JPH1199138A - 単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング法 - Google Patents
単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング法Info
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- JPH1199138A JPH1199138A JP9279927A JP27992797A JPH1199138A JP H1199138 A JPH1199138 A JP H1199138A JP 9279927 A JP9279927 A JP 9279927A JP 27992797 A JP27992797 A JP 27992797A JP H1199138 A JPH1199138 A JP H1199138A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化を実現し
つつも、鮮明な画像を得ることができ、ＭＲＩ装置の中
で定位や治療を目的とした機器が利用できる超高速ＭＲ
イメージング方法を得ること。 【解決手段】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、直交座標
系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾斜磁
場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の点ｗ
に対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加するこ
ととし、前記磁場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場とする。
つつも、鮮明な画像を得ることができ、ＭＲＩ装置の中
で定位や治療を目的とした機器が利用できる超高速ＭＲ
イメージング方法を得ること。 【解決手段】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、直交座標
系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾斜磁
場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の点ｗ
に対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加するこ
ととし、前記磁場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）による超高速ＭＲイメージング方法に関するもので
ある。この技術は物性工学、流体工学、生物学、医学、
薬学の分野において生体や物質の内部を非破壊的に画像
化して形態的な構造、化学的な結合状態、流れの可視
化、手術中の検査診断などに利用することができる。
Ｒ）による超高速ＭＲイメージング方法に関するもので
ある。この技術は物性工学、流体工学、生物学、医学、
薬学の分野において生体や物質の内部を非破壊的に画像
化して形態的な構造、化学的な結合状態、流れの可視
化、手術中の検査診断などに利用することができる。
【０００２】
【従来の技術】従来のＮＭＲによる物質の空間分布の画
像化装置は、測定物質の周囲に静磁場発生用磁石と磁場
勾配コイルとを備え、静磁場発生用磁石で非常に強い均
一な磁場を形成し、これと共に磁場勾配コイルで局所的
に磁場の強さを制御している。ＭＲ（(Magnetic Resona
nce)イメージング（核磁気共鳴イメージング）は、時・
空間的に一定な静磁場Ｈ0 において磁気共鳴のためにＲ
Ｆ（電磁）波を測定物質に印加する。共鳴元素の密度や
化学構造などの空間分布を画像化するためには、ｘ，
ｙ，ｚ方向に空間的に磁場強度が異なる傾斜磁場を重畳
する。
像化装置は、測定物質の周囲に静磁場発生用磁石と磁場
勾配コイルとを備え、静磁場発生用磁石で非常に強い均
