JPS61106140A - 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式 - Google Patents
高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式Info
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- JPS61106140A JPS61106140A JP59227728A JP22772884A JPS61106140A JP S61106140 A JPS61106140 A JP S61106140A JP 59227728 A JP59227728 A JP 59227728A JP 22772884 A JP22772884 A JP 22772884A JP S61106140 A JPS61106140 A JP S61106140A
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- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
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- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利泪分野〕
本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用した体内断
層撮影装置に関するもので、特に医学診断、治療に使用
するに好適な高分解核磁気共鳴イメージング方式に関す
る。
層撮影装置に関するもので、特に医学診断、治療に使用
するに好適な高分解核磁気共鳴イメージング方式に関す
る。
−ＮＭＲイメージング装置において検出する信号は、Ｎ
ＭＲ信号と呼ばれるもので、核スピンが共鳴信号で励起
されたエネルギー準位から基底状態のエネルギー準位へ
戻る時に発生する。
ＭＲ信号と呼ばれるもので、核スピンが共鳴信号で励起
されたエネルギー準位から基底状態のエネルギー準位へ
戻る時に発生する。
計測信号は１次式で表わされる。
・・・・・・ （１）
ここで、Ｍｏ（ｘ）：時刻０における磁場強度Ｇ ：傾
斜磁場 Ｔ２ ：横緩和時間 Ｋ ：比例定数 γ ：核磁気回転比 （１）式より明らかなように、計測信号は、横緩和時間
Ｔ２で、指数関数的に減衰する。通常Ｔ２は、１０−’
〜１秒程度であるが、磁場の不均一性の影響で、実際の
減少時定数Ｔ−は次のようになる。
斜磁場 Ｔ２ ：横緩和時間 Ｋ ：比例定数 γ ：核磁気回転比 （１）式より明らかなように、計測信号は、横緩和時間
Ｔ２で、指数関数的に減衰する。通常Ｔ２は、１０−’
〜１秒程度であるが、磁場の不均一性の影響で、実際の
減少時定数Ｔ−は次のようになる。
ここで、、ｄＨ：磁場の不均一度
すなわち、Ｔｚ”＜’ｒ、と、さらに小さな値となり、
計測信号は急激に減少する。
計測信号は急激に減少する。
ところで、画像の分解能は、ＮＭＲ信号のフーリエ変換
後のサンプリング間隔Δωで決定される。
後のサンプリング間隔Δωで決定される。
計測時間をＴとすると、
Δω＝２π／Ｔ ・・・・・・ （３）の
関係がある。また、ＮＭＲイメージング装置においては
、傾斜磁場Ｇ、空間サンプリング幅Ａｚ、周波数サンプ
リング間隔Δωの間には、Δω＝γＧＡｚ の関係があるので、Δ２は Δｚ＝２π／γＴＧ ・・・・・・ （４）
すなねち、傾斜磁場Ｇを大きく、［刻時間Ｔを長くする
ほど、Ａｚは小さくなり、空間分解能が向上する。
関係がある。また、ＮＭＲイメージング装置においては
、傾斜磁場Ｇ、空間サンプリング幅Ａｚ、周波数サンプ
リング間隔Δωの間には、Δω＝γＧＡｚ の関係があるので、Δ２は Δｚ＝２π／γＴＧ ・・・・・・ （４）
すなねち、傾斜磁場Ｇを大きく、［刻時間Ｔを長くする
ほど、Ａｚは小さくなり、空間分解能が向上する。
ところが、傾斜磁場Ｇを大きくすると、先程述べたよう
に、磁場の不均一度が高くなり、減少時定数Ｔ−が小さ
くなり、Ｓ／Ｎが悪くなる。
に、磁場の不均一度が高くなり、減少時定数Ｔ−が小さ
くなり、Ｓ／Ｎが悪くなる。
また、観測時間Ｔは、計測信号が指数関数的に減衰する
ため、Ｔの延長はＳ／Ｎの劣化を意味する。
ため、Ｔの延長はＳ／Ｎの劣化を意味する。
以上のように、単純な、Ｇ、Ｔの増大では、画質の劣化
は避けられなかった。
は避けられなかった。
本発明の目的は、Ｓ／Ｎの劣化を招くことなく、画像の
空間分解能を向上させる手段を提供することにある。
空間分解能を向上させる手段を提供することにある。
上記目的を達成するため本発明では、同一部位の複数枚
の再構成画像におけるサンプリング点の位置を、傾斜磁
場の中心位置をコントロールすることにより、サンプリ
