JPH10277005A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JPH10277005A JPH10277005A JP9092206A JP9220697A JPH10277005A JP H10277005 A JPH10277005 A JP H10277005A JP 9092206 A JP9092206 A JP 9092206A JP 9220697 A JP9220697 A JP 9220697A JP H10277005 A JPH10277005 A JP H10277005A
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- JP
- Japan
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- magnetic field
- frequency
- slices
- gradient magnetic
- gradient
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、拡散強調イメージングにおい
て１心拍内で収集可能なスライス枚数を増加させるＭＲ
Ｉ装置を提供することにある。 【解決手段】本発明は、静磁場中におかれた被検体に所
定のパルスシーケンスで高周波磁場、勾配磁場を印加
し、これによって発生する磁気共鳴信号を収集して磁気
共鳴画像を構成するＭＲＩ装置において、周波数の相違
する複数の高周波パルスを所定時間だけずらして印加す
ることにより複数の領域をほぼ同時に励起し、水分子の
拡散の度合いを強調するための付加的勾配磁場を印加
し、勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させ
る。
て１心拍内で収集可能なスライス枚数を増加させるＭＲ
Ｉ装置を提供することにある。 【解決手段】本発明は、静磁場中におかれた被検体に所
定のパルスシーケンスで高周波磁場、勾配磁場を印加
し、これによって発生する磁気共鳴信号を収集して磁気
共鳴画像を構成するＭＲＩ装置において、周波数の相違
する複数の高周波パルスを所定時間だけずらして印加す
ることにより複数の領域をほぼ同時に励起し、水分子の
拡散の度合いを強調するための付加的勾配磁場を印加
し、勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させ
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＮＭＲ（核磁気共
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲＩ装置（磁
気共鳴イメージング装置）に関する。
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲＩ装置（磁
気共鳴イメージング装置）に関する。
【０００２】
【従来の技術】Diffusion Weighted Imaging（拡散強調
イメージング）は、水分子の微細でランダムな運動(IVI
M,intravoxel incoherent motion) の特性を画像のコン
トラスト要因として、画像化した核磁気共鳴画像(Magne
tic Resonance Imaging)であり、この画像上では例えば
脳梗塞部分が高信号高輝度で表れ、健常部分が低信号低
輝度で表される。
イメージング）は、水分子の微細でランダムな運動(IVI
M,intravoxel incoherent motion) の特性を画像のコン
トラスト要因として、画像化した核磁気共鳴画像(Magne
tic Resonance Imaging)であり、この画像上では例えば
脳梗塞部分が高信号高輝度で表れ、健常部分が低信号低
輝度で表される。
【０００３】拡散の度合いを強調するための手法として
は古くから、図６に示すようなStejscal-Tanner のシー
ケンスが知られている（Stejscal EO,Tanner JE:Spin d
iffusion measurements:Spin echos in the presence o
f a time depentent field gradient.J Chem Phys,42:2
99-292,1965.）。
は古くから、図６に示すようなStejscal-Tanner のシー
ケンスが知られている（Stejscal EO,Tanner JE:Spin d
iffusion measurements:Spin echos in the presence o
f a time depentent field gradient.J Chem Phys,42:2
99-292,1965.）。
【０００４】これは拡散による水分子の微細な動きによ
るスピンの位相ズレを強調するために、スピンエコー法
で、ある軸（一般的には任意であるが、図６の場合はリ
ード方向）に１８０度パルスをはさんで、時間と振幅の
等しい２つの勾配磁場パルスからなる付加的なMotion P
robing Gradient （ＭＰＧ）パルスを加えたものであ
