JPH11225995A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH11225995A JPH11225995A JP10044278A JP4427898A JPH11225995A JP H11225995 A JPH11225995 A JP H11225995A JP 10044278 A JP10044278 A JP 10044278A JP 4427898 A JP4427898 A JP 4427898A JP H11225995 A JPH11225995 A JP H11225995A
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- signal
- echo
- tissue
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- signals
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 低磁場装置であっても短い計測時間で脂肪抑
制撮影が可能なＭＲＩ装置を提供する。 【解決手段】 同一エンコード条件において、励起パル
ス照射からエコー信号計測までの時間ＴＥを異ならせて
複数（ｎ）のエコー信号を計測する。この際、各エコー
信号において、水プロトンからの信号の位相は同一であ
り、脂肪プロトンからの信号の位相は順次２π／ｎずつ
ずれるようにエコー信号計測時刻を設定する。このよう
にして計測された信号の位相和をとることにより、脂肪
からの信号は互いに打ち消し合い０となり抑制され、水
からの信号は信号強度がｎ倍となる。これにより高いＳ
／Ｎで脂肪組織からの信号が抑制された画像を得ること
ができる。また照射パルス照射からエコー信号の計測ま
で、水の位相と脂肪の位相とが揃う時点を待つ必要がな
いので計測時間を短縮できる。
制撮影が可能なＭＲＩ装置を提供する。 【解決手段】 同一エンコード条件において、励起パル
ス照射からエコー信号計測までの時間ＴＥを異ならせて
複数（ｎ）のエコー信号を計測する。この際、各エコー
信号において、水プロトンからの信号の位相は同一であ
り、脂肪プロトンからの信号の位相は順次２π／ｎずつ
ずれるようにエコー信号計測時刻を設定する。このよう
にして計測された信号の位相和をとることにより、脂肪
からの信号は互いに打ち消し合い０となり抑制され、水
からの信号は信号強度がｎ倍となる。これにより高いＳ
／Ｎで脂肪組織からの信号が抑制された画像を得ること
ができる。また照射パルス照射からエコー信号の計測ま
で、水の位相と脂肪の位相とが揃う時点を待つ必要がな
いので計測時間を短縮できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴現象を利
用して被検体（人体）の対象部位の断層像を得るための
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）
に関し、特に水を構成するプロトンからの信号と脂肪を
構成するプロトンからの信号とを分離して画像化するこ
とが可能なＭＲＩ装置に関する。
用して被検体（人体）の対象部位の断層像を得るための
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）
に関し、特に水を構成するプロトンからの信号と脂肪を
構成するプロトンからの信号とを分離して画像化するこ
とが可能なＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置では被検体の組織を画像化す
るための計測対象核種として通常プロトン（1Ｈ）を対
象としており、プロトンの密度を画像化する。脂肪には
多くの1Ｈが含まれるためにＭＲＩでは高信号となり診
断の妨げになることがある。このため、色々な脂肪抑制
方法が開発されている。
るための計測対象核種として通常プロトン（1Ｈ）を対
象としており、プロトンの密度を画像化する。脂肪には
多くの1Ｈが含まれるためにＭＲＩでは高信号となり診
断の妨げになることがある。このため、色々な脂肪抑制
方法が開発されている。
【０００３】このうち異なる組織を構成するプロトンの
化学シフト差δによる角周波数差を利用し、水と脂肪と
を分離した画像を得る方法（Ｄｉｘｏｎ法）がある。図
５はスピンエコー（ＳＥ）法を用いたＤｉｘｏｎ法によ
る脂肪抑制撮像シーケンス及び得られるエコー信号の位
相の模式図である。ここでＲＦは磁化を励起するための
高周波パルスであり、Ｇｒは読み出し方向の傾斜磁場で
ある。
化学シフト差δによる角周波数差を利用し、水と脂肪と
を分離した画像を得る方法（Ｄｉｘｏｎ法）がある。図
５はスピンエコー（ＳＥ）法を用いたＤｉｘｏｎ法によ
る脂肪抑制撮像シーケンス及び得られるエコー信号の位
相の模式図である。ここでＲＦは磁化を励起するための
高周波パルスであり、Ｇｒは読み出し方向の傾斜磁場で
ある。
【０００４】Ｄｉｘｏｎ法では、原子核スピンを励起す
るための高周波磁場の照射からエコー信号計測までの時
間が異なる２度の計測ＴＲ１及びＴＲ２を行い、これら
２度の計測で得られた信号の位相差を利用して脂肪抑制
を行う。即ち、計測ＴＲ１では高周波磁場の照射から時
間ＴＥ＝２τが経過した時点でエコー信号を計測する。
この信号では生体水からの信号の位相と脂肪組織からの
信号の位相とは同位相である。また計測ＴＲ２では高周
波磁場の照射から時間ＴＥ＝２τ＋αが経過した時点で
エコー信号を計測する。このαを適当にとることによ
り、生体水の信号の位相と脂肪組織からの信号の位相と
がちょうど１８０°反転したものとなる。これらの信号
