JPH11216124A - 核磁気共鳴検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴検査装置Info
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- JPH11216124A JPH11216124A JP10034040A JP3404098A JPH11216124A JP H11216124 A JPH11216124 A JP H11216124A JP 10034040 A JP10034040 A JP 10034040A JP 3404098 A JP3404098 A JP 3404098A JP H11216124 A JPH11216124 A JP H11216124A
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- Japan
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- magnetic field
- pulse
- signal
- area
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 １次元よりはさらに限定して選択した小さな
領域において、低コストでより完全な静磁場均一性が得
られるようにする。 【解決手段】 プランニング画像を撮影し（４１）、そ
の画像上で３次元でシミング領域を指定し（４２）、そ
のシミング領域を選択励起して信号を得（４３）、その
信号から最適シミング値を求め(４４）、さらにシミン
グを最適にしたときの水の周波数と脂肪の周波数を算出
し（４５）、これに基づいてＣＨＥＳＳ法による脂肪抑
制パルスシーケンスを実行する（４６）。
領域において、低コストでより完全な静磁場均一性が得
られるようにする。 【解決手段】 プランニング画像を撮影し（４１）、そ
の画像上で３次元でシミング領域を指定し（４２）、そ
のシミング領域を選択励起して信号を得（４３）、その
信号から最適シミング値を求め(４４）、さらにシミン
グを最適にしたときの水の周波数と脂肪の周波数を算出
し（４５）、これに基づいてＣＨＥＳＳ法による脂肪抑
制パルスシーケンスを実行する（４６）。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、核磁気共鳴現象
（ＮＭＲ現象）を利用してイメージングなどを行う核磁
気共鳴検査装置に関し、とくに静磁場均一性を高めるよ
うにした核磁気共鳴検査装置に関する。
（ＮＭＲ現象）を利用してイメージングなどを行う核磁
気共鳴検査装置に関し、とくに静磁場均一性を高めるよ
うにした核磁気共鳴検査装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】核磁気共鳴検査装置では、静磁場の均一
性が重要である。とくにＣＨＥＳＳ（ＣＨＥｍｉｃａｌ
Ｓｈｉｆｔ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）法を行う場合に
は、磁場の均一性を高めて、水と脂肪の周波数スペクト
ルを明確に分離しなければ、効果的にこれを行えない。
性が重要である。とくにＣＨＥＳＳ（ＣＨＥｍｉｃａｌ
Ｓｈｉｆｔ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）法を行う場合に
は、磁場の均一性を高めて、水と脂肪の周波数スペクト
ルを明確に分離しなければ、効果的にこれを行えない。
【０００３】従来では、検査対象となるボリューム全体
の領域で静磁場が均一になるようにシミング調整が行わ
れている。具体的には、たとえば特開平９−１６４１２
４号公報のように、検査対象となるボリューム内で１次
元で選択した領域つまり平面領域（スライス面）の各々
ごとに信号を得てシミング調整するなどしている。
の領域で静磁場が均一になるようにシミング調整が行わ
れている。具体的には、たとえば特開平９−１６４１２
４号公報のように、検査対象となるボリューム内で１次
元で選択した領域つまり平面領域（スライス面）の各々
ごとに信号を得てシミング調整するなどしている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は、必ずしも十分な静磁場均一性が得られなかったり、
コストが増大するなどの問題がある。すなわち、検査対
象となる人体などは、磁化率の異なる組織を持った複雑
な構造をしており、そのため、仮にこのような検査対象
が存在しない場合に理想的な静磁場均一性が得られてい
たとしても、このような検査対象が挿入されることで、
局所的に特異の磁場歪みが生じる。ところが、従来で
は、上記のように、１次元で選択した特定領域（スライ
ス面）を励起し、そこから得た信号に基づきシミング調
整を行うので、選択励起したスライス面全体で磁場歪み
を補正しなければならない。そのため、高次項を補正で
きる多チャンネルの（たとえば１８チャンネルといった
ような）シムコイルを用いる必要がある。しかし、この
ような多チャンネルのシムコイルをもって高次項を補正
しても、現実には十分なシミング調整を行うことは難し