る。
るスピンの位相ズレを強調するために、スピンエコー法
で、ある軸（一般的には任意であるが、図６の場合はリ
ード方向）に１８０度パルスをはさんで、時間と振幅の
等しい２つの勾配磁場パルスからなる付加的なMotion P
robing Gradient （ＭＰＧ）パルスを加えたものであ
る。
【０００５】すなわち、最初の勾配磁場パルスによって
スピンの位相ズレを与え、２番目の勾配磁場パルスによ
ってスピンの位相ズレを元に戻すようにする。２つの勾
配磁場パルスの間に水分子の位置が変化しなければ、信
号強度には影響を与えないが、この間に水分子が運動し
ていた場合には、スピンは位相分散を起し、エコー信号
の強度を減らす結果となる。
スピンの位相ズレを与え、２番目の勾配磁場パルスによ
ってスピンの位相ズレを元に戻すようにする。２つの勾
配磁場パルスの間に水分子の位置が変化しなければ、信
号強度には影響を与えないが、この間に水分子が運動し
ていた場合には、スピンは位相分散を起し、エコー信号
の強度を減らす結果となる。
【０００６】生体内では、分子の微視的な並進運動には
拡散以外の運動も含まれるので、拡散強調イメージング
で強調されるのは拡散だけでなく、微視的並進運動の総
和、すなわち「みかけの拡散」ということになる。この
ため、拡散強調イメージングからは、みかけの拡散係数
（ＡＤＣ）が得られる。
拡散以外の運動も含まれるので、拡散強調イメージング
で強調されるのは拡散だけでなく、微視的並進運動の総
和、すなわち「みかけの拡散」ということになる。この
ため、拡散強調イメージングからは、みかけの拡散係数
（ＡＤＣ）が得られる。
【０００７】しかし、この拡散強調イメージングでは、
ＭＰＧパルスを加えなければならないので、撮像時間が
長くかかる。このため、患者の負担が大きく、患者の動
きを抑制しきれず、体動アーチファクトが問題となって
しまう。
ＭＰＧパルスを加えなければならないので、撮像時間が
長くかかる。このため、患者の負担が大きく、患者の動
きを抑制しきれず、体動アーチファクトが問題となって
しまう。
【０００８】また、拡散強調イメージングでは、生体内
での水分子のあらゆる動きによる位相変化が生じるた
め、拡散のみならず、体動、血流、呼吸動、心拍動など
の大きな動き(bulk motion) による位相シフトも強調さ
れる。
での水分子のあらゆる動きによる位相変化が生じるた
め、拡散のみならず、体動、血流、呼吸動、心拍動など
の大きな動き(bulk motion) による位相シフトも強調さ
れる。
【０００９】通常の２ＤＦＴ法（２次元フーリエ変換
法）では、繰り返し時間（ＴＲ）毎に位相エンコードを
乃至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を
収集するが、１ＴＲ内でのエコーは２００msec以内に収
集されるため、動きによる位相シフトは同程度とみなせ
るが、ＴＲが変わって動きの量が異なると、別のＴＲで
のエコーの位相シフト量に違いが生じる。
法）では、繰り返し時間（ＴＲ）毎に位相エンコードを
乃至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を
収集するが、１ＴＲ内でのエコーは２００msec以内に収
集されるため、動きによる位相シフトは同程度とみなせ
るが、ＴＲが変わって動きの量が異なると、別のＴＲで
のエコーの位相シフト量に違いが生じる。
【００１０】この違いは画像上では、各周波数成分で位
置のシフト量が異なる、すなわちゴーストとして表れる
ことになる。上述の大きな動きの内、心拍動によるもの
は、ＥＣＧ同期（心電同期）をかけて、各ＴＲごとにＲ
−Ｒ波内の同時相で収集して、動きによる位相シフトを
同程度にすることで、ゴーストを軽減することができ
る。特に収集時相は、動きの激しい時相（Ｒ波前後の期
間内）を避けることが行われている。
置のシフト量が異なる、すなわちゴーストとして表れる
ことになる。上述の大きな動きの内、心拍動によるもの
は、ＥＣＧ同期（心電同期）をかけて、各ＴＲごとにＲ
−Ｒ波内の同時相で収集して、動きによる位相シフトを
同程度にすることで、ゴーストを軽減することができ
る。特に収集時相は、動きの激しい時相（Ｒ波前後の期
間内）を避けることが行われている。
【００１１】このように拡散強調イメージングでは、通
常、ＥＣＧ同期を行うが、勾配磁場パルスを印加するた
めにシーケンス長が比較的長いので、多スライス撮像を
行う場合、そのスライス枚数は少なくなってしまう。ス
ライス枚数を多く設定した場合には、２つのＲ波にまた
がって収集することになるが、Ｒ−Ｒ波間隔は必ずしも
一定でないため、同期トリガから時間的に遠い後ろの時
刻に収集されるスライスほど、ＴＲ間での動きの状態の
変化が大きくなり、ゴーストが強く発生してしまう。ま
た数心拍にわたって撮像すると、実質的なＴＲが延び、
Ｋ空間上での１つの位相エンコードラインから次のライ
ンのデータが収集されるまでの時間が長くなることにな
る。
常、ＥＣＧ同期を行うが、勾配磁場パルスを印加するた
めにシーケンス長が比較的長いので、多スライス撮像を
行う場合、そのスライス枚数は少なくなってしまう。ス