の位相和をとることにより両計測において同位相である
水の信号は強調され、位相が反転している脂肪の信号は
抑制される。逆に位相の差をとることにより脂肪を強調
した画像を得ることもできる。
るための高周波磁場の照射からエコー信号計測までの時
間が異なる２度の計測ＴＲ１及びＴＲ２を行い、これら
２度の計測で得られた信号の位相差を利用して脂肪抑制
を行う。即ち、計測ＴＲ１では高周波磁場の照射から時
間ＴＥ＝２τが経過した時点でエコー信号を計測する。
この信号では生体水からの信号の位相と脂肪組織からの
信号の位相とは同位相である。また計測ＴＲ２では高周
波磁場の照射から時間ＴＥ＝２τ＋αが経過した時点で
エコー信号を計測する。このαを適当にとることによ
り、生体水の信号の位相と脂肪組織からの信号の位相と
がちょうど１８０°反転したものとなる。これらの信号
の位相和をとることにより両計測において同位相である
水の信号は強調され、位相が反転している脂肪の信号は
抑制される。逆に位相の差をとることにより脂肪を強調
した画像を得ることもできる。
【０００５】この場合、２つの計測のエコー時間の差α
は、次式（１）により表わすことができ、 α＝１／２δ （１） これは水からの信号の位相と脂肪からの信号の位相とを
１８０°反転させるのに必要な最短時間αを表わす。
尚、式中δは水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトを
Ｈｚ単位で表わしたものであり、以下同じである。
は、次式（１）により表わすことができ、 α＝１／２δ （１） これは水からの信号の位相と脂肪からの信号の位相とを
１８０°反転させるのに必要な最短時間αを表わす。
尚、式中δは水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトを
Ｈｚ単位で表わしたものであり、以下同じである。
【０００６】傾斜磁場の反転によってエコー信号を発生
させるグラジエントエコー（ＧｒＥ）法を用いる場合に
も、エコー時間ＴＥを適当に設定することにより、生体
水からの信号の位相と脂肪組織からの信号の位相とを同
位相にしたり、ちょうど１８０°反転させることがで
き、エコー時間がＴＥ＝２ｎα（ｎは正の整数）の場合
に生体水からの信号の位相と脂肪組織からの信号の位相
とは同位相となり、ＴＥ＝（２ｎ＋１）α（ｎは正の整
数）の場合に生体水からの信号の位相と脂肪組織からの
信号の位相とをちょうど１８０°反転させることができ
る。
させるグラジエントエコー（ＧｒＥ）法を用いる場合に
も、エコー時間ＴＥを適当に設定することにより、生体
水からの信号の位相と脂肪組織からの信号の位相とを同
位相にしたり、ちょうど１８０°反転させることがで
き、エコー時間がＴＥ＝２ｎα（ｎは正の整数）の場合
に生体水からの信号の位相と脂肪組織からの信号の位相
とは同位相となり、ＴＥ＝（２ｎ＋１）α（ｎは正の整
数）の場合に生体水からの信号の位相と脂肪組織からの
信号の位相とをちょうど１８０°反転させることができ
る。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このようにＤｉｘｏｎ
法では、異なる組織からの信号を分離するために両信号
の位相を反転させているので、スピンエコー法を用いた
場合、エコー信号の計測時間は最短でも位相を反転させ
るのに必要な時間αよりも長くなければならない。グラ
ディエントエコー法を用いた場合には最短ＴＥは２α以
下とすることはできない。
法では、異なる組織からの信号を分離するために両信号
の位相を反転させているので、スピンエコー法を用いた
場合、エコー信号の計測時間は最短でも位相を反転させ
るのに必要な時間αよりも長くなければならない。グラ
ディエントエコー法を用いた場合には最短ＴＥは２α以
下とすることはできない。
【０００８】この反転のために必要な時間αは、上記式
（１）からも分かるように化学シフトδの逆数と比例す
る。通常、化学シフトは静磁場強度とは関係ないｐｐｍ
で表わされ、水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトは
約３．５ｐｐｍであるが、式（１）に示すようにＨｚ単
位で表わした場合、その大きさは静磁場強度に依存し、
静磁場強度が低いほど小さくなる。即ち、静磁場強度が
低い装置では時間αを大きくとらなければならず、計測
時間が長くなるという問題がある。
（１）からも分かるように化学シフトδの逆数と比例す
る。通常、化学シフトは静磁場強度とは関係ないｐｐｍ
で表わされ、水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトは
約３．５ｐｐｍであるが、式（１）に示すようにＨｚ単
位で表わした場合、その大きさは静磁場強度に依存し、
静磁場強度が低いほど小さくなる。即ち、静磁場強度が
低い装置では時間αを大きくとらなければならず、計測
時間が長くなるという問題がある。
【０００９】本発明はこのような問題を解決するために
なされたもので、従来よりも短い時間で脂肪抑制効果を
得ることができるＭＲＩ装置を提供することを目的とす
る。
なされたもので、従来よりも短い時間で脂肪抑制効果を
得ることができるＭＲＩ装置を提供することを目的とす
る。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明のＭＲＩ装置で
は、同一エンコード条件においてエコー時間の異なるｎ
（ｎ≧２）個のエコー信号を計測し、これらエコー信号
において水又は脂肪のいずれか一方のプロトンからの信
号の位相は同一であり、他方のプロトンからの信号はエ