い。さらに多チャンネルのシムコイルを用いるには専用
のシム電源も必要でコストがかさむ。
は、必ずしも十分な静磁場均一性が得られなかったり、
コストが増大するなどの問題がある。すなわち、検査対
象となる人体などは、磁化率の異なる組織を持った複雑
な構造をしており、そのため、仮にこのような検査対象
が存在しない場合に理想的な静磁場均一性が得られてい
たとしても、このような検査対象が挿入されることで、
局所的に特異の磁場歪みが生じる。ところが、従来で
は、上記のように、１次元で選択した特定領域（スライ
ス面）を励起し、そこから得た信号に基づきシミング調
整を行うので、選択励起したスライス面全体で磁場歪み
を補正しなければならない。そのため、高次項を補正で
きる多チャンネルの（たとえば１８チャンネルといった
ような）シムコイルを用いる必要がある。しかし、この
ような多チャンネルのシムコイルをもって高次項を補正
しても、現実には十分なシミング調整を行うことは難し
い。さらに多チャンネルのシムコイルを用いるには専用
のシム電源も必要でコストがかさむ。
【０００５】この発明は、上記に鑑み、１次元よりはさ
らに限定して選択した小さな領域ではあるが、その小さ
な領域では低コストでより完全な静磁場均一性が得られ
るように改善した核磁気共鳴検査装置を提供することを
目的とする。
らに限定して選択した小さな領域ではあるが、その小さ
な領域では低コストでより完全な静磁場均一性が得られ
るように改善した核磁気共鳴検査装置を提供することを
目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核磁気共鳴検査装置においては、被
検査空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、該被
検査空間内に直交３軸の各方向に磁場強度が傾斜してい
る傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、該被検査空
間内の静磁場均一性を高めるためのシム磁場を発生する
シム磁場発生手段と、該被検査空間内にＲＦ信号を送信
するＲＦ送信手段と、ＮＭＲ信号を受信する受信手段
と、上記傾斜磁場発生手段とＲＦ送信手段とを制御し、
少なくとも２次元の傾斜磁場を用いて選択励起し、その
選択励起された領域からのＮＭＲ信号に基づき最適シム
磁場を求める手段とが備えられることが特徴となってい
る。
め、この発明による核磁気共鳴検査装置においては、被
検査空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、該被
検査空間内に直交３軸の各方向に磁場強度が傾斜してい
る傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、該被検査空
間内の静磁場均一性を高めるためのシム磁場を発生する
シム磁場発生手段と、該被検査空間内にＲＦ信号を送信
するＲＦ送信手段と、ＮＭＲ信号を受信する受信手段
と、上記傾斜磁場発生手段とＲＦ送信手段とを制御し、
少なくとも２次元の傾斜磁場を用いて選択励起し、その
選択励起された領域からのＮＭＲ信号に基づき最適シム
磁場を求める手段とが備えられることが特徴となってい
る。
【０００７】少なくとも２次元の傾斜磁場、つまり２次
元の傾斜磁場あるいは３次元の傾斜磁場を順次用いて選
択励起することにより、２つの面が交差した棒状領域あ
るいは３つの面が交差した点状領域を選択励起すること
ができる。そして、このような小さな選択領域からのＮ
ＭＲ信号を受信し、この信号を用いて最適なシム磁場を
求めれば、このシム磁場を与えたときに上記の限定され
た小さな領域では静磁場のより完全な均一性が得られ
る。限定された小さな領域においてシミング調整を行う
ため、高次項を補正する必要がなく、そのため多チャン
ネルのシムコイルを用いる必要がない。シムコイルを用
いず傾斜磁場コイルにオフセット電流を流すことにより
シム磁場を発生させることもできるし、専用のシムコイ
ルを用いる場合も多チャンネルのものは不要である。そ
の結果、コストを低減することが可能となる。
元の傾斜磁場あるいは３次元の傾斜磁場を順次用いて選
択励起することにより、２つの面が交差した棒状領域あ
るいは３つの面が交差した点状領域を選択励起すること
ができる。そして、このような小さな選択領域からのＮ
ＭＲ信号を受信し、この信号を用いて最適なシム磁場を
求めれば、このシム磁場を与えたときに上記の限定され
た小さな領域では静磁場のより完全な均一性が得られ
る。限定された小さな領域においてシミング調整を行う
ため、高次項を補正する必要がなく、そのため多チャン
ネルのシムコイルを用いる必要がない。シムコイルを用
いず傾斜磁場コイルにオフセット電流を流すことにより
シム磁場を発生させることもできるし、専用のシムコイ
ルを用いる場合も多チャンネルのものは不要である。そ
の結果、コストを低減することが可能となる。
【０００８】
【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚは、
Ｘ、Ｙ、Ｚの直交３軸方向に磁場強度が傾斜している磁
