表示器１４にＭＲ画像として表示される。
にエコー信号が生じる。このエコー信号は高周波コイル
７を通して順次収集されて受信機８Ｒに送られる。受信
機８Ｒはエコー信号に増幅、中間周波変換、位相検波、
低周波増幅などの処理を施し、さらにＡ／Ｄ変換してエ
コーデータに生成する。このエコーデータは演算ユニッ
ト１０に送られ、ｋ空間に対応したメモリ領域にデータ
が配置される。このＥＰＩ法に拠るデータ収集パルスシ
ーケンスによって、図３に示すように１ショットでｋ空
間への２次元のデータ充填が完了する。ｋ空間のエコー
データは演算ユニット１０により２次元フーリエ変換に
より実空間の画像データに再構成される。この画像デー
タは記憶ユニット１３に記憶されるとともに、必要に応
じて表示器１４にＭＲ画像として表示される。
【００２６】このように本実施形態では、ＥＰＩ法によ
って高速にＭＲ画像が再構成される。また、読出し用傾
斜磁場ＧR のパルス（極性反転した１周期のパルス）間
に１８０°の位相差を設けているため、傾斜磁場コイル
ユニット３から発生する騒音を低下させることができ
る。つまり、傾斜磁場コイルの振動の基本モードは、ほ
とんどそのコイルに流れる電流波形で決定されるから、
図４に示すように、傾斜磁場コイルユニット３から発生
する最初の１周期Ｔ１の読出し用傾斜磁場ＧR パルスの
電磁力に因るユニット３の機械的振動をＶ１とし、その
次の１周期Ｔ２の読出し用傾斜磁場ＧR パルスに因るそ
れをＶ２とすると、両方の信号Ｖ１，Ｖ２には１８０°
の時間的位相差が在るので、それらの振動Ｖ１，Ｖ２の
大半は互いに相殺される。この振動Ｖ１，Ｖ２の相殺後
においても依然として振動が残っている場合、さらに引
き続く第３番目の位相差１８０°の振動Ｖ３（図示せ
ず）によって的確に相殺されていく。本実施形態の場
合、１８０°の位相差は１周期（３６０°）のパルス毎
に設定されているから、上記相殺効果は１周期のパルス
毎に発揮される。
って高速にＭＲ画像が再構成される。また、読出し用傾
斜磁場ＧR のパルス（極性反転した１周期のパルス）間
に１８０°の位相差を設けているため、傾斜磁場コイル
ユニット３から発生する騒音を低下させることができ
る。つまり、傾斜磁場コイルの振動の基本モードは、ほ
とんどそのコイルに流れる電流波形で決定されるから、
図４に示すように、傾斜磁場コイルユニット３から発生
する最初の１周期Ｔ１の読出し用傾斜磁場ＧR パルスの
電磁力に因るユニット３の機械的振動をＶ１とし、その
次の１周期Ｔ２の読出し用傾斜磁場ＧR パルスに因るそ
れをＶ２とすると、両方の信号Ｖ１，Ｖ２には１８０°
の時間的位相差が在るので、それらの振動Ｖ１，Ｖ２の
大半は互いに相殺される。この振動Ｖ１，Ｖ２の相殺後
においても依然として振動が残っている場合、さらに引
き続く第３番目の位相差１８０°の振動Ｖ３（図示せ
ず）によって的確に相殺されていく。本実施形態の場
合、１８０°の位相差は１周期（３６０°）のパルス毎
に設定されているから、上記相殺効果は１周期のパルス
毎に発揮される。
【００２７】したがって、従来のＥＰＩ法に係る読出し
用傾斜磁場ＧR のように、１周期（３６０°）のパルス
Ｔ１，Ｔ２，…を単に連続させるパルスシーケンス（図
５参照）に比べ、読出し用傾斜磁場ＧR に因ってコイル
ユニット３に加わる機械的撓みに起因した騒音自体が著
しく低減する。ＥＰＩ法の場合の騒音発生の主要原因を
成すのはこの読出し用傾斜磁場ＧR であるから、傾斜磁
場コイルユニット３全体から発生する騒音も著しく低減
し、外部への漏れ音も激減し、静音性に優れたものとな
る。このため、診断時に騒音に起因して患者に与える不
快感も大幅に緩和され、検査の容易化に貢献可能とな
る。また、従来採用していた遮音のための吸音材などの
装備も不要又は減らすことができるから、ガントリの小
形化にも寄与可能となる。勿論、そのような吸音材の装
備と、読出し用傾斜磁場ＧR のパルス列への１８０°の
位相差設定とを並行して実施し、騒音低減を一層確実な
らしめる構成を採用することもできる。
用傾斜磁場ＧR のように、１周期（３６０°）のパルス
Ｔ１，Ｔ２，…を単に連続させるパルスシーケンス（図
５参照）に比べ、読出し用傾斜磁場ＧR に因ってコイル
ユニット３に加わる機械的撓みに起因した騒音自体が著
しく低減する。ＥＰＩ法の場合の騒音発生の主要原因を
成すのはこの読出し用傾斜磁場ＧR であるから、傾斜磁
場コイルユニット３全体から発生する騒音も著しく低減