一な磁場を形成し、これと共に磁場勾配コイルで局所的
に磁場の強さを制御している。ＭＲ（(Magnetic Resona
nce)イメージング（核磁気共鳴イメージング）は、時・
空間的に一定な静磁場Ｈ0 において磁気共鳴のためにＲ
Ｆ（電磁）波を測定物質に印加する。共鳴元素の密度や
化学構造などの空間分布を画像化するためには、ｘ，
ｙ，ｚ方向に空間的に磁場強度が異なる傾斜磁場を重畳
する。
【０００３】従来の画像化手法は、ＲＦ波による選択励
起の後に、位相エンコードと読み出し用の傾斜磁場を印
加して、磁気共鳴するスピンの位相を測定領域の三次元
位置に応じて変化させ、これによって誘起されるスピン
に由来する磁気モーメントの挙動をin-phaseの状態にし
てgradient echo やspin echo などを観測している。
起の後に、位相エンコードと読み出し用の傾斜磁場を印
加して、磁気共鳴するスピンの位相を測定領域の三次元
位置に応じて変化させ、これによって誘起されるスピン
に由来する磁気モーメントの挙動をin-phaseの状態にし
てgradient echo やspin echo などを観測している。
【０００４】測定物質を静磁場Ｈ0 中に置き、ｘ方向の
傾斜磁場Ｇ（X ）を印加した際のスピンの共鳴周波数ν
i は、次式で与えられる。 νi ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（x ））（１−σ） （１） ここで、γi 、σは、各々、磁気共鳴する元素ｉの磁気
回転比、遮蔽定数である。式（１）において、共鳴周波
数を変化させるために傾斜磁場Ｇ（x ）をｘ方向に線形
に加えて計測されたエコー信号をフーリエ変換すれば、
ｘとνi が対応することになる。これが画像化の原理で
ある。
傾斜磁場Ｇ（X ）を印加した際のスピンの共鳴周波数ν
i は、次式で与えられる。 νi ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（x ））（１−σ） （１） ここで、γi 、σは、各々、磁気共鳴する元素ｉの磁気
回転比、遮蔽定数である。式（１）において、共鳴周波
数を変化させるために傾斜磁場Ｇ（x ）をｘ方向に線形
に加えて計測されたエコー信号をフーリエ変換すれば、
ｘとνi が対応することになる。これが画像化の原理で
ある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかるに、グラジェン
トエコーを計測した画像化方法の場合は、画像を得るた
めには、短時間（例えば数秒）でよいが、もし測定領域
の近くに金属材料からなる機器などが存在すると、その
影響で静磁場が変形して、得られる画像が不鮮明になる
ことがある。ＭＲＩ装置を医療の現場で患者の治療装置
と組合せて使用することが考えられるが、そのような場
合は、治療装置がＭＲＩ画像に悪い影響を与えるので好
ましくない。一方、スピンエコーを測定した画像化方法
の場合は、同じ領域について画像を得るのに少なくとも
数分のオーダーの長時間を要するが、得られる画像は鮮
明である。
トエコーを計測した画像化方法の場合は、画像を得るた
めには、短時間（例えば数秒）でよいが、もし測定領域
の近くに金属材料からなる機器などが存在すると、その
影響で静磁場が変形して、得られる画像が不鮮明になる
ことがある。ＭＲＩ装置を医療の現場で患者の治療装置
と組合せて使用することが考えられるが、そのような場
合は、治療装置がＭＲＩ画像に悪い影響を与えるので好
ましくない。一方、スピンエコーを測定した画像化方法
の場合は、同じ領域について画像を得るのに少なくとも
数分のオーダーの長時間を要するが、得られる画像は鮮
明である。
【０００６】このようなことからＭＲＩにおいて画像化
の一層の高速化を実現しつつも、鮮明な画像を得ること
ができ、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できる超高速ＭＲイメージング技術の開発が望ま
れている。
の一層の高速化を実現しつつも、鮮明な画像を得ること
