JPS63216551A - 核磁気共鳴イメ−ジング装置 - Google Patents
核磁気共鳴イメ−ジング装置Info
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- JPS63216551A JPS63216551A JP62050032A JP5003287A JPS63216551A JP S63216551 A JPS63216551 A JP S63216551A JP 62050032 A JP62050032 A JP 62050032A JP 5003287 A JP5003287 A JP 5003287A JP S63216551 A JPS63216551 A JP S63216551A
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- Japan
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- magnetic resonance
- imaging apparatus
- nuclear magnetic
- resonance imaging
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- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 claims description 9
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
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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】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴現象を利用した体内断層撮影装置
に係り、４１１Ｆに安価な装置−を提供し、また高画質
の断層像を得るのに好適な装置に関する。
に係り、４１１Ｆに安価な装置−を提供し、また高画質
の断層像を得るのに好適な装置に関する。
従来の装置においては電気学会雑誌１０６巻１０号、第
２３頁から第２６頁（１９８６年）。
２３頁から第２６頁（１９８６年）。
「磁気共鳴イメージング用超電導マグネット」と題する
文献で論じられている様に、核磁気共鳴イメージング装
置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ ＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉ
ｎｇ 装置、以下ｒＭＲＩ装置」と略す）においては、
静磁場の空間的な均一度を向上させるために多大な努力
が払われてきた。
文献で論じられている様に、核磁気共鳴イメージング装
置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ ＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉ
ｎｇ 装置、以下ｒＭＲＩ装置」と略す）においては、
静磁場の空間的な均一度を向上させるために多大な努力
が払われてきた。
ばれる生体組織の特徴を表わすパラメータ等の測定積度
を向上するために必要である。
を向上するために必要である。
しかしながら、従来の技術で均一度を向上すればするほ
ど非検査体から発生する核磁気共鳴信号（以下、 「
ＮＭＲ信号」と略す）の最大振幅が大きくなり、ダイナ
ミックレンジが拡大する。その結果％ＭＲＩ装置の増幅
器の特性やＡ／Ｄ変換のビット長に対する要求条件が厳
しくな！０．ＭＨＩ装置のコストの増大をもたらし、ま
たＡ／Ｄ変換器による量子化誤差が画像のＳ／Ｎ比を劣
化させる。といった問題があった。これらの問題は特に
３次元イメージングを行なう際に顕著となる。
ど非検査体から発生する核磁気共鳴信号（以下、 「
ＮＭＲ信号」と略す）の最大振幅が大きくなり、ダイナ
ミックレンジが拡大する。その結果％ＭＲＩ装置の増幅
器の特性やＡ／Ｄ変換のビット長に対する要求条件が厳