コー時間順にそれぞれ位相が２π／ｎずれるようにエコ
ー時間を設定する。
は、同一エンコード条件においてエコー時間の異なるｎ
（ｎ≧２）個のエコー信号を計測し、これらエコー信号
において水又は脂肪のいずれか一方のプロトンからの信
号の位相は同一であり、他方のプロトンからの信号はエ
コー時間順にそれぞれ位相が２π／ｎずれるようにエコ
ー時間を設定する。
【００１１】即ち、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に
置かれた被検体の組織を構成する原子核スピンを励起す
るための高周波パルスを照射する手段と，高周波パルス
の照射により被検体から生じる核磁気共鳴信号をエコー
信号として受信する手段と，エコー信号をエンコードす
るための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，照射
手段，傾斜磁場発生手段及び受信手段を所定のパルスシ
ーケンスに従い制御する手段と，エコー信号をもとに被
検体の断層像を再構成する手段とを備え、制御手段は同
一エンコード条件において異なる計測時刻で複数（ｎ≧
２）個のエコー信号を計測し、複数のエコー信号はそれ
ぞれ第１の組織を構成する原子核スピンからの信号と第
２の組織を構成する原子核スピンからの信号とを含み、
第１の組織からの信号の位相は複数のエコー信号におい
て同一であり、第２の組織からの信号の位相は複数のエ
コー信号において２π／ｎずれるように計測時刻を設定
するものである。
置かれた被検体の組織を構成する原子核スピンを励起す
るための高周波パルスを照射する手段と，高周波パルス
の照射により被検体から生じる核磁気共鳴信号をエコー
信号として受信する手段と，エコー信号をエンコードす
るための傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，照射
手段，傾斜磁場発生手段及び受信手段を所定のパルスシ
ーケンスに従い制御する手段と，エコー信号をもとに被
検体の断層像を再構成する手段とを備え、制御手段は同
一エンコード条件において異なる計測時刻で複数（ｎ≧
２）個のエコー信号を計測し、複数のエコー信号はそれ
ぞれ第１の組織を構成する原子核スピンからの信号と第
２の組織を構成する原子核スピンからの信号とを含み、
第１の組織からの信号の位相は複数のエコー信号におい
て同一であり、第２の組織からの信号の位相は複数のエ
コー信号において２π／ｎずれるように計測時刻を設定
するものである。
【００１２】このように収集されたｎ個の信号の位相和
を取ることにより、各エコー信号において位相が２π／
ｎずれた信号は抑制され、各エコー信号において位相が
同一である信号はｎ倍の強度の信号として得られる。こ
の場合、エコー信号の計測時に第１の組織からの信号の
位相と第２の組織からの信号の位相とが同一になるまで
待つ必要がないので、高周波パルスの照射からエコー信
号計測までの時間ＴＥを従来と比較して短く設定するこ
とが可能であり、かつＳ／Ｎが高く、同等の脂肪抑制効
果を得ることができる。
を取ることにより、各エコー信号において位相が２π／
ｎずれた信号は抑制され、各エコー信号において位相が
同一である信号はｎ倍の強度の信号として得られる。こ
の場合、エコー信号の計測時に第１の組織からの信号の
位相と第２の組織からの信号の位相とが同一になるまで
待つ必要がないので、高周波パルスの照射からエコー信
号計測までの時間ＴＥを従来と比較して短く設定するこ
とが可能であり、かつＳ／Ｎが高く、同等の脂肪抑制効
果を得ることができる。
【００１３】一般には、時間αは次式（２）で与えら
れ、エコー時間ＴＥは次式（３）にて設定可能である。 α＝１／ｎδ （２） ＴＥ＞Ｎ×α （３） 式（３）中、Ｎはｎ／２（小数点以下切り捨て）であ
る。
れ、エコー時間ＴＥは次式（３）にて設定可能である。 α＝１／ｎδ （２） ＴＥ＞Ｎ×α （３） 式（３）中、Ｎはｎ／２（小数点以下切り捨て）であ
る。
【００１４】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を図面を参
照して詳細に説明する。図４は本発明が適用されるＭＲ
Ｉ装置の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ
装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得る
もので、同図に示すように、静磁場発生磁気回路１と，
傾斜磁場発生系２と，送信系３と，受信系４と，信号処
理系５と，シーケンサ６と，中央処理装置（ＣＰＵ）７
と，操作部８とを備えて成る。
照して詳細に説明する。図４は本発明が適用されるＭＲ
Ｉ装置の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ
装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得る
もので、同図に示すように、静磁場発生磁気回路１と，
傾斜磁場発生系２と，送信系３と，受信系４と，信号処
理系５と，シーケンサ６と，中央処理装置（ＣＰＵ）７
と，操作部８とを備えて成る。
【００１５】静磁場発生磁気回路１は、被検体９の周り
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体９の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式又は常電導方式あるいは
超電導方式の磁場発生手段が配置されている。傾斜磁場