ができ、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できる超高速ＭＲイメージング技術の開発が望ま
れている。
【０００７】この発明は上記の如き事情に鑑みてなされ
たものであって、ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化
を実現しつつも、鮮明な画像を得ることができ、ＭＲＩ
装置の中で定位や治療を目的とした機器が利用できる超
高速ＭＲイメージング方法を提供することを目的とする
ものである。
たものであって、ＭＲＩにおいて画像化の一層の高速化
を実現しつつも、鮮明な画像を得ることができ、ＭＲＩ
装置の中で定位や治療を目的とした機器が利用できる超
高速ＭＲイメージング方法を提供することを目的とする
ものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】この目的に対応して、こ
の発明の単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメー
ジング法は、測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、直交座標
系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾斜磁
場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の点ｗ
に対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加するこ
ととし、前記磁場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場であることを特徴としている。
の発明の単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメー
ジング法は、測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、直交座標
系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾斜磁
場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の点ｗ
に対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加するこ
ととし、前記磁場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場であることを特徴としている。
【０００９】
【実施の形態】以下、この発明の詳細を一実施例を示す
図面について説明する。まず、この発明のイメージング
方法において使用するＭＲ画像化装置について説明す
る。
図面について説明する。まず、この発明のイメージング
方法において使用するＭＲ画像化装置について説明す
る。
【００１０】図１において１はＭＲ画像化装置である。
ＭＲ画像化装置１は励起装置２を備えている。励起装置
２は測定領域３を区画するとともに、測定領域３内の測
定物質４を励起する。励起装置２にはＲＦパルス発生器
９からＲＦパルスが供給される。このＲＦパルス（励起
パルス）はｚ方向の多数の点ｗに対応する共鳴周波数ν
wiを有するものである。励起装置２の外側に同心円筒状
に図２に示すように磁石５及び傾斜磁場コイル６が配設
されている。磁石５は静磁場を形成するための磁石であ
って、安定な高い磁場を形成することが望ましく、常電
導磁石、超電導磁石、永久磁石が用いられ、静磁場強度
Ｈ0 は例えば常電導磁石で０．０２〜０．２５Ｔ、超電
導磁石で０．３５〜２Ｔである。ここで形成される静磁
場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向（静磁場発生コイル
の中心方向）の直線変化をなす傾斜磁場（磁場強度Ｇ
（ｚ））である。磁石５が常電導磁石の場合には励磁電
源７から電流が供給される。磁石５によって形成される
静磁場Ｈ0 の傾斜磁場Ｇ（ｚ）の傾きは、共鳴によって