し、外部への漏れ音も激減し、静音性に優れたものとな
る。このため、診断時に騒音に起因して患者に与える不
快感も大幅に緩和され、検査の容易化に貢献可能とな
る。また、従来採用していた遮音のための吸音材などの
装備も不要又は減らすことができるから、ガントリの小
形化にも寄与可能となる。勿論、そのような吸音材の装
備と、読出し用傾斜磁場ＧR のパルス列への１８０°の
位相差設定とを並行して実施し、騒音低減を一層確実な
らしめる構成を採用することもできる。
【００２８】さらに、本実施形態において騒音レベルを
一定限度の許容値に抑えれば済む場合、この許容値を越
えない限り、発生騒音のレベルが下がった分、読出し用
傾斜磁場ＧR の強度を上げることも可能になり、撮像の
高速化、リアルタイム性をより向上させることもでき
る。
一定限度の許容値に抑えれば済む場合、この許容値を越
えない限り、発生騒音のレベルが下がった分、読出し用
傾斜磁場ＧR の強度を上げることも可能になり、撮像の
高速化、リアルタイム性をより向上させることもでき
る。
【００２９】なお、上記実施形態では読出し用傾斜磁場
ＧR のように、１周期（３６０°）のパルスＴ１，Ｔ
２，…の間全てに１８０°の位相差を設けるパルス列と
したが、本発明は必ずしもそのようなパルス列に限定さ
れるものではない。かかる１８０度の位相差が、同一波
形が連続するパルス列の中で理論的には１つ設定されて
いるだけでも、これに相当する振動相殺効果が在り、騒
音も小さくなる。また、この実施形態の好適な実施例の
一つして図６に示すパルス列を挙げることができる。同
図のパルス列に係る読出し用傾斜磁場ＧR （ＥＰＩ法）
では、奇数番目（Ｔ１，Ｔ３，…）と偶数番目（Ｔ２，
Ｔ４，…）の１周期パルスの間に１８０°の位相差（休
止期間Ｒ１，…）が設定されている。つまり、図２のも
のに比べて１８０°の位相差が１周期パルス置きに設定
されている。これによっても、奇数番目の１周期パルス
に因る振動と偶数番目のそれによる振動とが相殺し合う
または減らし合う効果が得られ、発生騒音自体を良好に
減少させると共に、位相差１８０°を実現する休止時間
を減らす分、撮像の高速化に寄与するという効果もあ
る。
ＧR のように、１周期（３６０°）のパルスＴ１，Ｔ
２，…の間全てに１８０°の位相差を設けるパルス列と
したが、本発明は必ずしもそのようなパルス列に限定さ
れるものではない。かかる１８０度の位相差が、同一波
形が連続するパルス列の中で理論的には１つ設定されて
いるだけでも、これに相当する振動相殺効果が在り、騒
音も小さくなる。また、この実施形態の好適な実施例の
一つして図６に示すパルス列を挙げることができる。同
図のパルス列に係る読出し用傾斜磁場ＧR （ＥＰＩ法）
では、奇数番目（Ｔ１，Ｔ３，…）と偶数番目（Ｔ２，
Ｔ４，…）の１周期パルスの間に１８０°の位相差（休
止期間Ｒ１，…）が設定されている。つまり、図２のも
のに比べて１８０°の位相差が１周期パルス置きに設定
されている。これによっても、奇数番目の１周期パルス
に因る振動と偶数番目のそれによる振動とが相殺し合う
または減らし合う効果が得られ、発生騒音自体を良好に
減少させると共に、位相差１８０°を実現する休止時間
を減らす分、撮像の高速化に寄与するという効果もあ
る。
【００３０】また、本発明を適用するパルス列は必ずし
も図２、６に示したように１周期（３６０°）のパルス
中の極性反転が連続して行われるものである必要はな
く、図７に示すように、１周期のパルス中で、例えばマ
イナス極性からプラス極性に反転させる途中に時間差Δ
Ｔを設ける形式のパルス列であってもよい。
も図２、６に示したように１周期（３６０°）のパルス
中の極性反転が連続して行われるものである必要はな
く、図７に示すように、１周期のパルス中で、例えばマ
イナス極性からプラス極性に反転させる途中に時間差Δ
Ｔを設ける形式のパルス列であってもよい。
【００３１】さらに、本発明に係る１８０°の位相差設
定の手法は、ＥＰＩ法における読出し用傾斜磁場のパル
ス列に限らず、ＲＡＲＥ（高速ＳＥ）法における位相エ
ンコード方向のパルス列やＧＲＡＳＥ（Gradient and S
pin Echo）法における読出し方向のパルス列にも適用で
きる。
定の手法は、ＥＰＩ法における読出し用傾斜磁場のパル
ス列に限らず、ＲＡＲＥ（高速ＳＥ）法における位相エ
ンコード方向のパルス列やＧＲＡＳＥ（Gradient and S