発生系２は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場
コイル１０と，それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１１とから成り、シーケンサ６から命令にしたがって
それぞれのコイルの傾斜磁場電源１１を駆動することに
より、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇ
ｆを被検体９に印加するようになっている。この傾斜磁
場の加え方により、被検体９に対するスライス面を設定
することができ、またエコー信号をエンコードし位置情
報を付与する。
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体９の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式又は常電導方式あるいは
超電導方式の磁場発生手段が配置されている。傾斜磁場
発生系２は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場
コイル１０と，それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１１とから成り、シーケンサ６から命令にしたがって
それぞれのコイルの傾斜磁場電源１１を駆動することに
より、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇ
ｆを被検体９に印加するようになっている。この傾斜磁
場の加え方により、被検体９に対するスライス面を設定
することができ、またエコー信号をエンコードし位置情
報を付与する。
【００１６】送信系３は、シーケンサ６から送出される
高周波磁場パルスにより被検体９の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信
号を照射するもので、高周波発振器１２と変調器１３と
高周波増幅器１４と送信側の高周波コイル１５とから成
り、高周波発振器１２から出力された高周波パルスを高
周波増幅器１４で増幅した後に被検体９に近接して配置
された送信側の高周波コイル１５に供給することによ
り、電磁波（高周波信号）が上記被検体９に照射される
ようになっている。
高周波磁場パルスにより被検体９の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信
号を照射するもので、高周波発振器１２と変調器１３と
高周波増幅器１４と送信側の高周波コイル１５とから成
り、高周波発振器１２から出力された高周波パルスを高
周波増幅器１４で増幅した後に被検体９に近接して配置
された送信側の高周波コイル１５に供給することによ
り、電磁波（高周波信号）が上記被検体９に照射される
ようになっている。
【００１７】受信系４は、被検体９の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１６と増
幅器１７と直交位相検波器１８とＡ／Ｄ変換器１９とか
ら成り、送信側の高周波コイル１５から照射された電磁
波による被検体９の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検
体９に近接して配置された受信側の高周波コイル１６で
検出され、増幅器１７及び直交位相検波器１８を介して
Ａ／Ｄ変換器１９に入力してディジタル量に変換され、
さらにシーケンサ６からの命令によるタイミングで直交
位相検波器１８によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系５に送られるよう
になっている。
の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１６と増
幅器１７と直交位相検波器１８とＡ／Ｄ変換器１９とか
ら成り、送信側の高周波コイル１５から照射された電磁
波による被検体９の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検
体９に近接して配置された受信側の高周波コイル１６で
検出され、増幅器１７及び直交位相検波器１８を介して
Ａ／Ｄ変換器１９に入力してディジタル量に変換され、
さらにシーケンサ６からの命令によるタイミングで直交
位相検波器１８によりサンプリングされた二系列の収集
データとされ、その信号が信号処理系５に送られるよう
になっている。
【００１８】この信号処理系５は、受信系４で検出した
エコー信号を用いて画像再構成演算を行うと共に画像表
示をするもので、エコー信号についてフーリエ変換，補
正係数計算，画像再構成等の処理及びシーケンサ６の制
御を行うＣＰＵ７と，経時的な画像解析処理及び計測を
行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメ
ータなどを記憶するＲＯＭ（読み出し専用メモリ）２０
と，予備計測で得た計測パラメータや受信系４で検出し
たエコー信号，及び関心領域設定に用いる画像を一時保
管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータ
などを記憶するＲＡＭ（随時書き込み読み出しメモリ）
２１と，ＣＰＵ７で再構成された画像データを記録する
データ格納部となる光磁気ディスク２２及び磁気ディス
ク２３と，これらの光磁気ディスク２２又は磁気ディス
ク２３から読み出した画像データを映像化して断層像と
して表示する表示部となるディスプレイ２４とから成
る。
エコー信号を用いて画像再構成演算を行うと共に画像表
示をするもので、エコー信号についてフーリエ変換，補