得られる信号のスペクトル幅のｚ方向の分解能に応じて
決定する。図３に示すように静磁場強度が２ｔｅｓｌａ
の場合で、測定物質４に印加するＲＦの周波数を仮にω
1 、ω2 とし、得られる共鳴信号のスペクトル幅をｓｗ
1 、ｓｗ2 とするとき、ｓｗ1 ＝ｓｗ2 ＝±３２KHz の
場合は、ω1 ＝８５．１１５１６MHz 、ω2 ≧ω1 ＋１
５ｇａｕｓｓであるので、両点間で１５ｇａｕｓｓだけ
傾ける必要がある。また、ｓｗ1 ＝ｓｗ2 ＝±２MHzの
場合はω1＝８５．１１５１６MHz 、ω2 ≧ω1 ＋９４
ｇａｕｓｓであるので、両点間で９４ｇａｕｓｓだけ傾
ける必要がある。傾斜磁場コイル６は測定領域３にｘ方
向またはｙ方向に傾斜磁場を形成するコイルである。傾
斜磁場コイル６には、制御装置８によって制御された電
流が電源１１から供給されて磁場勾配を形成する。磁場
勾配の勾配Ｇ（ｘ）は例えばＧ（ｘ）＝２０ｇａｕｓｓ
／ｃｍである。測定物質４からの信号の処理のために、
信号処理装置１２、画像処理装置１３が設けられ、画像
はディスプレ―１４に表示される。
ＭＲ画像化装置１は励起装置２を備えている。励起装置
２は測定領域３を区画するとともに、測定領域３内の測
定物質４を励起する。励起装置２にはＲＦパルス発生器
９からＲＦパルスが供給される。このＲＦパルス（励起
パルス）はｚ方向の多数の点ｗに対応する共鳴周波数ν
wiを有するものである。励起装置２の外側に同心円筒状
に図２に示すように磁石５及び傾斜磁場コイル６が配設
されている。磁石５は静磁場を形成するための磁石であ
って、安定な高い磁場を形成することが望ましく、常電
導磁石、超電導磁石、永久磁石が用いられ、静磁場強度
Ｈ0 は例えば常電導磁石で０．０２〜０．２５Ｔ、超電
導磁石で０．３５〜２Ｔである。ここで形成される静磁
場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向（静磁場発生コイル
の中心方向）の直線変化をなす傾斜磁場（磁場強度Ｇ
（ｚ））である。磁石５が常電導磁石の場合には励磁電
源７から電流が供給される。磁石５によって形成される
静磁場Ｈ0 の傾斜磁場Ｇ（ｚ）の傾きは、共鳴によって
得られる信号のスペクトル幅のｚ方向の分解能に応じて
決定する。図３に示すように静磁場強度が２ｔｅｓｌａ
の場合で、測定物質４に印加するＲＦの周波数を仮にω
1 、ω2 とし、得られる共鳴信号のスペクトル幅をｓｗ
1 、ｓｗ2 とするとき、ｓｗ1 ＝ｓｗ2 ＝±３２KHz の
場合は、ω1 ＝８５．１１５１６MHz 、ω2 ≧ω1 ＋１
５ｇａｕｓｓであるので、両点間で１５ｇａｕｓｓだけ
傾ける必要がある。また、ｓｗ1 ＝ｓｗ2 ＝±２MHzの
場合はω1＝８５．１１５１６MHz 、ω2 ≧ω1 ＋９４
ｇａｕｓｓであるので、両点間で９４ｇａｕｓｓだけ傾
ける必要がある。傾斜磁場コイル６は測定領域３にｘ方
向またはｙ方向に傾斜磁場を形成するコイルである。傾
斜磁場コイル６には、制御装置８によって制御された電
流が電源１１から供給されて磁場勾配を形成する。磁場
勾配の勾配Ｇ（ｘ）は例えばＧ（ｘ）＝２０ｇａｕｓｓ
／ｃｍである。測定物質４からの信号の処理のために、
信号処理装置１２、画像処理装置１３が設けられ、画像
はディスプレ―１４に表示される。
【００１１】この発明のイメージング方法は上記のＭＲ
画像化装置１を使用して次のようにして実施される。生
体を含む測定物質４を静磁場Ｈ0 のマダネット内に置
く。測定の対象とする生体内の元素ｉに関する情報を検
出する場合、（１）式で与えられるように傾斜磁場であ
る静磁場Ｈ0 と傾斜磁場Ｇ（ｘ）に対して、νi のＲＦ
波を照射する。その際、傾斜磁場Ｇ（ｘ）の強度を可変
することにより共鳴周波数νi が変化し、空間位置に依
存して異なった周波数で共鳴する。これにより、空間的
に分離できる。逆に、時間的に一定な傾斜磁場Ｇ（ｘ）
を印加して、多数のνi を照射しても、元素ｉの空間的
な分離が可能となる。即ち、傾斜磁場である静磁場Ｈ0
中で時間的に一定な傾斜磁場の空間位置（ｘ）において
与えられるＧ（ｘ）に対応してｚ方向の多数の点ｗに対
応する周波数νwiで共鳴してエコー信号を出すことにな