しくな！０．ＭＨＩ装置のコストの増大をもたらし、ま
たＡ／Ｄ変換器による量子化誤差が画像のＳ／Ｎ比を劣
化させる。といった問題があった。これらの問題は特に
３次元イメージングを行なう際に顕著となる。
本発明の目的は、画像の歪や各種パラメータの測定精度
の低下を引き起こすことなく、ＮＭＲＭ号のダイナミッ
クレンジを低減し、安価でかつ高画質のＭＲＩ装置を提
供することにある。
の低下を引き起こすことなく、ＮＭＲＭ号のダイナミッ
クレンジを低減し、安価でかつ高画質のＭＲＩ装置を提
供することにある。
上記目的は、従来技術で実現しうる均一度の高い静磁場
発生用コイルに加えて、撮像領域内でゆるやかに変化す
る不均一な磁場を発生させるコイルと、そのコイルに流
す電流を変化させることにより、不均一な磁場を制御す
る手段を設けることにより達成される。
発生用コイルに加えて、撮像領域内でゆるやかに変化す
る不均一な磁場を発生させるコイルと、そのコイルに流
す電流を変化させることにより、不均一な磁場を制御す
る手段を設けることにより達成される。
ＭＨＩ装置においてＮＭＲＭ号を計測する方法は各種考
案されている。詳細については例えば。
案されている。詳細については例えば。
ピー”ｆｆンスフイールド（ｐ、 ｊｄａｎｓｆ １ｅ
ｌｄ ）他による６生医学における核磁気共鳴イメージ
ング（ＮＭＲ，Ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ） 、 アカデミツク・プレス、１９８
２年（Ａｃａｄｅｍｉｃ ｐｒｅｓｓ。
ｌｄ ）他による６生医学における核磁気共鳴イメージ
ング（ＮＭＲ，Ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ Ｂｉｏｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ ） 、 アカデミツク・プレス、１９８
２年（Ａｃａｄｅｍｉｃ ｐｒｅｓｓ。
１９８２）において論じられている。いずれの方法にお
いてもＮＭ几倍信号、計測したい元素（例えば水素）の
スピン密度分布ρ（Ｘｅ ）’＃ ” ）のフＩＪ工
成分に対応している。ここでｘ、ｙ、ｚは３次元座標を
表わす。フーリエ変換法による画像再構成法では、上記
フーリエ成分を正規格子上でサンプルし、逆フーリエ変
換によシρを再構成する。ただしここでは＊ Ｔｔ ｌ
Ｔ２の影響や動きの影響は無視した。これらの効果
は比較的小さく。
いてもＮＭ几倍信号、計測したい元素（例えば水素）の
スピン密度分布ρ（Ｘｅ ）’＃ ” ）のフＩＪ工
成分に対応している。ここでｘ、ｙ、ｚは３次元座標を
表わす。フーリエ変換法による画像再構成法では、上記
フーリエ成分を正規格子上でサンプルし、逆フーリエ変
換によシρを再構成する。ただしここでは＊ Ｔｔ ｌ
Ｔ２の影響や動きの影響は無視した。これらの効果
は比較的小さく。
以下の説明にとって本質的なものではない。
ここでρは基本的に実数でかつ正であるから。
一般にそのフーリエ成分は０周波数に大きなピークをも
ち、ＮＭＲＭ号全体のダイナミックレンジはこのピーク
によって支配される。
ち、ＮＭＲＭ号全体のダイナミックレンジはこのピーク
によって支配される。
本発明においては、空間的に不均一な磁場を。
高周波磁場による共鳴と、ＮＭＲＭ号の計測の間の任意
の時刻においてパルス状に印加することによシ、計測す
べきスピン密度分布ρに空間的に変化する位相回転を与
える。すなわち ・・・・・・（１） とした時のρを計測の対象とする。ここでｉ＝ｖ′Ｔｖ
＝虚数単位 ｒ：核磁気回転比（＝ ２ Ｋ ・４２５８Ｘ １０’
Ｈｚ／Ｇ ）Ｇ’ （Ｘｓ Ｌ Ｚ） ：不均一磁場強
度ＣＧ）ｆ（ｔ） ：不均一磁場印加強度 ｔ：時刻 Ｔ：不均一磁場印加開始時刻 空間的にゆるやかに変化するものとすれば、すなわち撮
影しようとする画像の空間分解能程度の距離の変化で一
定とみなせる場合には、上記操作によりＳ／Ｎ比の劣化
は起きず１位相以外の歪も発生サセずにＮＭＲＭ号のダ
イナミックレンジを低減することができる。もちろん位
相歪も再構成画像上で補正可能な事はいうまでもない。
の時刻においてパルス状に印加することによシ、計測す
べきスピン密度分布ρに空間的に変化する位相回転を与