正係数計算，画像再構成等の処理及びシーケンサ６の制
御を行うＣＰＵ７と，経時的な画像解析処理及び計測を
行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメ
ータなどを記憶するＲＯＭ（読み出し専用メモリ）２０
と，予備計測で得た計測パラメータや受信系４で検出し
たエコー信号，及び関心領域設定に用いる画像を一時保
管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータ
などを記憶するＲＡＭ（随時書き込み読み出しメモリ）
２１と，ＣＰＵ７で再構成された画像データを記録する
データ格納部となる光磁気ディスク２２及び磁気ディス
ク２３と，これらの光磁気ディスク２２又は磁気ディス
ク２３から読み出した画像データを映像化して断層像と
して表示する表示部となるディスプレイ２４とから成
る。
【００１９】シーケンサ６は、被検体９の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁
場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
する制御手段となるもので、ＣＰＵ７の制御で動作し、
被検体９の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送
信系３及び傾斜磁場発生系２並びに受信系４に送るよう
になっている。また、操作部８は、信号処理系５で行う
処理の制御情報を入力するもので、トラックボール２５
及び、キーボード２６から成る。
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁
場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加
する制御手段となるもので、ＣＰＵ７の制御で動作し、
被検体９の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送
信系３及び傾斜磁場発生系２並びに受信系４に送るよう
になっている。また、操作部８は、信号処理系５で行う
処理の制御情報を入力するもので、トラックボール２５
及び、キーボード２６から成る。
【００２０】次にこのようなＭＲＩ装置を用いた脂肪抑
制撮像法を説明する。図１はＳＥ法を用いた際の一実施
例を示す模式図であり、シーケンサ６に組み込まれたパ
ルスシーケンスおよび得られる信号の位相を模式的に示
している。本実施例の撮像法では、９０°高周波パルス
を照射してプロトンの原子核スピンを励起した後、所定
時間τ後に１８０°高周波パルスを印加して更に所定時
間経過後エコー信号を計測するＳＥ法を基本とするパル
スシーケンスを３回行う。尚、図示するパルスシーケン
スでは高周波パルスＲＦ及び読み出し方向傾斜磁場Ｇｒ
のタイミングしか示していないが、必要に応じてスライ
ス選択のための傾斜磁場，位相エンコード方向の傾斜磁
場が追加される。
制撮像法を説明する。図１はＳＥ法を用いた際の一実施
例を示す模式図であり、シーケンサ６に組み込まれたパ
ルスシーケンスおよび得られる信号の位相を模式的に示
している。本実施例の撮像法では、９０°高周波パルス
を照射してプロトンの原子核スピンを励起した後、所定
時間τ後に１８０°高周波パルスを印加して更に所定時
間経過後エコー信号を計測するＳＥ法を基本とするパル
スシーケンスを３回行う。尚、図示するパルスシーケン
スでは高周波パルスＲＦ及び読み出し方向傾斜磁場Ｇｒ
のタイミングしか示していないが、必要に応じてスライ
ス選択のための傾斜磁場，位相エンコード方向の傾斜磁
場が追加される。
【００２１】この３回の計測は同一の傾斜磁場を印加し
て行われるが、エコー信号を計測する時刻（９０°パル
ス印加からエコー信号計測までの時間ＴＥ）がそれぞれ
異なる。計測ＴＲ１ではＴＥ＝２τ−αで信号計測を行
い、計測ＴＲ２ではＴＥ＝２τで信号計測を行い、計測
ＴＲ３ではＴＥ＝２τ＋αで信号計測を行う。ここでα
は、α＝１／３δであり、水組織からの信号の位相と脂
肪組織からの信号の位相を２π／３ずらせるのに必要な
時間である。
て行われるが、エコー信号を計測する時刻（９０°パル
ス印加からエコー信号計測までの時間ＴＥ）がそれぞれ
異なる。計測ＴＲ１ではＴＥ＝２τ−αで信号計測を行
い、計測ＴＲ２ではＴＥ＝２τで信号計測を行い、計測
ＴＲ３ではＴＥ＝２τ＋αで信号計測を行う。ここでα
は、α＝１／３δであり、水組織からの信号の位相と脂
肪組織からの信号の位相を２π／３ずらせるのに必要な
時間である。
【００２２】このような３つの計測で得られた信号は、
その位相を模式的に示すように、水プロトンの場合は３
つの計測で同じ位相を有しているが、脂肪プロトンの場
合には計測ＴＲ１とＴＲ２の間では２π／３ずれ、計測
ＴＲ２とＴＲ３の間では２π／３ずれ、計測ＴＲ３とＴ
Ｒ１の間では２π／３ずれている。従って計測された３
つのエコー信号の位相和を取ると、水プロトンは全て同
位相であるため信号強度が３倍となるが脂肪プロトンは
互いに打ち消し合い０となる。これにより脂肪プロトン
からの信号を抑制することができる。
その位相を模式的に示すように、水プロトンの場合は３
つの計測で同じ位相を有しているが、脂肪プロトンの場
合には計測ＴＲ１とＴＲ２の間では２π／３ずれ、計測
ＴＲ２とＴＲ３の間では２π／３ずれ、計測ＴＲ３とＴ
Ｒ１の間では２π／３ずれている。従って計測された３
つのエコー信号の位相和を取ると、水プロトンは全て同
位相であるため信号強度が３倍となるが脂肪プロトンは
互いに打ち消し合い０となる。これにより脂肪プロトン