る。従って、ＲＦ波の周波数を画像化する領域に対応す
る多数の点の共鳴周波数として選択すれば、Ｇ（ｘ）を
可変して得られる共鳴周波数の変化と類似の効果を与え
ることができる。この、ｗを与えるためには、ＲＦ波の
周波数を多数の共鳴周波数νwiとして印加する。
画像化装置１を使用して次のようにして実施される。生
体を含む測定物質４を静磁場Ｈ0 のマダネット内に置
く。測定の対象とする生体内の元素ｉに関する情報を検
出する場合、（１）式で与えられるように傾斜磁場であ
る静磁場Ｈ0 と傾斜磁場Ｇ（ｘ）に対して、νi のＲＦ
波を照射する。その際、傾斜磁場Ｇ（ｘ）の強度を可変
することにより共鳴周波数νi が変化し、空間位置に依
存して異なった周波数で共鳴する。これにより、空間的
に分離できる。逆に、時間的に一定な傾斜磁場Ｇ（ｘ）
を印加して、多数のνi を照射しても、元素ｉの空間的
な分離が可能となる。即ち、傾斜磁場である静磁場Ｈ0
中で時間的に一定な傾斜磁場の空間位置（ｘ）において
与えられるＧ（ｘ）に対応してｚ方向の多数の点ｗに対
応する周波数νwiで共鳴してエコー信号を出すことにな
る。従って、ＲＦ波の周波数を画像化する領域に対応す
る多数の点の共鳴周波数として選択すれば、Ｇ（ｘ）を
可変して得られる共鳴周波数の変化と類似の効果を与え
ることができる。この、ｗを与えるためには、ＲＦ波の
周波数を多数の共鳴周波数νwiとして印加する。
【００１２】ｚ方向の情報の検出についていえば、測定
領域のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘ）を印加すると同時に、
ｗ点の共鳴周波数と等しい周波数νW i を持つＲＦ（Ra
dioFrequency)波を印加すると、ｚ方向のｗ点で次式で
定義する核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Reson
ance）現象が発生する。 νW i ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（ｘ））（１−σ） （２） 上式の条件において観測されるエコー信号（あるいはＦ
ＩＤ信号（自由誘導減衰信号））にはνW i の周波数成
分を含み、この信号をフーリエ変換することにより、ｘ
とνi が対応することになり、ｘ−ｚ面の２次元画像化
ができる。上記においてｘ，ｙ，ｚは任意に設定でき
る。即ちをｘをｙに代えればｙ−ｚ面の画像化が、ま
た、ｚをｘに代えればｘ−ｙあるいはｘ−ｚ面の画像化
を可能とする。
領域のｘ方向に傾斜磁場Ｇ（ｘ）を印加すると同時に、
ｗ点の共鳴周波数と等しい周波数νW i を持つＲＦ（Ra
dioFrequency)波を印加すると、ｚ方向のｗ点で次式で
定義する核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Reson
ance）現象が発生する。 νW i ＝γi （Ｈ0 ＋Ｇ（ｘ））（１−σ） （２） 上式の条件において観測されるエコー信号（あるいはＦ
ＩＤ信号（自由誘導減衰信号））にはνW i の周波数成
分を含み、この信号をフーリエ変換することにより、ｘ
とνi が対応することになり、ｘ−ｚ面の２次元画像化
ができる。上記においてｘ，ｙ，ｚは任意に設定でき
る。即ちをｘをｙに代えればｙ−ｚ面の画像化が、ま
た、ｚをｘに代えればｘ−ｙあるいはｘ−ｚ面の画像化
を可能とする。
【００１３】次に以上の操作を図面について説明する。
図４において測定対象４を測定して、人頭の縦断面の画
像を得ようとする場合に、Ｐ点の位置（ｘ，ｙ，ｚ）に
おける共鳴周波数νｉは、 νｉ＝γｉ（Ｈ0 ＋Ｇx ＋Ｇy ＋Ｇz ）（１−σ） である。Ｐ点を含む平面が測定領域であるイメージ平面
であるとして、まずｚ方向の直線変化をなす傾斜磁場Ｇ
（ｚ）を静磁場Ｈ0 として作用させておいて、いまｘ方
向の情報の検出についていえば、イメージ平面１５のｘ
方向に傾斜磁場Ｇ（ｘ）を印加すると同時に、図４に示
すｚ方向の多数の点ｗに対応する共鳴周波数νwiを有す
るＲＦ波（ＲＦ１，ＲＦ２・・・）を図５または図６に