ライス枚数を多く設定した場合には、２つのＲ波にまた
がって収集することになるが、Ｒ−Ｒ波間隔は必ずしも
一定でないため、同期トリガから時間的に遠い後ろの時
刻に収集されるスライスほど、ＴＲ間での動きの状態の
変化が大きくなり、ゴーストが強く発生してしまう。ま
た数心拍にわたって撮像すると、実質的なＴＲが延び、
Ｋ空間上での１つの位相エンコードラインから次のライ
ンのデータが収集されるまでの時間が長くなることにな
る。
【００１２】スライス枚数を増やすために、複数スライ
スを同時に励起し、画像を各スライスに分離する方法が
ある。この方法としては、Hadamard encoding による方
法(S. P. Souza, J. Szumowski, C.L.Dumolin, D.P.Ple
wes, G. Glover : SIMA : Simultaneous Multislice Ac
qusition of MR Images by Hadamard-Encoded Excitati
on J.of Computer Assisted Tomography,12:1026-1039,
1988) や、Fourier encodingによる方法((G.H.Glover,
A.shimakawa:POMP(Phase Offset Multi-Planar)imagin
g:Book of abstract SMRM 241(1988)),(G.H. G1over :
POMP (Phase Offset Multi-Planar)Volume Imaging:A N
ew Technique J.of SMRI 457(1991)) がある。
スを同時に励起し、画像を各スライスに分離する方法が
ある。この方法としては、Hadamard encoding による方
法(S. P. Souza, J. Szumowski, C.L.Dumolin, D.P.Ple
wes, G. Glover : SIMA : Simultaneous Multislice Ac
qusition of MR Images by Hadamard-Encoded Excitati
on J.of Computer Assisted Tomography,12:1026-1039,
1988) や、Fourier encodingによる方法((G.H.Glover,
A.shimakawa:POMP(Phase Offset Multi-Planar)imagin
g:Book of abstract SMRM 241(1988)),(G.H. G1over :
POMP (Phase Offset Multi-Planar)Volume Imaging:A N
ew Technique J.of SMRI 457(1991)) がある。
【００１３】しかし、これらの方法では、各スライスを
励起するＲＦパルスを同時刻に印加するために、各ＲＦ
パルスのピーク位置が重なって、同時励起するスライス
数を多くするほど、合成ＲＦパルスのピークが高くな
る。
励起するＲＦパルスを同時刻に印加するために、各ＲＦ
パルスのピーク位置が重なって、同時励起するスライス
数を多くするほど、合成ＲＦパルスのピークが高くな
る。
【００１４】出力できるＲＦパルスのピークは、Ｓ．
Ａ．Ｒ．やＲＦアンプ、さらにＲＦコイルの耐久性など
によって限界があるので、同時励起できるスライス数は
制限を受けやすくなる。
Ａ．Ｒ．やＲＦアンプ、さらにＲＦコイルの耐久性など
によって限界があるので、同時励起できるスライス数は
制限を受けやすくなる。
【００１５】そこで、限られたＲＦピークの内で同時励
起スライス数を増やすための方法として、各スライスを
励起するパルスを少しずつすらして重ね合わせる方法
（以下、Ｑｕａｄ法と呼ぶ）が提案されている（(Ching
Yao,Li1y Shen,Jiang Wu,Margaret Kritzer : Paralle
l Multi-slice Imaging with Limited Peak RF Power.B
ook of abstract SMRM 427 (1993))。このＱｕａｄ法で
は、１ＴＲ内で収集するエコーが１つであるため、撮像
時間が長くなってしまうため、拡散強調イメージングに
併用した場合、体動アーチファクトが発生するおそれが
高くなる。
起スライス数を増やすための方法として、各スライスを
励起するパルスを少しずつすらして重ね合わせる方法
（以下、Ｑｕａｄ法と呼ぶ）が提案されている（(Ching
Yao,Li1y Shen,Jiang Wu,Margaret Kritzer : Paralle
l Multi-slice Imaging with Limited Peak RF Power.B
ook of abstract SMRM 427 (1993))。このＱｕａｄ法で
は、１ＴＲ内で収集するエコーが１つであるため、撮像
時間が長くなってしまうため、拡散強調イメージングに
併用した場合、体動アーチファクトが発生するおそれが
高くなる。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、拡散
強調イメージングにおいて１心拍内で収集可能なスライ