からの信号を抑制することができる。
【００２３】これら３つの計測は、像再構成に必要なエ
コー信号を得るまで繰り返される。この場合３つの計測
を連続させて繰り返してもよいし、或いは各計測毎に像
再構成に必要なエコー信号を得るまでの繰り返しを行っ
てもよい。
コー信号を得るまで繰り返される。この場合３つの計測
を連続させて繰り返してもよいし、或いは各計測毎に像
再構成に必要なエコー信号を得るまでの繰り返しを行っ
てもよい。
【００２４】尚、図１に示す実施例では信号を計測する
ためにＲＦパルスを用い、３つの計測を行っているが、
信号計測のために傾斜磁場の反転を用いてもよい。その
場合には、複数のエコー信号の計測を１回の繰り返し時
間ＴＲ内に行うことができるので、撮像時間を大幅に短
縮できる。そのような実施例を図２に示す。
ためにＲＦパルスを用い、３つの計測を行っているが、
信号計測のために傾斜磁場の反転を用いてもよい。その
場合には、複数のエコー信号の計測を１回の繰り返し時
間ＴＲ内に行うことができるので、撮像時間を大幅に短
縮できる。そのような実施例を図２に示す。
【００２５】図２は本発明におけるＳＥ法を用いた際の
他の一実施例を示す模式図であり、シーケンサ６に組み
込まれたパルスシーケンスおよび得られる信号の位相を
模式的に示している。ここでもスライス方向及び位相エ
ンコード方向の傾斜磁場は省略されているが、必要に応
じてこれら傾斜磁場が印加される。
他の一実施例を示す模式図であり、シーケンサ６に組み
込まれたパルスシーケンスおよび得られる信号の位相を
模式的に示している。ここでもスライス方向及び位相エ
ンコード方向の傾斜磁場は省略されているが、必要に応
じてこれら傾斜磁場が印加される。
【００２６】この実施例ではＳＥ法によるエコーの前後
に傾斜磁場の反転を利用して信号計測を行う。即ち、１
８０°パルス照射後に印加される傾斜磁場の強度と印加
時間の積（時間積分）が、９０°パルスと１８０°パル
スとの間に印加された読み出し傾斜磁場Ｇｒと同じにな
る時点でエコーが発生するので、この時点で１つ目の信
号１を計測する。２つ目の信号２及び３つ目の信号３は
それぞれ直前のエコー信号の後に印加された極性の異な
る読み出し傾斜磁場Ｇｒの時間積分が同じになるときに
発生するエコーを計測する。この際、信号１は本来のエ
コー時間ＴＥよりも時間α早いタイミングで、即ちＴＥ
＝２τ−αで信号計測を行い、信号２はＴＥ＝２τで信
号計測を行い、信号３は本来のエコー時間ＴＥよりも時
間α遅いタイミングで、即ちＴＥ＝２τ＋αで信号計測
を行うように読み出し傾斜磁場の印加時間を制御する。
ここでαはα＝１／３δであり、水組織からの信号の位
相と脂肪組織からの信号の位相を２π／３（１２０°）
ずらせるのに必要な時間である。このようなタイミング
で計測された３個の信号の位相は、図示するように脂肪
組織からの信号の位相がそれぞれ１２０°ずれたものと
なる。
に傾斜磁場の反転を利用して信号計測を行う。即ち、１
８０°パルス照射後に印加される傾斜磁場の強度と印加
時間の積（時間積分）が、９０°パルスと１８０°パル
スとの間に印加された読み出し傾斜磁場Ｇｒと同じにな
る時点でエコーが発生するので、この時点で１つ目の信
号１を計測する。２つ目の信号２及び３つ目の信号３は
それぞれ直前のエコー信号の後に印加された極性の異な
る読み出し傾斜磁場Ｇｒの時間積分が同じになるときに
発生するエコーを計測する。この際、信号１は本来のエ
コー時間ＴＥよりも時間α早いタイミングで、即ちＴＥ
＝２τ−αで信号計測を行い、信号２はＴＥ＝２τで信
号計測を行い、信号３は本来のエコー時間ＴＥよりも時
間α遅いタイミングで、即ちＴＥ＝２τ＋αで信号計測
を行うように読み出し傾斜磁場の印加時間を制御する。
ここでαはα＝１／３δであり、水組織からの信号の位
相と脂肪組織からの信号の位相を２π／３（１２０°）
ずらせるのに必要な時間である。このようなタイミング
で計測された３個の信号の位相は、図示するように脂肪
組織からの信号の位相がそれぞれ１２０°ずれたものと
なる。
【００２７】従ってこれら３個の信号を足し合わせたも
のは、図１の実施例の場合と同様に、脂肪組織からの信
号の位相は０となり、水の位相は全て同位相であるため
３倍になる。このような計測を像再構成に必要なエコー
信号を収集するまで繰り返し、１回の繰り返し時間内に
計測された３つのエコー信号を加算して像構成すること
により脂肪組織からの信号が抑制された画像を得ること
ができる。
のは、図１の実施例の場合と同様に、脂肪組織からの信
号の位相は０となり、水の位相は全て同位相であるため
３倍になる。このような計測を像再構成に必要なエコー
信号を収集するまで繰り返し、１回の繰り返し時間内に
計測された３つのエコー信号を加算して像構成すること
により脂肪組織からの信号が抑制された画像を得ること
ができる。
【００２８】尚、図１及び図２に示す実施例では、それ
ぞれ３つのエコー信号を計測する場合を説明したが、計
測するエコー信号の数は３に限定されず、４以上であっ
てもよい。
ぞれ３つのエコー信号を計測する場合を説明したが、計
測するエコー信号の数は３に限定されず、４以上であっ
てもよい。
【００２９】次に本発明の更に別の実施例として、グラ
ディエントエコー（ＧｒＥ）法を用いた一実施例を説明
する。図３は本実施例におけるシーケンサ６に組み込ま
れたパルスシーケンスおよび得られる信号の位相を模式
的に示している。このパルスシーケンスでは、エコー信
号の発生にＲＦパルスを用いる代りに傾斜磁場の反転の
みを用い、１回の９０°パルス照射で２個のエコー信号
を計測している。この場合、１つ目の信号１は水の位相