示すパルスのシーケンスで印加する。このＲＦ波にはＲ
Ｆ１，ＲＦ２・・・の多数の周波数成分を含んでいて上
記（２）式の条件において観測される多数の共鳴が同時
に起こりそれぞれの周波数成分で励起された原子核の磁
気モーメントが図４に示すように対応した角度で回転
し、多数の信号が同時に得られ、この多数の信号は図７
に示す信号処理装置１２によって受信され、かつ信号処
理され、さらに画像処理装置１３によって画像処理され
て画像１５が再構成されてディスプレー１４に表示され
る。すなわち信号処理装置１２は受信系１６を備えてい
て、受信系１６としては、図８ａに示す広帯域受信系１
６ａを使用することができる。広帯域受信系１６ａは実
数部計測チャンネル１７ａと虚数部計測チャンネル１７
ｂとを備えている。実数部計測チャンネル１７ａは信号
の位相が零である実数部を計測するチャンネルであっ
て、デモジュレータ（ｄｅｍｏｄｕｌａｔｏｒ）１８
ａ、ローパスフィルタ２１ａ及びＡ／Ｄ変換器２２ａを
備えている。虚数部計測チャンネル１７ｂは信号の位相
が９０°ずれている虚数部を計測するチャンネルであっ
て、デモジュレータ（ｄｅｍｏｄｕｌａｔｏｒ）１８
ｂ、ローパスフィルタ２１ｂ及びＡ／Ｄ変換器２２ｂを
備えている。全ＲＦの周波数帯域幅が特に大きい場合に
は、それぞれのＲＦの周波数帯域幅ごとに実数部計測チ
ャンネル１７ａと虚数部計測チャンネル１７ｂを備えた
図８ｂに示す狭帯域受信系１６ｂを使用することができ
る。ディモジュレータ１８ａ、１８ｂでは信号の基本周
波数部分を削除し、ローパスフィルタ２１ａ、２１ｂで
測定帯域幅が決定され、Ａ／Ｄ変換器２２ａ、２２ｂで
信号のＡ／Ｄ変換がされる。一方、画像処理装置１３は
データ処理装置２３及び一次元高速フーリェ変換器２４
を備えている。信号処理装置１２で受信されかつ処理さ
れた信号は次に画像処理装置１３のデータ処理装置２３
でＲＦの順番に応じたデータの並べ替えが行われ、次に
一次元高速フーリェ変換器２４でｘ方向に一次元高速フ
ーリェ変換がなされ、これによってｚ−ｘ面の画像１５
が再構成される。こうして、一回の励起で画像化ができ
る。
図４において測定対象４を測定して、人頭の縦断面の画
像を得ようとする場合に、Ｐ点の位置（ｘ，ｙ，ｚ）に
おける共鳴周波数νｉは、 νｉ＝γｉ（Ｈ0 ＋Ｇx ＋Ｇy ＋Ｇz ）（１−σ） である。Ｐ点を含む平面が測定領域であるイメージ平面
であるとして、まずｚ方向の直線変化をなす傾斜磁場Ｇ
（ｚ）を静磁場Ｈ0 として作用させておいて、いまｘ方
向の情報の検出についていえば、イメージ平面１５のｘ
方向に傾斜磁場Ｇ（ｘ）を印加すると同時に、図４に示
すｚ方向の多数の点ｗに対応する共鳴周波数νwiを有す
るＲＦ波（ＲＦ１，ＲＦ２・・・）を図５または図６に
示すパルスのシーケンスで印加する。このＲＦ波にはＲ
Ｆ１，ＲＦ２・・・の多数の周波数成分を含んでいて上
記（２）式の条件において観測される多数の共鳴が同時
に起こりそれぞれの周波数成分で励起された原子核の磁
気モーメントが図４に示すように対応した角度で回転
し、多数の信号が同時に得られ、この多数の信号は図７
に示す信号処理装置１２によって受信され、かつ信号処
理され、さらに画像処理装置１３によって画像処理され
て画像１５が再構成されてディスプレー１４に表示され
る。すなわち信号処理装置１２は受信系１６を備えてい
て、受信系１６としては、図８ａに示す広帯域受信系１
６ａを使用することができる。広帯域受信系１６ａは実
数部計測チャンネル１７ａと虚数部計測チャンネル１７
ｂとを備えている。実数部計測チャンネル１７ａは信号
の位相が零である実数部を計測するチャンネルであっ
て、デモジュレータ（ｄｅｍｏｄｕｌａｔｏｒ）１８
ａ、ローパスフィルタ２１ａ及びＡ／Ｄ変換器２２ａを
備えている。虚数部計測チャンネル１７ｂは信号の位相
が９０°ずれている虚数部を計測するチャンネルであっ
て、デモジュレータ（ｄｅｍｏｄｕｌａｔｏｒ）１８
ｂ、ローパスフィルタ２１ｂ及びＡ／Ｄ変換器２２ｂを
備えている。全ＲＦの周波数帯域幅が特に大きい場合に
は、それぞれのＲＦの周波数帯域幅ごとに実数部計測チ