pin Echo）法における読出し方向のパルス列にも適用で
きる。
【００３２】
【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、ＥＰＩ法に
よる読出し方向のパルス列に見られる如く、同一波形が
連続する複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくとも１
カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期分の
半分の位相差を設定したため、ある１周期のパルスによ
る傾斜磁場コイルユニットの電磁力に因る振動とその次
の１周期のパルスによるそれとの間に１８０°の位相差
が生じ、振動同士が互いに相殺し合い（又は減らし合
い）、残る振動成分が著しく減少する。これにより、傾
斜磁場コイルユニットに磁場パルスに因って加わる、機
械的撓みなどの力が著しく少なくなり、外部に発生する
騒音も大幅に低下する。したがって、従来のように煩わ
しい吸音材の設置を行う必要も無く、静音性に優れたＭ
Ｒイメージング方法及びＭＲＩ装置を提供できるととも
に、傾斜磁場強度を向上させて高速撮像、リアルタイム
性を追及するという昨今のＭＲイメージングに課せられ
た要請の一翼を担うことができる。
イメージング方法及びＭＲＩ装置によれば、ＥＰＩ法に
よる読出し方向のパルス列に見られる如く、同一波形が
連続する複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくとも１
カ所のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期分の
半分の位相差を設定したため、ある１周期のパルスによ
る傾斜磁場コイルユニットの電磁力に因る振動とその次
の１周期のパルスによるそれとの間に１８０°の位相差
が生じ、振動同士が互いに相殺し合い（又は減らし合
い）、残る振動成分が著しく減少する。これにより、傾
斜磁場コイルユニットに磁場パルスに因って加わる、機
械的撓みなどの力が著しく少なくなり、外部に発生する
騒音も大幅に低下する。したがって、従来のように煩わ
しい吸音材の設置を行う必要も無く、静音性に優れたＭ
Ｒイメージング方法及びＭＲＩ装置を提供できるととも
に、傾斜磁場強度を向上させて高速撮像、リアルタイム
性を追及するという昨今のＭＲイメージングに課せられ
た要請の一翼を担うことができる。
【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ＥＰＩ法の一例をパルスシーケ
ンス。
ンス。
【図３】ＥＰＩ法によるｋ空間上のデータ配置例を示す
図。
図。
【図４】傾斜磁場コイルユニットから発生する騒音の相
殺（又は減じ合う）効果を説明する図。
殺（又は減じ合う）効果を説明する図。
【図５】実施形態の中で比較のために参照した、従来の
ＥＰＩ法による読出し方向の傾斜磁場のパルスシーケン
ス。
ＥＰＩ法による読出し方向の傾斜磁場のパルスシーケン
ス。
【図６】１８０°の位相差設定のその他の形態を示すパ
ルスシーケンス。
ルスシーケンス。
【図７】１８０°の位相差を設定可能な傾斜磁場のその
他の波形例を示すパルスシーケンス。
他の波形例を示すパルスシーケンス。
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 高周波コイル ８Ｔ 送信機 ８Ｒ 受信機 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット
Claims (5)
- 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体に、同一波形
で連続する複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパル
スシーケンスに従って磁場を印加しながら、前記被検体
からＭＲ信号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被
検体の磁気共鳴に関する情報を得るようにしたＭＲＩ装
置において、 前記複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくとも１カ所
のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期分の半分