場である。この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間に
は、検査対象たる被検者３１が検査台３２に載せられて
挿入される。この被検者３１には、ＲＦパルスを被検者
３１に照射するとともにこの被検者３１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚは、
Ｘ、Ｙ、Ｚの直交３軸方向に磁場強度が傾斜している磁
場である。この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間に
は、検査対象たる被検者３１が検査台３２に載せられて
挿入される。この被検者３１には、ＲＦパルスを被検者
３１に照射するとともにこの被検者３１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。
【０００９】マグネットアセンブリ１１の傾斜磁場コイ
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路１３が設けられる。この磁場制御回路１３には波形発
生回路１４からの波形信号が送られる。この波形発生回
路１４には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ１６によって
セットされている。シーケンスコントローラ１５から指
示されたタイミングで波形発生回路１４から傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これ
が磁場制御回路１３に送られることにより、所定の波形
のパルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ
発生することになる。
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路１３が設けられる。この磁場制御回路１３には波形発
生回路１４からの波形信号が送られる。この波形発生回
路１４には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ１６によって
セットされている。シーケンスコントローラ１５から指
示されたタイミングで波形発生回路１４から傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これ
が磁場制御回路１３に送られることにより、所定の波形
のパルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ
発生することになる。
【００１０】ＲＦ発振回路１９により発生させられたＲ
Ｆ信号は振幅変調回路１８に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路１４から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器１７を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路１９の発振周
波数はコンピュータ１６によって制御され、被検者３１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ１６から波形発
生回路１４にあらかじめ与えられる。波形発生回路１４
やＲＦ発振回路１９のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ１５により定められる。
Ｆ信号は振幅変調回路１８に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路１４から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器１７を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路１９の発振周
波数はコンピュータ１６によって制御され、被検者３１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ１６から波形発
生回路１４にあらかじめ与えられる。波形発生回路１４
やＲＦ発振回路１９のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ１５により定められる。
【００１１】ＲＦコイル１２によって受信されたＮＭＲ
信号は前置増幅器２０を経て位相検波回路２１に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路１９からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ１５によって制御されたＡ／Ｄ変換器
２２により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器２２か
ら得られたデータはコンピュータ１６に取り込まれる。
コンピュータ１６は、そのデータを２次元フーリエ変換
して各ピクセルの画像データを再現する処理などを行
う。