える。すなわち ・・・・・・（１） とした時のρを計測の対象とする。ここでｉ＝ｖ′Ｔｖ
＝虚数単位 ｒ：核磁気回転比（＝ ２ Ｋ ・４２５８Ｘ １０’
Ｈｚ／Ｇ ）Ｇ’ （Ｘｓ Ｌ Ｚ） ：不均一磁場強
度ＣＧ）ｆ（ｔ） ：不均一磁場印加強度 ｔ：時刻 Ｔ：不均一磁場印加開始時刻 空間的にゆるやかに変化するものとすれば、すなわち撮
影しようとする画像の空間分解能程度の距離の変化で一
定とみなせる場合には、上記操作によりＳ／Ｎ比の劣化
は起きず１位相以外の歪も発生サセずにＮＭＲＭ号のダ
イナミックレンジを低減することができる。もちろん位
相歪も再構成画像上で補正可能な事はいうまでもない。
以下１本発明の実施例ｔ−第１図〜第３図を用いて説明
する。
する。
ＷＪ１図は１本発明の一実施例におけるＭ８工装置で使
用される各種コイルの被検体にたいする配置関係を示す
図である。静磁場を発生する静磁場コイル１０１．傾斜
磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２．高周波磁場コイ
ル兼ＮＭＲ信号検出用コイル１０３．不均一磁場発生用
コイル１０４が。
用される各種コイルの被検体にたいする配置関係を示す
図である。静磁場を発生する静磁場コイル１０１．傾斜
磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２．高周波磁場コイ
ル兼ＮＭＲ信号検出用コイル１０３．不均一磁場発生用
コイル１０４が。
被検体１０５にたいし配置される。
第２図は本発明を適用し九Ｍ几工装置のブロック構成図
である。被検体１０５からＮＭＲＭ号を検出するために
、めらかしめ定められた手順に従って装置各部を制御す
るシーケンス制御部２０１と、共鳴を起こさせるために
発生する高周波パルスの発信器２０２と、傾斜磁場コイ
ル１０２を駆動する傾斜磁場駆動部２０３と、不均一磁
場コイル１０４を駆動する不均一磁場駆動部２０４と。
である。被検体１０５からＮＭＲＭ号を検出するために
、めらかしめ定められた手順に従って装置各部を制御す
るシーケンス制御部２０１と、共鳴を起こさせるために
発生する高周波パルスの発信器２０２と、傾斜磁場コイ
ル１０２を駆動する傾斜磁場駆動部２０３と、不均一磁
場コイル１０４を駆動する不均一磁場駆動部２０４と。
両磁場駆動部を制御する磁場制御部２０５と、被検体か
ら発生するＮＭＲ信号を受信・検波する受信器２０６と
、検波した信号を増幅する増幅器２０７と、その信号を
ディジタル化するＡ／Ｄ変換器２０８と、ディジタル信
号に対して画像再構成および各種演算を行なう処理装置
２０９と１画像表示用のＣＲＴディスプレイ２１０とか
ら成る。
ら発生するＮＭＲ信号を受信・検波する受信器２０６と
、検波した信号を増幅する増幅器２０７と、その信号を
ディジタル化するＡ／Ｄ変換器２０８と、ディジタル信
号に対して画像再構成および各種演算を行なう処理装置
２０９と１画像表示用のＣＲＴディスプレイ２１０とか
ら成る。
以上の構成における本発明のシーケンスを第３図に示す
。まず、２方向の傾斜磁場パルス３０１の印加と同時に
９０°高周波磁場パルス３０２を発生し、撮影したい部
位のスピンを共鳴させる。
。まず、２方向の傾斜磁場パルス３０１の印加と同時に
９０°高周波磁場パルス３０２を発生し、撮影したい部
位のスピンを共鳴させる。
次いで、Ｘ方向の傾斜磁場パルス３０３を位相エンコー
ドパルスとして印加すると同時に、Ｘ方向に読み出し用
ダミー傾斜磁場パルス３０４を印加する。また、この間
に不均一磁場パルス３０５を１時間印加し、スピンに空
間的に変化する位相回転を与える。次いで、スピンエコ
ーを発生させるための１８０°高周波磁場パルス３０６
を２方向傾斜磁場パルス３０７と同時に印加する。その
後。
ドパルスとして印加すると同時に、Ｘ方向に読み出し用
ダミー傾斜磁場パルス３０４を印加する。また、この間
に不均一磁場パルス３０５を１時間印加し、スピンに空
間的に変化する位相回転を与える。次いで、スピンエコ
ーを発生させるための１８０°高周波磁場パルス３０６
を２方向傾斜磁場パルス３０７と同時に印加する。その
後。
Ｘ方向に読み出し用傾斜磁場パルス３０８を印加しなが
ら、ＮＭＲ信号３０９を計測する。以上のシーケンスを
、Ｘ方向傾斜磁場パルス３０３の強度を変化させつつ繰