ング間隔内で一致しないようにシフトさせ、サンプリン
グ点の増加をはかり、高分解能化を実現する点に特徴が
ある。
の再構成画像におけるサンプリング点の位置を、傾斜磁
場の中心位置をコントロールすることにより、サンプリ
ング間隔内で一致しないようにシフトさせ、サンプリン
グ点の増加をはかり、高分解能化を実現する点に特徴が
ある。
第１図（ａ）に、通常の傾斜磁場の中心位置を変化させ
ない場合の再構成雨上のサンプリング点を示す。
ない場合の再構成雨上のサンプリング点を示す。
第１図（ｂ）は、傾斜磁場の中心位置を、旭ようと画素
内で均等になるようにコントロールした結果の再構成画
像のサンプリング点を示す。第１図（ｂ）におけるΔ、
ｘなどの記号はそれぞれ１回の撮影で得られる点を示し
、第１図（ｂ）の場合には、全体で４回の撮影を行った
ことになる。
内で均等になるようにコントロールした結果の再構成画
像のサンプリング点を示す。第１図（ｂ）におけるΔ、
ｘなどの記号はそれぞれ１回の撮影で得られる点を示し
、第１図（ｂ）の場合には、全体で４回の撮影を行った
ことになる。
サンプリング点が４倍になり、高分解能化が実現されて
いる。
いる。
撮影装置の開口特性により、サンプリング点の値が重な
っている場合には、デコンボリューション処理等によっ
てさらに分解能の向上をはかることも可能である。
っている場合には、デコンボリューション処理等によっ
てさらに分解能の向上をはかることも可能である。
つぎに、傾斜磁場中心のコントロール方法について述べ
ておく、第１図（ｂ）のような位置１０１〜１０４でサ
ンプリングを行う場合には、以下のようなコントロール
を行う。
ておく、第１図（ｂ）のような位置１０１〜１０４でサ
ンプリングを行う場合には、以下のようなコントロール
を行う。
二二で、θは、合成傾斜磁場方向
ａ□、ａ２は、次表の値（ΔＸは、画像ピクセル幅）に
設定する。
設定する。
第 １ 表
以上のコントロールにより、計測信号は、下記のように
なる（ Ｔ ２ の影響が無視できる時間に計測すると
して、Ｔ２の項を省略する）。
なる（ Ｔ ２ の影響が無視できる時間に計測すると
して、Ｔ２の項を省略する）。
？’（ｔ）＝ｘＪ″Ｍｅ（Ｊｅｘｐ（−ｉｙ（Ｇｚ（ｘ
□−ａｃｏｓθ）＋Ｇ、（ｘ２−ａｓｉｎｅ））τ５ｘ
＝ｅｘｐ（−ｉγａｃｏｓ（θ＋ｃｚ）ｔ） ｆ （ｔ
） ・−・（６）α：ｃｏｓ−”（） ５７；丁７ ｆ （ｔ）のフーリエ変換をＦ（ω）とするとＦ （ｆ
（ｔ） ） ＝Ｆ （ω＋ｙ ａｃｏｓ（θ＋ｒｔ＞）
−（７）と、周波数空間内で、三角関数に基づくシフト
が生じる。
□−ａｃｏｓθ）＋Ｇ、（ｘ２−ａｓｉｎｅ））τ５ｘ
＝ｅｘｐ（−ｉγａｃｏｓ（θ＋ｃｚ）ｔ） ｆ （ｔ
） ・−・（６）α：ｃｏｓ−”（） ５７；丁７ ｆ （ｔ）のフーリエ変換をＦ（ω）とするとＦ （ｆ
（ｔ） ） ＝Ｆ （ω＋ｙ ａｃｏｓ（θ＋ｒｔ＞）
−（７）と、周波数空間内で、三角関数に基づくシフト
が生じる。
投影再構成法の場合には、合成傾斜磁場の方向θが毎回
変化するので、投影データの中心位置が三角関数で変化
し、結果的には、再構成画像のサンプリング点がシフト
される。
変化するので、投影データの中心位置が三角関数で変化
し、結果的には、再構成画像のサンプリング点がシフト
される。
２次元フーリエ変換法の場合には、傾斜磁場の方向θが
変化せず、初期値のｃｏｓα にのみ依存して、サンプ
リング点が決定される。
変化せず、初期値のｃｏｓα にのみ依存して、サンプ
リング点が決定される。
以下、実施例により本発明を具体的に説明する。
第２図は１本発明の一実施例の構成を示すブロック図で
ある。２０１は被検体からＮＭＲ信号を検出するために
発生させる各種パルス及びａ場をコントロールするシー
ケンス制御部、２０２は被検体の特定の核種を共鳴させ
るために発生させる高周波パルスの送信器、２０３はＮ
ＭＲ信号の共鳴周波数を決定する静磁場と強さおよび位
置可変の任意方向傾斜磁場を発生させるための磁場制御
部、２０４は磁場制御部から出力されたコントロール信
号に基づいて計測に必要な磁場を発生させるための磁場
駆動部、２０５は被検体から発生するＮＭＲ信号を検波
後に計測を行う受信器、２０６は取り込んだ計測信号を
もとに画像再構成を行う処理装置、２０７は結果の画像
を表示するためのＣＲＴディスプレイである６ 以上の構成における本発明の実施方法を、第１図〜第４
図を用いて以下に説明する。ここでは、スピン・エコー
法によるパルスシーケンスで、投影再構成法を用いて画
像を再構成する例について述べる。また、サンプル点は
５画素の１／２幅ずらして１合計４個の計測を行う場合
について述べる。
ある。２０１は被検体からＮＭＲ信号を検出するために
発生させる各種パルス及びａ場をコントロールするシー
ケンス制御部、２０２は被検体の特定の核種を共鳴させ