信号は前置増幅器２０を経て位相検波回路２１に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路１９からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ１５によって制御されたＡ／Ｄ変換器
２２により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器２２か
ら得られたデータはコンピュータ１６に取り込まれる。
コンピュータ１６は、そのデータを２次元フーリエ変換
して各ピクセルの画像データを再現する処理などを行
う。
【００１２】このコンピュータ１６にはディスプレイ装
置２３、キーボード２４、マウス２５、記録装置２６が
接続されている。ディスプレイ装置２３により、再構成
されたＭＲ画像などが表示される。キーボード２４、マ
ウス２５などによって撮像シーケンスや撮像パラメータ
等の入力・設定が行なわれる。記録装置２６は光磁気デ
ィスク装置などからなり、収集された生データや再構成
後の画像データ等を記録する。
置２３、キーボード２４、マウス２５、記録装置２６が
接続されている。ディスプレイ装置２３により、再構成
されたＭＲ画像などが表示される。キーボード２４、マ
ウス２５などによって撮像シーケンスや撮像パラメータ
等の入力・設定が行なわれる。記録装置２６は光磁気デ
ィスク装置などからなり、収集された生データや再構成
後の画像データ等を記録する。
【００１３】このように構成されたＭＲイメージング装
置において、たとえば図８に示すようなＣＨＥＳＳ法に
よる脂肪抑制イメージングのためのパルスシーケンスを
行うものとすると、その動作は図２のフローチャートに
示すようになる。まず、ステップ４１でプランニングの
ための画像を撮影する。これにより図３に示すようなプ
ランニング画像（サジタル像）５１が得られるので、こ
の画像５１をディスプレイ装置２３によって表示し、キ
ーボード２４やマウス２５を操作してその画像５１上で
脂肪抑制を完全に行いたい領域をシミング領域５２とし
て指定する（ステップ４２）。この図３の例では、眼球
周辺の矩形領域が指定されている。この図３では２次元
で領域指定しているだけであるが、この図３のプランニ
ング画像５１と直交するもう一つのプランニング画像を
得て、その画像上で同様に領域指定し、３次元の領域を
指定する。
置において、たとえば図８に示すようなＣＨＥＳＳ法に
よる脂肪抑制イメージングのためのパルスシーケンスを
行うものとすると、その動作は図２のフローチャートに
示すようになる。まず、ステップ４１でプランニングの
ための画像を撮影する。これにより図３に示すようなプ
ランニング画像（サジタル像）５１が得られるので、こ
の画像５１をディスプレイ装置２３によって表示し、キ
ーボード２４やマウス２５を操作してその画像５１上で
脂肪抑制を完全に行いたい領域をシミング領域５２とし
て指定する（ステップ４２）。この図３の例では、眼球
周辺の矩形領域が指定されている。この図３では２次元
で領域指定しているだけであるが、この図３のプランニ
ング画像５１と直交するもう一つのプランニング画像を
得て、その画像上で同様に領域指定し、３次元の領域を
指定する。
【００１４】つぎに、ステップ４３において、その指定
されたシミング領域について選択励起して、その領域の
みからのＮＭＲ信号を得る。この指定された領域のみを
選択励起する方法としては、ＰＲＥＳＳ法（P.BOTTOMLE
Y and C.HARDY,J.Magn.Reson.,74,550,1987）、ＳＴＥ
ＡＭ法（J.FRAHM,H.BRUHN,M.GYNGELL,K.MERBOLDT,W.HAN
ICICE,and R.SAUTER,Magn.Reson.Med.,9,79,1989）、ｓ
ｐｅｃｔｒａｌ−ｓｐａｔｉａｌ ｅｘｃｉｔａｔｉｏ
ｎ ｐｕｌｓｅによる方法（J.PAULY,D.NISHIMURA,and
A.MACOVSKI,J.Magn.Reson.,81,43,1989）などを採用で
きる。
されたシミング領域について選択励起して、その領域の
みからのＮＭＲ信号を得る。この指定された領域のみを
選択励起する方法としては、ＰＲＥＳＳ法（P.BOTTOMLE
Y and C.HARDY,J.Magn.Reson.,74,550,1987）、ＳＴＥ
ＡＭ法（J.FRAHM,H.BRUHN,M.GYNGELL,K.MERBOLDT,W.HAN
ICICE,and R.SAUTER,Magn.Reson.Med.,9,79,1989）、ｓ
ｐｅｃｔｒａｌ−ｓｐａｔｉａｌ ｅｘｃｉｔａｔｉｏ
ｎ ｐｕｌｓｅによる方法（J.PAULY,D.NISHIMURA,and
A.MACOVSKI,J.Magn.Reson.,81,43,1989）などを採用で
きる。
【００１５】このうちＰＲＥＳＳ法およびＳＴＥＡＭ法
について簡単に説明すると、これらでは、いずれもある
スライス面を９０°パルスによって選択励起した後、そ
の面と交差する２つのスライス面を順次選択励起して、
エコー信号を採取することによって、これらの３つの面
が交差する領域を選択的に測定する。
について簡単に説明すると、これらでは、いずれもある
スライス面を９０°パルスによって選択励起した後、そ
の面と交差する２つのスライス面を順次選択励起して、