ャンネル１７ａと虚数部計測チャンネル１７ｂを備えた
図８ｂに示す狭帯域受信系１６ｂを使用することができ
る。ディモジュレータ１８ａ、１８ｂでは信号の基本周
波数部分を削除し、ローパスフィルタ２１ａ、２１ｂで
測定帯域幅が決定され、Ａ／Ｄ変換器２２ａ、２２ｂで
信号のＡ／Ｄ変換がされる。一方、画像処理装置１３は
データ処理装置２３及び一次元高速フーリェ変換器２４
を備えている。信号処理装置１２で受信されかつ処理さ
れた信号は次に画像処理装置１３のデータ処理装置２３
でＲＦの順番に応じたデータの並べ替えが行われ、次に
一次元高速フーリェ変換器２４でｘ方向に一次元高速フ
ーリェ変換がなされ、これによってｚ−ｘ面の画像１５
が再構成される。こうして、一回の励起で画像化ができ
る。
【００１４】
【発明の効果】傾斜磁場の低速駆動と変調した共鳴周波
数を有するラジオ波の単励起により異なる周波数で共鳴
現象を発生させ、得られる信号を周波数分離することで
超高速ＭＲＩを可能にする。この結果、画像が鮮明とな
り、かつＮＭＲ装置内で治療機器などが利用可能とな
る。又、渦電流の影響が抑制されるため、将来において
一層の高速化が期待できる。さらにこの発明では変調し
た多数の帯域のＲＦ波による一回の励起で画像化ができ
るため、検査の高速化を可能にする。以上の説明から明
らかなとおり、この発明によればＭＲＩにおいて画像化
の一層の高速化を実現しつつも、鮮明な画像を得ること
ができ、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できる超高速イメージング方法を得ることができ
る。
数を有するラジオ波の単励起により異なる周波数で共鳴
現象を発生させ、得られる信号を周波数分離することで
超高速ＭＲＩを可能にする。この結果、画像が鮮明とな
り、かつＮＭＲ装置内で治療機器などが利用可能とな
る。又、渦電流の影響が抑制されるため、将来において
一層の高速化が期待できる。さらにこの発明では変調し
た多数の帯域のＲＦ波による一回の励起で画像化ができ
るため、検査の高速化を可能にする。以上の説明から明
らかなとおり、この発明によればＭＲＩにおいて画像化
の一層の高速化を実現しつつも、鮮明な画像を得ること
ができ、ＭＲＩ装置の中で定位や治療を目的とした機器
が利用できる超高速イメージング方法を得ることができ
る。
【図面の簡単な説明】 図１ ＭＲ画像化装置を示す構成説明図 図２ 静磁場発生用磁石及び傾斜磁場コイルを示す斜
視説明図 図３ スペクトル幅を示す説明図 図４ 測定領域を示す説明図 図５ 画像化のパルスシークェンスを示す説明図 図６ 画像化のパルスシークェンスを示す説明図 図７ 信号処理装置を示す構成説明図 図８ 信号処理系を示す構成説明図
視説明図 図３ スペクトル幅を示す説明図 図４ 測定領域を示す説明図 図５ 画像化のパルスシークェンスを示す説明図 図６ 画像化のパルスシークェンスを示す説明図 図７ 信号処理装置を示す構成説明図 図８ 信号処理系を示す構成説明図
１ ＭＲ画像化装置 ２ 励起装置 ３ 測定領域 ４ 測定物質 ５ 磁石 ６ 傾斜磁場コイル ７ 励磁電源 ８ 駆動装置 ９ ＲＦパルス発生器 １１ 制御装置 １２ 信号処理装置 １３ 画像処理装置 １４ ディスプレ− １５ 再構成画像 １６ 受信系 １６ａ 広帯域受信系 １６ｂ 狭帯域受信系 １７ａ 実数部計測チャンネル １７ｂ 虚数部計測チャンネル １８ａ デモジュレータ １８ｂ デモジュレータ ２１ａ ローパスフィルタ ２１ｂ ローパスフィルタ ２２ａ Ａ／Ｄ変換器 ２２ｂ Ａ／Ｄ変換器 ２３ データ処理装置 ２４ 高速一次元ＦＦＴ装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 レザ アガザデ ゾルフィ 東京都豊島区東池袋３丁目１番１号 新エ ネルギー・産業技術総合開発機構内
Claims (3)
- 【請求項１】測定物質を静磁場Ｈ0 内におき、直交座標
系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾斜磁
場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の点ｗ