るために発生させる高周波パルスの送信器、２０３はＮ
ＭＲ信号の共鳴周波数を決定する静磁場と強さおよび位
置可変の任意方向傾斜磁場を発生させるための磁場制御
部、２０４は磁場制御部から出力されたコントロール信
号に基づいて計測に必要な磁場を発生させるための磁場
駆動部、２０５は被検体から発生するＮＭＲ信号を検波
後に計測を行う受信器、２０６は取り込んだ計測信号を
もとに画像再構成を行う処理装置、２０７は結果の画像
を表示するためのＣＲＴディスプレイである６ 以上の構成における本発明の実施方法を、第１図〜第４
図を用いて以下に説明する。ここでは、スピン・エコー
法によるパルスシーケンスで、投影再構成法を用いて画
像を再構成する例について述べる。また、サンプル点は
５画素の１／２幅ずらして１合計４個の計測を行う場合
について述べる。
ステップ３０１は、後述のステップ３０２゜３０７を傾
斜磁場の中心位置を変化させて４回繰り返すことを表す
す。変化の方法は、第１図におけるＸ工方向にａ、ｃｏ
ｓθ、 ｘ２方向にａ、ｓｉｎθである。ここで、θは
傾斜磁場方向、ａｉｔ ａ、は、第１表のテーブルの値
である。
斜磁場の中心位置を変化させて４回繰り返すことを表す
す。変化の方法は、第１図におけるＸ工方向にａ、ｃｏ
ｓθ、 ｘ２方向にａ、ｓｉｎθである。ここで、θは
傾斜磁場方向、ａｉｔ ａ、は、第１表のテーブルの値
である。
ステップ３０２では傾斜磁場方向θを変化させて、ステ
ップ３０３，３０４，３０５，３０６を投影方向の数だ
け繰り返す。
ップ３０３，３０４，３０５，３０６を投影方向の数だ
け繰り返す。
ステップ３０３では、第４図の９０″パルス４０１を用
いて、被検体のスライスの選択を行う。
いて、被検体のスライスの選択を行う。
すなわち、シーケンス制御部２０１より送られた信号に
基づき、送信器２０２より９０″パルス４０１を照射す
ると同時にシーケンス制御部２０１より送られた信号に
基づき、磁場制御部２０３より、２方向の傾斜磁場Ｇア
４０２の発生を磁場駆動部２０４に指示し、発生させる
。このパルスにより、特定のスライス内の核スピンだけ
が、９０″倒れる。
基づき、送信器２０２より９０″パルス４０１を照射す
ると同時にシーケンス制御部２０１より送られた信号に
基づき、磁場制御部２０３より、２方向の傾斜磁場Ｇア
４０２の発生を磁場駆動部２０４に指示し、発生させる
。このパルスにより、特定のスライス内の核スピンだけ
が、９０″倒れる。
ステップ３０４では、τ時間後に、同じくシーケンス制
御部２０１より送られた信号に基づき、送信器２０２よ
り、１８０°パルス４０３を照射し、スピンを１８０°
反転させる。
御部２０１より送られた信号に基づき、送信器２０２よ
り、１８０°パルス４０３を照射し、スピンを１８０°
反転させる。
ステップ３０５では、τ時間後に、磁場制御部２０３で
ｘ、方向傾斜磁場Ｇｘ４０４、ｘ２方向傾斜磁場Ｇ、ｔ
４０５を印加する。この際、傾斜磁場の中心位置を、傾
斜磁場方向θに応じてＸ、方向にはａ１ｃｏｓθ＋
１２方向にはａ、ｓｉｎθ変化させる。
ｘ、方向傾斜磁場Ｇｘ４０４、ｘ２方向傾斜磁場Ｇ、ｔ
４０５を印加する。この際、傾斜磁場の中心位置を、傾
斜磁場方向θに応じてＸ、方向にはａ１ｃｏｓθ＋
１２方向にはａ、ｓｉｎθ変化させる。
ステップ３０６では、上記ステップと同時に、受信器２
０５を通してＮＭＲ信号４０６を計測し。
０５を通してＮＭＲ信号４０６を計測し。
検波後サンプリングする。
ステップ３０７では、得られたデータに基づき。
投影再構成法の画像処理を行う。すなわち■フィルタ関
数との積演算 ■フーリエ変換 ■バックプロジェクション処理 の手順で行う。
数との積演算 ■フーリエ変換 ■バックプロジェクション処理 の手順で行う。
以上のステップを、傾斜磁場パラメータを変化させて、
４回、撮影すると第１図（ｂ）に示すような、Ｏ印の格
子点１０１、ｘ印の格子点１０２゜Δ印の格子点１０３
．０印の格子点１０４が、それぞれ独立に得られる。ス
テップ３０８では、第１図（ｂ）に示すように、交互に
並び換えて、Ｘ１ｐ’Ｘｔ方向についてそれぞれ分解能
を２倍に向上させた画像を得る。
４回、撮影すると第１図（ｂ）に示すような、Ｏ印の格
子点１０１、ｘ印の格子点１０２゜Δ印の格子点１０３
．０印の格子点１０４が、それぞれ独立に得られる。ス
テップ３０８では、第１図（ｂ）に示すように、交互に
並び換えて、Ｘ１ｐ’Ｘｔ方向についてそれぞれ分解能
を２倍に向上させた画像を得る。
以上、投影再構成法を例に述べたが、２次元フーリエ変
換法においても同様に分解能向上が可能である。
換法においても同様に分解能向上が可能である。
また、全体の繰り返し回数をｎ回にすれば、Ｉａ横方向
それぞれ５）の高分解能画像が得られる。
それぞれ５）の高分解能画像が得られる。
特に、特定の方向、たとえば、ｘ１方向のみ拡大したい