エコー信号を採取することによって、これらの３つの面
が交差する領域を選択的に測定する。
【００１６】すなわち、ＰＲＥＳＳ法では、図４に示す
ようにまず９０°パルス６１をＧｚパルス６４とともに
加えて、図６で示すＺ方向で特定の位置を占めるスライ
ス面８１を選択励起する。つぎに１８０°パルス６２を
Ｇｙパルス６５とともに加え、この１８０°パルスで図
６のＹ方向の特定の位置のスライス面８２を選択励起す
る。これによりスライス面８１と８２の交差する棒状領
域を１８０°倒してスピンエコー信号６８を発生させ
る。さらに１８０°パルス６３をＧｘパルス６７ととも
に加えてＸ方向の特定の位置のスライス面８３を選択励
起し、スライス面８１、８２、８３が交差する点状の領
域８４からスピンエコー信号６９を発生させる。このス
ピンエコー信号６９を採取すれば３次元で限定された点
状の小さな領域８４からのデータを得ることができる。
ようにまず９０°パルス６１をＧｚパルス６４とともに
加えて、図６で示すＺ方向で特定の位置を占めるスライ
ス面８１を選択励起する。つぎに１８０°パルス６２を
Ｇｙパルス６５とともに加え、この１８０°パルスで図
６のＹ方向の特定の位置のスライス面８２を選択励起す
る。これによりスライス面８１と８２の交差する棒状領
域を１８０°倒してスピンエコー信号６８を発生させ
る。さらに１８０°パルス６３をＧｘパルス６７ととも
に加えてＸ方向の特定の位置のスライス面８３を選択励
起し、スライス面８１、８２、８３が交差する点状の領
域８４からスピンエコー信号６９を発生させる。このス
ピンエコー信号６９を採取すれば３次元で限定された点
状の小さな領域８４からのデータを得ることができる。
【００１７】ＳＴＥＡＭ法では、図５に示すように９０
°パルス７１をＧｚパルス７４とともに加えて、Ｚ方向
で特定の位置を占めるスライス面８１（図６）を選択励
起する。その後９０°パルス７２とＧｙパルス７５とを
同時に印加してＹ方向の特定位置のスライス面８２を選
択励起することによって、スライス面８１と８２の交差
する棒状領域からプライマリエコー信号７８を発生させ
る。さらにその後、９０°パルス７３をＧｘパルス７７
とともに加えてＸ方向の特定位置のスライス面８３を選
択励起し、これらの３つのスライス面８１、８２、８３
の交差する点状領域８４からスティミュレイテッドエコ
ー信号７９を発生させる。このスティミュレイテッドエ
コー信号７９により点状領域８４の観測が可能となる。
なお、プライマリエコー信号７８がスティミュレイテッ
ドエコー信号７９と同強度で生じるため、その影響を打
ち消すように各傾斜磁場のクラッシャパルス８０（点
線）を印加することも好ましい。
°パルス７１をＧｚパルス７４とともに加えて、Ｚ方向
で特定の位置を占めるスライス面８１（図６）を選択励
起する。その後９０°パルス７２とＧｙパルス７５とを
同時に印加してＹ方向の特定位置のスライス面８２を選
択励起することによって、スライス面８１と８２の交差
する棒状領域からプライマリエコー信号７８を発生させ
る。さらにその後、９０°パルス７３をＧｘパルス７７
とともに加えてＸ方向の特定位置のスライス面８３を選
択励起し、これらの３つのスライス面８１、８２、８３
の交差する点状領域８４からスティミュレイテッドエコ
ー信号７９を発生させる。このスティミュレイテッドエ
コー信号７９により点状領域８４の観測が可能となる。
なお、プライマリエコー信号７８がスティミュレイテッ
ドエコー信号７９と同強度で生じるため、その影響を打
ち消すように各傾斜磁場のクラッシャパルス８０（点
線）を印加することも好ましい。
【００１８】こうして採取した信号をフーリエ変換して
周波数スペクトルを得ると、図７の（ａ）のように脂肪
のピーク８６と水のピーク８７とが観測される。そこ
で、これらのスペクトルの幅が最も狭くなるようにシミ
ング値を算出する（図２のステップ４４）。ここでは特
別のシムコイルを用いずに傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを
それぞれ発生する傾斜磁場コイルを利用し、これらのコ
イルにオフセットの電流を流して、オフセット磁場（傾
斜していない１次のシム磁場)を発生させることにより
シミング調整を行うものとしており、これら各傾斜磁場
コイルに流すオフセット電流値をシミング値として算出
することになる。このオフセット電流値を種々に変えて
みて周波数スペクトルを観測することにより最適なシミ
ング値が求められる。シミング値が最適になったとき、
図７の（ｂ）のようにスペクトルの幅が最小になり、そ
のときのピークの周波数（脂肪と水の共鳴周波数）が求
められる（図２のステップ４５）。
周波数スペクトルを得ると、図７の（ａ）のように脂肪
のピーク８６と水のピーク８７とが観測される。そこ
で、これらのスペクトルの幅が最も狭くなるようにシミ
ング値を算出する（図２のステップ４４）。ここでは特
別のシムコイルを用いずに傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを
それぞれ発生する傾斜磁場コイルを利用し、これらのコ
イルにオフセットの電流を流して、オフセット磁場（傾
斜していない１次のシム磁場)を発生させることにより