に対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加するこ
ととし、前記磁場Ｈ0 は直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場であることを特徴とする単励起スピンエ
コーによる高速磁気共鳴イメージング法 - 【請求項２】測定物質を直交座標系におけるｚ方向に直
線状の傾斜磁場Ｇ（ｚ）である磁場Ｈ0 内におき、直交
座標系におけるｘ方向またはｙ方向に時間的に一定な傾
斜磁場Ｇ（ｘ，ｙ）と励起パルスとしてｚ方向の多数の
点ｗに対応する共鳴周波数νwiを有するＲＦ波を印加
し、 νwi＝γｉ｛Ｈ0 ＋Ｇ（ｘ，ｙ）｝（１−σ） ここで γｉ：元素ｉの磁気回転比 Ｇ（ｘ，ｙ）：ｘ方向またはｙ方向傾斜磁場強度 σ ：遮蔽定数 上式の条件において観測されるスピンエコー信号を処理
して２次元画像化することを特徴とする単励起スピンエ
コーによる高速磁気共鳴イメージング法 - 【請求項３】前記スピンエコー信号をフーリエ変換して
２次元画像化することを特徴とする請求項２記載の単励
起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング法
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09279927A JP3120111B2 (ja) | 1997-09-26 | 1997-09-26 | 単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09279927A JP3120111B2 (ja) | 1997-09-26 | 1997-09-26 | 単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1199138A true JPH1199138A (ja) | 1999-04-13 |
| JP3120111B2 JP3120111B2 (ja) | 2000-12-25 |
Family
ID=17617858
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09279927A Expired - Lifetime JP3120111B2 (ja) | 1997-09-26 | 1997-09-26 | 単励起スピンエコーによる高速磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3120111B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112470021A (zh) * | 2018-07-02 | 2021-03-09 | 马克斯·普朗克科学促进学会 | 利用磁场调制进行磁共振层析成像的方法和装置 |
-
1997
- 1997-09-26 JP JP09279927A patent/JP3120111B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112470021A (zh) * | 2018-07-02 | 2021-03-09 | 马克斯·普朗克科学促进学会 | 利用磁场调制进行磁共振层析成像的方法和装置 |
| JP2021529610A (ja) * | 2018-07-02 | 2021-11-04 | マックス−プランク−ゲゼルシャフト・ツア・フェルデルング・デア・ヴィッセンシャフテン・エー・ファオＭａｘ−Ｐｌａｎｃｋ−Ｇｅｓｅｌｌｓｃｈａｆｔ ｚｕｒ Ｆｏｅｒｄｅｒｕｎｇ ｄｅｒ Ｗｉｓｓｅｎｓｃｈａｆｔｅｎ ｅ．Ｖ． | 磁場変調によって撮像するｍｒｔの方法および装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3120111B2 (ja) | 2000-12-25 |
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