と脂肪の位相がθ°のずれを持っており、２つ目の信号
２はそこに含まれる脂肪の位相が１つ目の信号１に含ま
れる脂肪の位相と１８０°ずれるタイミングでグラディ
エントエコーを発生させて計測を行う。このような２つ
の信号１，２を足し合わせた場合にも、水の信号は２倍
となり脂肪の信号は抑制される。
ディエントエコー（ＧｒＥ）法を用いた一実施例を説明
する。図３は本実施例におけるシーケンサ６に組み込ま
れたパルスシーケンスおよび得られる信号の位相を模式
的に示している。このパルスシーケンスでは、エコー信
号の発生にＲＦパルスを用いる代りに傾斜磁場の反転の
みを用い、１回の９０°パルス照射で２個のエコー信号
を計測している。この場合、１つ目の信号１は水の位相
と脂肪の位相がθ°のずれを持っており、２つ目の信号
２はそこに含まれる脂肪の位相が１つ目の信号１に含ま
れる脂肪の位相と１８０°ずれるタイミングでグラディ
エントエコーを発生させて計測を行う。このような２つ
の信号１，２を足し合わせた場合にも、水の信号は２倍
となり脂肪の信号は抑制される。
【００３０】この場合には、信号１における脂肪からの
信号の位相は信号２における位相と１８０゜ずれている
が、水との位相が揃う前に最初の信号計測を行っている
ので、従来法に比べ計測時間を短縮できる。
信号の位相は信号２における位相と１８０゜ずれている
が、水との位相が揃う前に最初の信号計測を行っている
ので、従来法に比べ計測時間を短縮できる。
【００３１】尚、簡単のために２個の信号を計測する場
合を説明したが、ｎ（ｎ≧３）個の信号を計測する場合
には２エコー目以降のエコー信号に含まれる脂肪からの
信号の位相が直前に計測されたエコーに含まれる脂肪の
位相と２π／ｎだけずれるようにしておけばよい。
合を説明したが、ｎ（ｎ≧３）個の信号を計測する場合
には２エコー目以降のエコー信号に含まれる脂肪からの
信号の位相が直前に計測されたエコーに含まれる脂肪の
位相と２π／ｎだけずれるようにしておけばよい。
【００３２】尚以上の実施例では撮影の対象として水素
プロトンを例にし、本発明の磁気共鳴イメージング法を
説明したが、ケミカルシフト差を有する原子核スピンに
ついてＴＥを適当に調整することにより、一方の原子核
スピンからの信号を抑制した撮影方法を実現することが
できる。
プロトンを例にし、本発明の磁気共鳴イメージング法を
説明したが、ケミカルシフト差を有する原子核スピンに
ついてＴＥを適当に調整することにより、一方の原子核
スピンからの信号を抑制した撮影方法を実現することが
できる。
【００３３】
【発明の効果】以上説明した実施例からも明らかなよう
に本発明のＭＲＩ装置によれば、２種の組織からの信号
のうちいずれか一方からの信号を抑制する場合に、一方
からの信号についてのみ位相の総和が０となるようなタ
イミングで複数のエコー信号を計測するようにしたの
で、エコー信号計測時に２種の組織からの信号の位相が
同位相になるのを待つ必要がなく、従来法に比べ短いエ
コー時間ＴＥの設定が可能となるとともに、よりＳ／Ｎ
の高い脂肪抑制画像又は水抑制画像を作成することがで
きる。
に本発明のＭＲＩ装置によれば、２種の組織からの信号
のうちいずれか一方からの信号を抑制する場合に、一方
からの信号についてのみ位相の総和が０となるようなタ
イミングで複数のエコー信号を計測するようにしたの
で、エコー信号計測時に２種の組織からの信号の位相が
同位相になるのを待つ必要がなく、従来法に比べ短いエ
コー時間ＴＥの設定が可能となるとともに、よりＳ／Ｎ
の高い脂肪抑制画像又は水抑制画像を作成することがで
きる。
【図１】本発明のＭＲＩ装置による脂肪抑制撮像法のシ
ーケンスの一実施例と計測された信号の位相を示す模式
図。
ーケンスの一実施例と計測された信号の位相を示す模式
図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置による脂肪抑制撮像法のシ
ーケンスの別の実施例と計測された信号の位相を示す模
式図。
ーケンスの別の実施例と計測された信号の位相を示す模
式図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置による脂肪抑制撮像法のシ
ーケンスの更に別の実施例と計測された信号の位相を示
す模式図。
ーケンスの更に別の実施例と計測された信号の位相を示
す模式図。
【図４】本発明によるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図５】従来の脂肪抑制シーケンスと信号の位相を示す
模式図。
模式図。
１ 静磁場発生磁気回路 ２ 傾斜磁場発生系 ３ 送信系 ４ 受信系 ５ 信号処理系 ６ シーケンサ ７ ＣＰＵ ８ 操作部 ９ 被検体 １０ 傾斜磁場コイル
Claims (3)
- 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体の組織を構成
する原子核スピンを励起するための高周波パルスを照射
する手段と，高周波パルスの照射により被検体から生じ
る核磁気共鳴信号をエコー信号として受信する手段と，
前記エコー信号をエンコードするための傾斜磁場を発生
する傾斜磁場発生手段と，前記照射手段，前記傾斜磁場
発生手段及び前記受信手段を所定のパルスシーケンスに
従い制御する手段と，前記エコー信号をもとに前記被検
体の断層像を再構成する手段とを備えた磁気共鳴イメー
ジング装置において、 前記制御手段は同一エンコード条件において異なる計測
時刻で複数（ｎ≧２）個のエコー信号を計測し、前記複
数のエコー信号はそれぞれ第１の組織を構成する原子核
スピンからの信号と第２の組織を構成する原子核スピン