シミング調整を行うものとしており、これら各傾斜磁場
コイルに流すオフセット電流値をシミング値として算出
することになる。このオフセット電流値を種々に変えて
みて周波数スペクトルを観測することにより最適なシミ
ング値が求められる。シミング値が最適になったとき、
図７の（ｂ）のようにスペクトルの幅が最小になり、そ
のときのピークの周波数（脂肪と水の共鳴周波数）が求
められる（図２のステップ４５）。
【００１９】ここで、３次元で指定された小さな領域か
らの信号を観測し、シミング調整を行ったので、その小
さな領域では磁場の均一度が理想的な状態になるように
調整することが容易にできる。そのため、従来のように
１次元で限定した領域（スライス面）の全体からの信号
を用いる場合よりも磁場均一性を高めることが容易で、
脂肪および水のピークのシャープなスペクトルが得られ
る。
らの信号を観測し、シミング調整を行ったので、その小
さな領域では磁場の均一度が理想的な状態になるように
調整することが容易にできる。そのため、従来のように
１次元で限定した領域（スライス面）の全体からの信号
を用いる場合よりも磁場均一性を高めることが容易で、
脂肪および水のピークのシャープなスペクトルが得られ
る。
【００２０】つぎに、このシャープなピークから求めた
脂肪と水の共鳴周波数を用いてＣＨＥＳＳ法による脂肪
抑制イメージングのためのパルスシーケンス（図８)を
行う（図２のステップ４６)。この図８の例では、ＳＥ
（スピンエコー）法にＣＨＥＳＳ法を適用したものとな
っており、ＳＥ法によるパルスシーケンスの直前に脂肪
抑制パルス９９を付加したものとなっている。
脂肪と水の共鳴周波数を用いてＣＨＥＳＳ法による脂肪
抑制イメージングのためのパルスシーケンス（図８)を
行う（図２のステップ４６)。この図８の例では、ＳＥ
（スピンエコー）法にＣＨＥＳＳ法を適用したものとな
っており、ＳＥ法によるパルスシーケンスの直前に脂肪
抑制パルス９９を付加したものとなっている。
【００２１】すなわち、ＳＥ法では、９０°パルス９１
をスライス選択用の傾斜磁場（ここではＧｚ）パルス９
３とともに加えて選択されたスライス面での磁化を９０
°倒し、その後１８０°パルス９２をスライス選択用の
傾斜磁場（Ｇｚ）パルス９４とともに加えてそのスライ
ス面での磁化を１８０°反転させてスピンエコー信号９
８を発生させる。このときＧｘパルス９６、９７を１８
０°パルスの前後に印加して位相を揃えさせるとともに
Ｘ方向の周波数エンコードを行う。またＧｙパルス９５
を印加することによりＹ方向の位相エンコードを行う。
このようなＳＥ法のパルスシーケンスの直前に脂肪抑制
パルス９９を付加する。この脂肪抑制パルス９９は先に
求めた脂肪の周波数にキャリアの周波数が合致させられ
たもので、このパルス９９の印加により脂肪のスピンを
磁気的に飽和させる。
をスライス選択用の傾斜磁場（ここではＧｚ）パルス９
３とともに加えて選択されたスライス面での磁化を９０
°倒し、その後１８０°パルス９２をスライス選択用の
傾斜磁場（Ｇｚ）パルス９４とともに加えてそのスライ
ス面での磁化を１８０°反転させてスピンエコー信号９
８を発生させる。このときＧｘパルス９６、９７を１８
０°パルスの前後に印加して位相を揃えさせるとともに
Ｘ方向の周波数エンコードを行う。またＧｙパルス９５
を印加することによりＹ方向の位相エンコードを行う。
このようなＳＥ法のパルスシーケンスの直前に脂肪抑制
パルス９９を付加する。この脂肪抑制パルス９９は先に
求めた脂肪の周波数にキャリアの周波数が合致させられ
たもので、このパルス９９の印加により脂肪のスピンを
磁気的に飽和させる。
【００２２】このときＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚの各傾斜磁場の
シミング用のオフセット磁場Ｇｘｏ，Ｇｙｏ，Ｇｚｏが
印加されているため、上記のように３次元で指定された
領域では静磁場均一性が理想的に高められており、その
領域での周波数スペクトルは図７の（ｂ）のようになっ
ている。そのため、脂肪のピーク周波数に一致させられ
た脂肪抑制パルス９９により、その領域の脂肪からの信
号を完全に抑制することができる。したがって、スピン
エコー信号９８から収集したデータより再構成すること
によって、その小さいな指定領域については脂肪の完全
に抑制された画像が得られる。これにより、指定した領
域内での脂肪抑制が可能となって目的とする場所での組
織判別および形態把握が容易になる。
シミング用のオフセット磁場Ｇｘｏ，Ｇｙｏ，Ｇｚｏが
印加されているため、上記のように３次元で指定された
領域では静磁場均一性が理想的に高められており、その
領域での周波数スペクトルは図７の（ｂ）のようになっ
ている。そのため、脂肪のピーク周波数に一致させられ
た脂肪抑制パルス９９により、その領域の脂肪からの信
号を完全に抑制することができる。したがって、スピン
エコー信号９８から収集したデータより再構成すること
によって、その小さいな指定領域については脂肪の完全
に抑制された画像が得られる。これにより、指定した領
域内での脂肪抑制が可能となって目的とする場所での組
織判別および形態把握が容易になる。