ス枚数を増加させるＭＲＩ装置を提供することにある。
強調イメージングにおいて１心拍内で収集可能なスライ
ス枚数を増加させるＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１７】
【課題を解決するための手段】本発明は、静磁場中にお
かれた被検体に所定のパルスシーケンスで高周波磁場、
勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号
を収集して磁気共鳴画像を構成するＭＲＩ装置におい
て、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だ
けずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に
励起する手段と、水分子の拡散の度合いを強調するため
の付加的勾配磁場を印加する手段と、勾配磁場の反転に
よりエコーを繰り返し発生させる手段とを有する。
かれた被検体に所定のパルスシーケンスで高周波磁場、
勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号
を収集して磁気共鳴画像を構成するＭＲＩ装置におい
て、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だ
けずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に
励起する手段と、水分子の拡散の度合いを強調するため
の付加的勾配磁場を印加する手段と、勾配磁場の反転に
よりエコーを繰り返し発生させる手段とを有する。
【００１８】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
一実施形態により説明する。図１に本実施形態が適用さ
れるＭＲＩ装置の構成を示す。磁石部１には、静磁場コ
イル２、勾配コイルセット３、高周波コイル（ＲＦコイ
ルともいう）４が装備される。
一実施形態により説明する。図１に本実施形態が適用さ
れるＭＲＩ装置の構成を示す。磁石部１には、静磁場コ
イル２、勾配コイルセット３、高周波コイル（ＲＦコイ
ルともいう）４が装備される。
【００１９】静磁場コイル１は、静磁場電源６から電流
の供給を受けて、磁石部１の略中央部に位置する略円筒
形の撮像可能領域内に静磁場を発生する。撮像時には被
検体は寝台５に載置された状態でこの撮像可能領域内に
挿入される。
の供給を受けて、磁石部１の略中央部に位置する略円筒
形の撮像可能領域内に静磁場を発生する。撮像時には被
検体は寝台５に載置された状態でこの撮像可能領域内に
挿入される。
【００２０】なお、説明の便宜上、この撮像可能領域の
中心を原点として、静磁場の向きと平行にＺ軸をとっ
て、直交３軸（ＸＹＺ）を規定する。勾配コイルセット
３には、磁場強度がＸＹＺ各軸に沿って空間的に勾配す
るＸＹＺ各軸の勾配磁場を撮像可能領域内に発生するた
めに３組の勾配コイルが組み込まれている。勾配電源７
は、この勾配コイルセット３に軸毎に電流を供給するこ
とが可能に構成されている。
中心を原点として、静磁場の向きと平行にＺ軸をとっ
て、直交３軸（ＸＹＺ）を規定する。勾配コイルセット
３には、磁場強度がＸＹＺ各軸に沿って空間的に勾配す
るＸＹＺ各軸の勾配磁場を撮像可能領域内に発生するた
めに３組の勾配コイルが組み込まれている。勾配電源７
は、この勾配コイルセット３に軸毎に電流を供給するこ
とが可能に構成されている。
【００２１】例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚ各軸の勾配磁場は、任
意に撮像スライスを決めるためのスライス選択用勾配磁
場Ｇs 、空間的位置情報を位相情報としてＭＲ信号に与
えるための位相エンコード用勾配磁場Ｇe 、空間的位置
情報を周波数情報としてＭＲ信号に与えるためのリード
アウト用勾配磁場Ｇr に対してそれぞれ対応される。
意に撮像スライスを決めるためのスライス選択用勾配磁
場Ｇs 、空間的位置情報を位相情報としてＭＲ信号に与
えるための位相エンコード用勾配磁場Ｇe 、空間的位置
情報を周波数情報としてＭＲ信号に与えるためのリード
アウト用勾配磁場Ｇr に対してそれぞれ対応される。
【００２２】高周波コイル４は、送信機８から高周波電
流の供給を受けて、高周波磁場（ＲＦパルスともいう）
を発生する。なお、高周波磁場には、被検体内の対象原
子核の磁化スピンを励起して横磁化成分を発生させるフ
リップ角が９０度の励起パルスや、磁化スピンの位相の
進み遅れを反転させるフリップ角が１８０度の反転パル
スなどの種類がある。
流の供給を受けて、高周波磁場（ＲＦパルスともいう）
を発生する。なお、高周波磁場には、被検体内の対象原
子核の磁化スピンを励起して横磁化成分を発生させるフ
リップ角が９０度の励起パルスや、磁化スピンの位相の
進み遅れを反転させるフリップ角が１８０度の反転パル
スなどの種類がある。
【００２３】送信機８は、高周波信号を発生する発振部
と、高周波信号の位相を選択する位相選択部と、位相選
択された高周波信号の周波数を変調する周波数変調部
と、周波数変調された高周波信号の振幅を例えばシンク