からの信号とを含み、前記第１の組織からの信号の位相
は前記複数のエコー信号において同一であり、第２の組
織からの信号の位相は複数のエコー信号において２π／
ｎずれるように前記計測時刻を設定することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 前記請求項１において特に、前記第１の
組織と第２の組織との化学シフト差がδ（Ｈｚ）である
とき、少なくとも一つの前記エコー信号を計測するまで
の時間（ＴＥ）を１／δ未満で計測することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】 前記請求項１において特に、前記第１の
組織と第２の組織との化学シフト差がδ（Ｈｚ）である
とき、全ての前記エコー信号を計測するまでの時間（Ｔ
Ｅ）を１／δ未満で計測することを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10044278A JPH11225995A (ja) | 1998-02-12 | 1998-02-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10044278A JPH11225995A (ja) | 1998-02-12 | 1998-02-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11225995A true JPH11225995A (ja) | 1999-08-24 |
Family
ID=12687052
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10044278A Pending JPH11225995A (ja) | 1998-02-12 | 1998-02-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11225995A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002102209A (ja) * | 2000-08-21 | 2002-04-09 | Siemens Ag | 核スピントモグラフィ装置およびその作動方法 |
| JP2006212171A (ja) * | 2005-02-03 | 2006-08-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2011108314A1 (ja) * | 2010-03-03 | 2011-09-09 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP2015093108A (ja) * | 2013-11-13 | 2015-05-18 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びエコー時間設定方法 |
| CN106814339A (zh) * | 2015-11-27 | 2017-06-09 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 相位信息获取方法、系统及磁共振成像系统 |
-
1998
- 1998-02-12 JP JP10044278A patent/JPH11225995A/ja active Pending
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002102209A (ja) * | 2000-08-21 | 2002-04-09 | Siemens Ag | 核スピントモグラフィ装置およびその作動方法 |
| JP2006212171A (ja) * | 2005-02-03 | 2006-08-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2011108314A1 (ja) * | 2010-03-03 | 2011-09-09 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP5506911B2 (ja) * | 2010-03-03 | 2014-05-28 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴撮影装置 |
| US8787639B2 (en) | 2010-03-03 | 2014-07-22 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging device |
| JP2015093108A (ja) * | 2013-11-13 | 2015-05-18 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びエコー時間設定方法 |
| CN106814339A (zh) * | 2015-11-27 | 2017-06-09 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 相位信息获取方法、系统及磁共振成像系统 |
| CN106814339B (zh) * | 2015-11-27 | 2019-11-12 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 相位信息获取方法、系统及磁共振成像系统 |
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