【００２３】なお、上記では傾斜磁場コイルにオフセッ
ト電流を流すことにより１次のシム磁場を発生させるこ
ととしているが、別途シムコイルを設けてこれに電流を
流すことによって１次のシム磁場を発生させるようにし
てもよい。また、シミング領域を限定するのに３次元の
傾斜磁場を用いているが、２次元の傾斜磁場を用いて２
次元の各方向で領域指定する（つまり点状の領域ではな
く、棒状の領域を指定する）こともできる。また、上記
のＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚは例示であり、Ｘ，Ｙ，Ｚの各方向
以外の傾斜磁場（たとえばＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚを組み合わ
せて作る）を用いることも可能である。
ト電流を流すことにより１次のシム磁場を発生させるこ
ととしているが、別途シムコイルを設けてこれに電流を
流すことによって１次のシム磁場を発生させるようにし
てもよい。また、シミング領域を限定するのに３次元の
傾斜磁場を用いているが、２次元の傾斜磁場を用いて２
次元の各方向で領域指定する（つまり点状の領域ではな
く、棒状の領域を指定する）こともできる。また、上記
のＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚは例示であり、Ｘ，Ｙ，Ｚの各方向
以外の傾斜磁場（たとえばＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚを組み合わ
せて作る）を用いることも可能である。
【００２４】
【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
の発明の核磁気共鳴検査装置によれば、２次元または３
次元で限定された小さな領域を指定してそこをシミング
領域としているため、多チャンネルのシムコイルを用い
ずとも傾斜磁場コイルだけで完全な静磁場均一性を得る
ことができる。このように小さな領域ではあるが、そこ
で静磁場均一性を完全なものとしているため、ＣＨＥＳ
Ｓ法などによる脂肪抑制効果をその領域について十分な
ものとすることが可能であり、目的とする場所での組織
判別および形態把握が容易になる。
の発明の核磁気共鳴検査装置によれば、２次元または３
次元で限定された小さな領域を指定してそこをシミング
領域としているため、多チャンネルのシムコイルを用い
ずとも傾斜磁場コイルだけで完全な静磁場均一性を得る
ことができる。このように小さな領域ではあるが、そこ
で静磁場均一性を完全なものとしているため、ＣＨＥＳ
Ｓ法などによる脂肪抑制効果をその領域について十分な
ものとすることが可能であり、目的とする場所での組織
判別および形態把握が容易になる。
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】同実施形態での動作を示すフローチャート。
【図３】プランニング画像上でのシミング領域指定を説
明するための図。
明するための図。
【図４】ＰＲＥＳＳ法のパルスシーケンスを示すタイム
チャート。
チャート。
【図５】ＳＴＥＡＭ法のパルスシーケンスを示すタイム
チャート。
チャート。
【図６】ＰＲＥＳＳ法およびＳＴＥＡＭ法での領域限定
を示す模式的な斜視図。
を示す模式的な斜視図。
【図７】指定領域から得られた信号の周波数スペクトル
を示すグラフ。
を示すグラフ。
【図８】ＣＨＥＳＳ法のパルスシーケンスを示すタイム
チャート。
チャート。
１１ マグネットアセンブリ １２ ＲＦコイル １３ 磁場制御回路 １４ 波形発生回路 １５ シーケンスコントローラ １６ コンピュータ １７ ＲＦ電力増幅器 １８ 振幅変調回路 １９ ＲＦ発振回路 ２０ 前置増幅器 ２１ 位相検波回路 ２２ Ａ／Ｄ変換器 ２３ ディスプレイ装置 ２４ キーボード ２５ マウス ２６ 記録装置 ４１〜４６ 動作の各ステップ ５１ プランニング画像 ５２ シミング領域 ６１、７１〜７３、９１ ９０°パルス ６２、６３、９２ １８０°パルス ６４、６５、６７、７４、７５、７７、９３、９４
スライス選択用傾斜磁場パルス ６６、７６、９６、９７ 読み出し用傾斜磁場パル
ス ６８、６９、９８ スピンエコー信号 ７８ プライマ
リエコー信号 ７９ スティミ
ュレイテッドエコー信号 ８０ クラッシ
ャパルス ８１〜８３ 選択励起スライス面 ８４ 指定され
た点状領域 ８６ 周波数ス
ペクトルにおける脂肪のピーク ８７ 周波数ス
ペクトルにおける水のピーク ９５ 位相エン
コード用傾斜磁場パルス ９９ 脂肪抑制
パルス Ｇｘｏ Ｇｘコイ
ルによるオフセット磁場 Ｇｙｏ Ｇｙコイ
ルによるオフセット磁場 Ｇｚｏ Ｇｚコイ
ルによるオフセット磁場
スライス選択用傾斜磁場パルス ６６、７６、９６、９７ 読み出し用傾斜磁場パル
ス ６８、６９、９８ スピンエコー信号 ７８ プライマ
リエコー信号 ７９ スティミ
ュレイテッドエコー信号 ８０ クラッシ
ャパルス ８１〜８３ 選択励起スライス面 ８４ 指定され
た点状領域 ８６ 周波数ス
ペクトルにおける脂肪のピーク ８７ 周波数ス
ペクトルにおける水のピーク ９５ 位相エン