間数に従って変調する振幅変調部と、振幅変調された高
周波信号を増幅し、高周波コイル４に供給する高周波増
幅部を有する。
と、高周波信号の位相を選択する位相選択部と、位相選
択された高周波信号の周波数を変調する周波数変調部
と、周波数変調された高周波信号の振幅を例えばシンク
間数に従って変調する振幅変調部と、振幅変調された高
周波信号を増幅し、高周波コイル４に供給する高周波増
幅部を有する。
【００２４】受信機９は、高周波コイル４を介して、横
磁化から生じるＭＲ信号を増幅するプリアンプと、検波
されたＭＲ信号をディジタル信号に変換するアナログデ
ィジタル変換部を有する。
磁化から生じるＭＲ信号を増幅するプリアンプと、検波
されたＭＲ信号をディジタル信号に変換するアナログデ
ィジタル変換部を有する。
【００２５】プロセッサ１２は、受信機９からのＭＲ信
号に対して例えば２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実
行して、画像データを再構成する再構成部、再構成され
た画像データを出力する出力部を有する。ディスプレイ
１３は、プロセッサ１２から出力された画像データを表
示する。
号に対して例えば２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実
行して、画像データを再構成する再構成部、再構成され
た画像データを出力する出力部を有する。ディスプレイ
１３は、プロセッサ１２から出力された画像データを表
示する。
【００２６】コントローラ１１は、オペレータとのイン
ターフェースとしてのコンソール１４から撮像条件等を
入力する入力部、入力された撮像条件に従ってパルスシ
ーケンスデータを作成するパルスシーケンスデータ作成
部、作成されたパルスシーケンスデータをシーケンサ１
０に出力する出力部、アベレージングや画像再構成等の
信号処理に必要な情報をプロセッサ１２に出力する出力
部を有する。
ターフェースとしてのコンソール１４から撮像条件等を
入力する入力部、入力された撮像条件に従ってパルスシ
ーケンスデータを作成するパルスシーケンスデータ作成
部、作成されたパルスシーケンスデータをシーケンサ１
０に出力する出力部、アベレージングや画像再構成等の
信号処理に必要な情報をプロセッサ１２に出力する出力
部を有する。
【００２７】シーケンサ１０は、コントローラ１１から
供給されたパルスシーケンスデータを解読し、それに従
って勾配電源７、送信機８、受信機９を制御して、勾配
パルスの印加、高周波パルスの印加、受信の各タイミン
グを調整する。
供給されたパルスシーケンスデータを解読し、それに従
って勾配電源７、送信機８、受信機９を制御して、勾配
パルスの印加、高周波パルスの印加、受信の各タイミン
グを調整する。
【００２８】次に本実施形態の動作について説明する。
図２に本実施形態による拡散強調イメージングのパルス
シーケンスを示す。拡散強調イメージングを行う際に
は、一定の大きさを持つた２つ１組の勾配磁場パルスを
印加するために、励起パルスから第１エコーまでの時間
を長くとる必要がある。このため、パルスシーケンス長
はどうしても長くなり、現状ではＭＰＧの強度にもよる
が、１３０msccから２００msecぐらいである。また、心
拍動に起因する動き（ＣＳＦ（脳脊髄液）の拍動など）
影響を抑えるために、複数回の励起によりＫ空間を埋め
るような撮像では、ＥＣＧ同期を行う。人体でのＲ−Ｒ
波間隔が８００msec程度の場合、Ｒ−Ｒ波間隔が変動す
ること考慮して実際に収集に使用できる時間は７００ms
ec程度となり、１心拍内で撮像できるスライス枚数は３
枚〜５枚程度となる。頭部撮像における、必要とすべき
撮像範囲を考えると、３枚〜５枚程度では不足である。
図２に本実施形態による拡散強調イメージングのパルス
シーケンスを示す。拡散強調イメージングを行う際に
は、一定の大きさを持つた２つ１組の勾配磁場パルスを
印加するために、励起パルスから第１エコーまでの時間
を長くとる必要がある。このため、パルスシーケンス長
はどうしても長くなり、現状ではＭＰＧの強度にもよる
が、１３０msccから２００msecぐらいである。また、心
拍動に起因する動き（ＣＳＦ（脳脊髄液）の拍動など）
影響を抑えるために、複数回の励起によりＫ空間を埋め
るような撮像では、ＥＣＧ同期を行う。人体でのＲ−Ｒ
波間隔が８００msec程度の場合、Ｒ−Ｒ波間隔が変動す
ること考慮して実際に収集に使用できる時間は７００ms
ec程度となり、１心拍内で撮像できるスライス枚数は３
枚〜５枚程度となる。頭部撮像における、必要とすべき
撮像範囲を考えると、３枚〜５枚程度では不足である。
【００２９】本実施形態では、１Ｒ−Ｒ波間隔内で収集
できるスライス枚数の増加を図るための第１の工夫とし
て、複数スライス同時励起法の１種であるＱｕａｄ法を
選択した。この方法では、例えば４スライスを同時励起
すれば、１Ｒ−Ｒ波間隔内で収集できるスライス枚数は
１２枚〜２０枚に増やすことができる。
できるスライス枚数の増加を図るための第１の工夫とし
て、複数スライス同時励起法の１種であるＱｕａｄ法を
選択した。この方法では、例えば４スライスを同時励起