の位相差を設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 前記パルスシーケンスは、エコープラナ
ーイメージング（ＥＰＩ）法に従うシーケンスであり、
前記複数周期の傾斜磁場パルスはリード方向の傾斜磁場
パルスである請求項１記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 前記位相差は、前記リード方向の複数周
期の傾斜磁場パルスの各パルス間全てに設けてある請求
項２記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 前記位相差は、前記リード方向の複数周
期の傾斜磁場パルスの、時間的に早い方からカウントし
て奇数番目と偶数番目のパルス間に設けてある請求項２
記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項５】 静磁場中に置かれた被検体に、同一波形
で連続する複数周期の傾斜磁場パルスの印加を含むパル
スシーケンスに従って磁場を印加しながら、前記被検体
からＭＲ信号を収集し、そのＭＲ信号に基づいて前記被
検体の磁気共鳴に関する情報を得るＭＲイメージング方
法において、 前記複数周期の傾斜磁場パルスの内の少なくとも１カ所
のパルス相互間に、この傾斜磁場パルス１周期分の半分
の位相差を設定したことを特徴とするＭＲイメージング
方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8057579A JPH09248285A (ja) | 1996-03-14 | 1996-03-14 | Ｍｒイメージング方法及びｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8057579A JPH09248285A (ja) | 1996-03-14 | 1996-03-14 | Ｍｒイメージング方法及びｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09248285A true JPH09248285A (ja) | 1997-09-22 |
Family
ID=13059771
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8057579A Pending JPH09248285A (ja) | 1996-03-14 | 1996-03-14 | Ｍｒイメージング方法及びｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09248285A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001309902A (ja) * | 2000-04-28 | 2001-11-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN102266224A (zh) * | 2010-06-07 | 2011-12-07 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置 |
-
1996
- 1996-03-14 JP JP8057579A patent/JPH09248285A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001309902A (ja) * | 2000-04-28 | 2001-11-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN102266224A (zh) * | 2010-06-07 | 2011-12-07 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置 |
| US9332925B2 (en) | 2010-06-07 | 2016-05-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus having continuous readout gradient with gradient slew rate changed |
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