コード用傾斜磁場パルス ９９ 脂肪抑制
パルス Ｇｘｏ Ｇｘコイ
ルによるオフセット磁場 Ｇｙｏ Ｇｙコイ
ルによるオフセット磁場 Ｇｚｏ Ｇｚコイ
ルによるオフセット磁場
Claims (1)
- 【請求項１】 被検査空間内に静磁場を発生する静磁場
発生手段と、該被検査空間内に直交３軸の各方向に磁場
強度が傾斜している傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手
段と、該被検査空間内の静磁場均一性を高めるためのシ
ム磁場を発生するシム磁場発生手段と、該被検査空間内
にＲＦ信号を送信するＲＦ送信手段と、ＮＭＲ信号を受
信する受信手段と、上記傾斜磁場発生手段とＲＦ送信手
段とを制御し、少なくとも２次元の傾斜磁場を用いて選
択励起し、その選択励起された領域からのＮＭＲ信号に
基づき最適シム磁場を求める手段とを備えることを特徴
とする核磁気共鳴検査装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10034040A JPH11216124A (ja) | 1998-01-30 | 1998-01-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10034040A JPH11216124A (ja) | 1998-01-30 | 1998-01-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11216124A true JPH11216124A (ja) | 1999-08-10 |
Family
ID=12403217
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10034040A Pending JPH11216124A (ja) | 1998-01-30 | 1998-01-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11216124A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2011037064A1 (ja) * | 2009-09-25 | 2011-03-31 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 |
| WO2011059017A1 (ja) * | 2009-11-12 | 2011-05-19 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法 |
| JP2011194241A (ja) * | 2010-03-18 | 2011-10-06 | General Electric Co <Ge> | Ｍｒ撮像スキャンパラメータの自動算定のためのシステム及び方法 |
-
1998
- 1998-01-30 JP JP10034040A patent/JPH11216124A/ja active Pending
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2011037064A1 (ja) * | 2009-09-25 | 2011-03-31 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 |
| JP5823865B2 (ja) * | 2009-09-25 | 2015-11-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および照射周波数調整方法 |
| US9615768B2 (en) | 2009-09-25 | 2017-04-11 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and irradiation frequency adjusting method |
| WO2011059017A1 (ja) * | 2009-11-12 | 2011-05-19 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法 |
| US9035652B2 (en) | 2009-11-12 | 2015-05-19 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and two-dimensional excitation adjustment method |
| JP5730214B2 (ja) * | 2009-11-12 | 2015-06-03 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び２次元励起調整方法 |
| JP2011194241A (ja) * | 2010-03-18 | 2011-10-06 | General Electric Co <Ge> | Ｍｒ撮像スキャンパラメータの自動算定のためのシステム及び方法 |
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