すれば、１Ｒ−Ｒ波間隔内で収集できるスライス枚数は
１２枚〜２０枚に増やすことができる。
【００３０】通常、スピンエコー法（ＳＥ法）において
も、１心拍ごとでなく、複数の心拍にわたって収集すれ
ば、必要なスライス枚数を確保することができるが、こ
の場合、Ｋ空間上でのあるラインと隣のラインを収集す
る間の時間が長くなるので、体動などの人為的な動きに
より位相シフト量が変わってしまう可能性が高くなる。
特に０エンコード近辺の低周波数成分のデータを、短い
時間の範囲で収集した方が、ゴーストが発生する可能性
が低下する。
も、１心拍ごとでなく、複数の心拍にわたって収集すれ
ば、必要なスライス枚数を確保することができるが、こ
の場合、Ｋ空間上でのあるラインと隣のラインを収集す
る間の時間が長くなるので、体動などの人為的な動きに
より位相シフト量が変わってしまう可能性が高くなる。
特に０エンコード近辺の低周波数成分のデータを、短い
時間の範囲で収集した方が、ゴーストが発生する可能性
が低下する。
【００３１】ただし、同時励起したスライスを分離する
ために、位相エンコード数を同時励起スライス数倍にと
る必要があり、トータルの撮像時間は通常法とほとんど
変わらない。撮像時間が長くかかると、患者の負担が大
きく、患者の動きを抑制しきれず、体動アーチファクト
が問題となる。
ために、位相エンコード数を同時励起スライス数倍にと
る必要があり、トータルの撮像時間は通常法とほとんど
変わらない。撮像時間が長くかかると、患者の負担が大
きく、患者の動きを抑制しきれず、体動アーチファクト
が問題となる。
【００３２】そこで、撮像時間を短縮させるために、複
数回の勾配磁場の反転により、複数個のエコー（グラジ
エントエコー）を次々と発生させ、それぞれのエコーに
異なる位相エンコードを与えることで、Ｋ空間上での複
数ライン分のデータを一励起で収集する撮影法、本実施
形態ではエコープラナー法（ＥＰＩ法）をさらに組み合
わせる。これが第２の工夫である。なお、この撮像時間
の短縮には、励起パルス（ＲＦパルス）後に反転パルス
（ＲＦパルス）を繰り返し印加するいわゆるＲＡＲＥ法
あるいはｆａｓｔＳＥ法（高速スピンエコー法）でも効
果的である。しかし、我々は、反転パルスのフリップ角
（１８０度）の不完全性による疑似エコー（エコー時刻
のずれたエコー）による画質劣化を危惧してｆａｓｔＳ
Ｅ法を採用せず、ＥＰＩを採用した。
数回の勾配磁場の反転により、複数個のエコー（グラジ
エントエコー）を次々と発生させ、それぞれのエコーに
異なる位相エンコードを与えることで、Ｋ空間上での複
数ライン分のデータを一励起で収集する撮影法、本実施
形態ではエコープラナー法（ＥＰＩ法）をさらに組み合
わせる。これが第２の工夫である。なお、この撮像時間
の短縮には、励起パルス（ＲＦパルス）後に反転パルス
（ＲＦパルス）を繰り返し印加するいわゆるＲＡＲＥ法
あるいはｆａｓｔＳＥ法（高速スピンエコー法）でも効
果的である。しかし、我々は、反転パルスのフリップ角
（１８０度）の不完全性による疑似エコー（エコー時刻
のずれたエコー）による画質劣化を危惧してｆａｓｔＳ
Ｅ法を採用せず、ＥＰＩを採用した。
【００３３】図３（ａ）に、図２に採用されているスピ
ンエコー系のＱｕａｄ法の基本的パルスシーケンスを示
す。この図３（ａ）において、ＲＦ１は第１のスライス
に対する高周波磁場を表し、ＲＦ２は第２のスライスに
対する高周波磁場を表している。説明の便宜上、同時励
起スライス数を“２”として説明する。
ンエコー系のＱｕａｄ法の基本的パルスシーケンスを示
す。この図３（ａ）において、ＲＦ１は第１のスライス
に対する高周波磁場を表し、ＲＦ２は第２のスライスに
対する高周波磁場を表している。説明の便宜上、同時励
起スライス数を“２”として説明する。
【００３４】まず、最初のスライス選択勾配磁場の印加
と共に、第１のスライスに対する励起パルスと、第２の
スライスに対する励起パルスとを若干ずらして印加す
る。続いて、２番目のスライス選択勾配磁場の印加と共
に、第１のスライスに対する反転パルスと、第２のスラ
イスに対する反転パルスとをそれぞれの印加時刻を若干
ずらして印加する。第１のスライスのエコー時刻（ＴＥ
１）と第２のスライスのエコー時刻（ＴＥ２）とが一致
するように、励起パルスのずれ時間に対して反転パルス
のずれ時間が調整されている。
と共に、第１のスライスに対する励起パルスと、第２の
スライスに対する励起パルスとを若干ずらして印加す
る。続いて、２番目のスライス選択勾配磁場の印加と共
に、第１のスライスに対する反転パルスと、第２のスラ
イスに対する反転パルスとをそれぞれの印加時刻を若干
ずらして印加する。第１のスライスのエコー時刻（ＴＥ
１）と第２のスライスのエコー時刻（ＴＥ２）とが一致
するように、励起パルスのずれ時間に対して反転パルス
のずれ時間が調整されている。
【００３５】このようにＱｕａｄ法では、ＲＦ印加時刻
を若干ずらしているので、図３（ｂ）に示すように、高
周波パルスのピークが重なり合って、ピークが高くなり
すぎることがなく、ＲＦアンプやコイルのハード的なこ
とによって同時励起できるスライス数の制限を緩和でき
る。
を若干ずらしているので、図３（ｂ）に示すように、高