場合には、ｎ回の繰り返しで、１倍の分解能向上をはか
ることができる。
場合には、ｎ回の繰り返しで、１倍の分解能向上をはか
ることができる。
さらに、ステップ３０８において、サンプリング点の開
口特性を考慮した一般的な処理を施すことにより、画質
の向上をはかることもできる。
口特性を考慮した一般的な処理を施すことにより、画質
の向上をはかることもできる。
本発明によれば、傾斜磁場を大きくしたり、観測時間を
長くすることなく分解能を向上させることができ、Ｓ／
Ｎのよい高分解能画質が得られる。
長くすることなく分解能を向上させることができ、Ｓ／
Ｎのよい高分解能画質が得られる。
装置も、従来装置に傾斜磁場の中心位置をずらすといっ
たわずかな機能の追加だけで済み、コストも安い。
たわずかな機能の追加だけで済み、コストも安い。
特に、装置の変更なく、観測回数を４回に限らず、増加
させることにより、いくらでも分解能の向上をはかるこ
とができ、経済性を満足させながら、診断の高精度化へ
寄与できる。
させることにより、いくらでも分解能の向上をはかるこ
とができ、経済性を満足させながら、診断の高精度化へ
寄与できる。
第１図は、従来の再構成画像のサンプリング位置と本発
明にもとづくサンプリング位置の関係の一例を示す図、
第２図は本発明の画像再構成を実現する装置の一実施例
のシステム構成を示すブロック図、第３図は本発明の処
理手順を示したフローチャート、第４図は投影再構成法
におけるパルス、エコー法による計測パルスシーケンス
を示した図である。
明にもとづくサンプリング位置の関係の一例を示す図、
第２図は本発明の画像再構成を実現する装置の一実施例
のシステム構成を示すブロック図、第３図は本発明の処
理手順を示したフローチャート、第４図は投影再構成法
におけるパルス、エコー法による計測パルスシーケンス
を示した図である。
Claims (1)
- 静磁場、独立した複数方向の傾斜磁場および高周波磁場
を発生する発生手段と、検査対象物からの核磁気共鳴信
号を取り出す検出手段と、検出された信号から上記検査
対象物に対応する画像の再構成演算を行う演算処理手段
を有する核磁気共鳴イメージング装置において、撮影中
にそれぞれの傾斜磁場の中心位置を独立に制御すること
によって、再構成画像のサンプリング点を、サンプリン
グ間隔以下の範囲内で変化させて複数の断層像を撮影後
、複数の断層像を組合せて再構成演算を施すことを特徴
とする高分解能核磁気共鳴イメージング方式。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59227728A JPS61106140A (ja) | 1984-10-31 | 1984-10-31 | 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式 |
| DE19853537875 DE3537875A1 (de) | 1984-10-31 | 1985-10-24 | Verfahren und vorrichtung fuer eine hochaufloesende abbildung von gegenstaenden durch magnetische kernresonanz |
| US06/792,273 US4724387A (en) | 1984-10-31 | 1985-10-28 | Method and apparatus for high resolution nuclear magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59227728A JPS61106140A (ja) | 1984-10-31 | 1984-10-31 | 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61106140A true JPS61106140A (ja) | 1986-05-24 |
Family
ID=16865424
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59227728A Pending JPS61106140A (ja) | 1984-10-31 | 1984-10-31 | 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4724387A (ja) |
| JP (1) | JPS61106140A (ja) |