周波パルスのピークが重なり合って、ピークが高くなり
すぎることがなく、ＲＦアンプやコイルのハード的なこ
とによって同時励起できるスライス数の制限を緩和でき
る。
【００３６】そして、エコー毎に位相エンコードを１乃
至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を収
集する。このとき、図４に示すように第１のスライスの
画像と第２のスライスの画像とを位相エンコード方向に
分離するために、位相エンコード数を同時励起スライス
数倍にすると共に、第１のスライスに対する励起パルス
の位相を例えば（＋Ｘ）に固定し、第２のスライスに対
する励起パルスの位相を繰り返し毎に１８０度ずつ進め
ていく。
至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を収
集する。このとき、図４に示すように第１のスライスの
画像と第２のスライスの画像とを位相エンコード方向に
分離するために、位相エンコード数を同時励起スライス
数倍にすると共に、第１のスライスに対する励起パルス
の位相を例えば（＋Ｘ）に固定し、第２のスライスに対
する励起パルスの位相を繰り返し毎に１８０度ずつ進め
ていく。
【００３７】このようにして拡散強調イメージングにＱ
ｕａｄ法及びＥＰＩ法と併用することにより、体動によ
るアーチファクトを軽減しつつ、スライス枚数を増やす
ことができる。
ｕａｄ法及びＥＰＩ法と併用することにより、体動によ
るアーチファクトを軽減しつつ、スライス枚数を増やす
ことができる。
【００３８】ところで、Ｓ．Ａ．Ｒ．(specific absorp
tion rate)の制約により、同時励起スライス枚数を多く
とることができず、１心拍内で必要なスライス枚数が得
られず、２心拍にわたって収集を行わざるを得ない場合
がある。このような場合、必要スライス枚数（図では６
スライス）を図５（ａ）に示すように収集した場合に
は、Ｒ−Ｒ波間隔が一定ではないため、同期トリガのＲ
波から離れた時刻に収集されるスライスほど、Ｋ空間上
における位相エンコード方向のデータ間での動きの状態
の変化が大きくなり、ゴーストが強く発生することにな
る。
tion rate)の制約により、同時励起スライス枚数を多く
とることができず、１心拍内で必要なスライス枚数が得
られず、２心拍にわたって収集を行わざるを得ない場合
がある。このような場合、必要スライス枚数（図では６
スライス）を図５（ａ）に示すように収集した場合に
は、Ｒ−Ｒ波間隔が一定ではないため、同期トリガのＲ
波から離れた時刻に収集されるスライスほど、Ｋ空間上
における位相エンコード方向のデータ間での動きの状態
の変化が大きくなり、ゴーストが強く発生することにな
る。
【００３９】そこで図５（ｂ）のように、スライスを２
つの群に分けて、それぞれの群ごとに同期をかければ、
位相エンコード方向のデータ間での動きの状態の差が少
なくなり、ゴーストを低減させることができる。本発明
は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形
して実施可能であるのは勿論である。
つの群に分けて、それぞれの群ごとに同期をかければ、
位相エンコード方向のデータ間での動きの状態の差が少
なくなり、ゴーストを低減させることができる。本発明
は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形
して実施可能であるのは勿論である。
【００４０】
【発明の効果】本発明によると、拡散強調イメージング
に、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だ
けずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に
励起する方法と、勾配磁場の反転によりエコーを繰り返
し発生させる方法とを併用することにより、１心拍内で
収集可能なスライス枚数を増加させることができる。
に、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だ
けずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に
励起する方法と、勾配磁場の反転によりエコーを繰り返
し発生させる方法とを併用することにより、１心拍内で
収集可能なスライス枚数を増加させることができる。
【図１】本発明の実施形態が適用されるＭＲＩ装置の構
成を示すブロック図。
成を示すブロック図。
【図２】本実施形態により１心拍内の撮像スライス枚数
を増加可能な拡散強調イメージングのパルスシーケンス
を示す図。
を増加可能な拡散強調イメージングのパルスシーケンス
を示す図。
【図３】図２のパルスシーケンスに適用されるＱｕａｄ
法の基本的パルスシーケンスと、２段面同時励起の際の
ＲＦパルスの波形とを示す図。
法の基本的パルスシーケンスと、２段面同時励起の際の
ＲＦパルスの波形とを示す図。
【図４】２段面同時励起の際に、本実施形態におけるＲ
Ｆパルスの位相操作による画像シフトの説明図。
Ｆパルスの位相操作による画像シフトの説明図。
【図５】本実施形態による２心拍にわたる同時撮像法の
説明図。
説明図。
【図６】従来の拡散強調イメージングのパルスシーケン
スを示す図。
スを示す図。
１…磁石部、 ２…静磁場コイル、 ３…勾配コイルセット、 ４…高周波コイル、 ５…寝台、 ６…静磁場電源、 ７…勾配電源、 ８…送信機、 ９…受信機、 １０…シーケンサ、 １１…コントローラ、 １２…プロセッサ、 １３…ディスプレイ、 １４…コンソール。
Claims (4)
- 【請求項１】 静磁場中におかれた被検体に所定のパル
スシーケンスで高周波磁場、勾配磁場を印加し、これに
よって発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を
構成するＭＲＩ装置において、 周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だけず
らして印加することにより複数の領域をほぼ同時に励起
する手段と、 水分子の拡散の度合いを強調するための付加的勾配磁場
を印加する手段と、 勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させる手段
とを有することを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 周波数の相違する複数の高周波パルスを
所定時間だけずらして印加することにより複数の領域を
ほぼ同時に励起する手段と、 勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させる手段
と、 得られたエコーから前記複数の領域の画像を再構成する
手段とを有することを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 データ収集を反復性生理的動作に対して
同期して行うマルチスライス撮像時において、必要枚数
のスライスを所定枚ずつの組に分けて、それぞれの組ご
とに前記同期をかけることを特徴とする請求項１又は２
に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 データ収集を反復性生理的動作に対して
同期して行うマルチスライス撮像の可能なＭＲＩ装置に
おいて、必要枚数のスライスを所定枚ずつの組に分け
て、それぞれの組ごとに前記同期をかけることを特徴と
するＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09220697A JP3702067B2 (ja) | 1997-04-10 | 1997-04-10 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09220697A JP3702067B2 (ja) | 1997-04-10 | 1997-04-10 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10277005A true JPH10277005A (ja) | 1998-10-20 |
| JP3702067B2 JP3702067B2 (ja) | 2005-10-05 |
Family
ID=14047981
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09220697A Expired - Fee Related JP3702067B2 (ja) | 1997-04-10 | 1997-04-10 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3702067B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20150139796A (ko) * | 2014-06-04 | 2015-12-14 | 지멘스 악티엔게젤샤프트 | 동시 mr 이미징 방법 및 동시 다중 핵 mr 이미징 장치 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8049496B2 (en) * | 2008-12-17 | 2011-11-01 | National Taiwan University | Wideband magnetic resonance imaging apparatus and method |
-
1997
- 1997-04-10 JP JP09220697A patent/JP3702067B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20150139796A (ko) * | 2014-06-04 | 2015-12-14 | 지멘스 악티엔게젤샤프트 | 동시 mr 이미징 방법 및 동시 다중 핵 mr 이미징 장치 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3702067B2 (ja) | 2005-10-05 |
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