| DE (1) | DE3537875A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1997035517A1 (fr) * | 1996-03-28 | 1997-10-02 | Hitachi Medical Corporation | Procede et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| JP2013202245A (ja) * | 2012-03-29 | 2013-10-07 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び計測方法 |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4837513A (en) * | 1988-04-14 | 1989-06-06 | The Regents Of The University Of California | MRI using asymmetric RF nutation pulses and asymmetric synthesis of complex conjugated SE data to reduce TE and T2 decay NMR spin echo responses |
| DE19814950A1 (de) * | 1998-04-03 | 1999-10-07 | Univ Ludwigs Albert | Verfahren der Kernspintomographie zur geräuschlosen Durchführung von Untersuchungen insbesondere der Hirnaktivierung |
| WO2011026923A1 (en) * | 2009-09-03 | 2011-03-10 | Medizinische Universität Graz | Super-resolution magnetic resonance imaging |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4607223A (en) * | 1982-08-13 | 1986-08-19 | National Research Development Corporation | Nuclear magnetic resonance imaging method |
| US4587489A (en) * | 1983-10-07 | 1986-05-06 | General Electric Company | Method for rapid acquisition of NMR data |
| US4593247A (en) * | 1983-11-25 | 1986-06-03 | General Electric Company | Method of NMR imaging with off-center zoom scan |
-
1984
- 1984-10-31 JP JP59227728A patent/JPS61106140A/ja active Pending
-
1985
- 1985-10-24 DE DE19853537875 patent/DE3537875A1/de not_active Ceased
- 1985-10-28 US US06/792,273 patent/US4724387A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1997035517A1 (fr) * | 1996-03-28 | 1997-10-02 | Hitachi Medical Corporation | Procede et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| US6222365B1 (en) | 1996-03-28 | 2001-04-24 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
| CN100366216C (zh) * | 1996-03-28 | 2008-02-06 | 株式会社日立医药 | 磁共振成像装置和方法 |
| CN100437140C (zh) * | 1996-03-28 | 2008-11-26 | 株式会社日立医药 | 磁共振成像装置和方法 |
| JP2013202245A (ja) * | 2012-03-29 | 2013-10-07 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び計測方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3537875A1 (de) | 1986-04-30 |
| US4724387A (en) | 1988-02-09 |
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