り返す。
ら、ＮＭＲ信号３０９を計測する。以上のシーケンスを
、Ｘ方向傾斜磁場パルス３０３の強度を変化させつつ繰
り返す。
以上の手順により、スピン密度分布ρ（ｘｔｙｅｚ）の
ｘ、ｙに関する２次元７−リエ成分が計測できるので、
全計測データを２次元逆フーリエ変換することにより、
ρが、また（１）式よシ・・・・・・（２） なので、あらかじめ測定した不均一磁場強度Ｇ’ （Ｘ
ｅ Ｙｅ Ｚ ）を用いて位相補正を行ない、ρを求め
ることができる。
ｘ、ｙに関する２次元７−リエ成分が計測できるので、
全計測データを２次元逆フーリエ変換することにより、
ρが、また（１）式よシ・・・・・・（２） なので、あらかじめ測定した不均一磁場強度Ｇ’ （Ｘ
ｅ Ｙｅ Ｚ ）を用いて位相補正を行ない、ρを求め
ることができる。
以上の処理手順の７０−チャートを第４図に示す。ステ
ップ４０１では、ステップ４０２における５ｇ３図のシ
ーケンスに基づく信号計測を計測データ数繰り返して行
ない、ステップ４０３では２次元逆フーリエ変換によシ
画像再構成を行ない、ステップ４０４で式（２）による
位相補正処理を行なう。
ップ４０１では、ステップ４０２における５ｇ３図のシ
ーケンスに基づく信号計測を計測データ数繰り返して行
ない、ステップ４０３では２次元逆フーリエ変換によシ
画像再構成を行ない、ステップ４０４で式（２）による
位相補正処理を行なう。
以上、本実施例ではスピンエコー法と２次元フーリエ変
換法を用いる場合について説明したが、３次元７−リエ
変換法その他の撮影方法においても同様の効果が得られ
る。また、第１図では、不均一磁場発生コイル１０４を
設けるものとしたが。
換法を用いる場合について説明したが、３次元７−リエ
変換法その他の撮影方法においても同様の効果が得られ
る。また、第１図では、不均一磁場発生コイル１０４を
設けるものとしたが。
通常のＭ几Ｉ装置では、静磁場の不均一性を補正するた
めにシムコイルと呼ばれる不均一磁場補正用コイルを備
えるため、このシムコイルに流−ｔ−を流を制御するこ
とにより、不均一磁場を発生させることも可能であり、
その場合でも本実施例と同様の効果が得られることは言
うまでもない。
めにシムコイルと呼ばれる不均一磁場補正用コイルを備
えるため、このシムコイルに流−ｔ−を流を制御するこ
とにより、不均一磁場を発生させることも可能であり、
その場合でも本実施例と同様の効果が得られることは言
うまでもない。
以上説明したごとく１本発明によれば１画像上に歪やＳ
／Ｎ劣化を起こすことなしに計測信号のダイナミックレ
ンジを低減することができるため。
／Ｎ劣化を起こすことなしに計測信号のダイナミックレ
ンジを低減することができるため。
増幅器の特性やＡ／Ｄ変換器のビット長に対する要求条
件を軽減でき、また量子化誤差も小さくすることができ
るので、高画質でかつ安価なＭ８工装置が実現できると
いう効果がある。
件を軽減でき、また量子化誤差も小さくすることができ
るので、高画質でかつ安価なＭ８工装置が実現できると
いう効果がある。
第１図はＭＲＩ装置における各種コイルの構成を示す図
、第２図は本発明を適用したＭ几Ｉ装置のブロック構成
図、第３図は本発明にもとづく信号計測に用いるパルス
シーケンスの一例を示す図。 第４図は本発明の一実施例の処理手順を示すフローチャ
ートである。 第 ＩＩ！ｌｌ 第２ Σ 第 ３ 目 ３０５ 千川−議導＼０ルス
、第２図は本発明を適用したＭ几Ｉ装置のブロック構成
図、第３図は本発明にもとづく信号計測に用いるパルス
シーケンスの一例を示す図。 第４図は本発明の一実施例の処理手順を示すフローチャ
ートである。 第 ＩＩ！ｌｌ 第２ Σ 第 ３ 目 ３０５ 千川−議導＼０ルス
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の発生手段と、
検査対象物からの核磁気共鳴信号を検出する手段と、該
検出信号をディジタルデータに変換する手段と、該ディ
ジタルデータに対して画像再構成を含む各種演算を行な
う手段を有する核磁気共鳴イメージング装置において、
撮像領域において空間的に不均一な磁場を付加的に発生
させる不均一磁場発生手段を設けたことを特徴とする核
磁気共鳴イメージング装置。 ２、上記不均一磁場発生手段は、発生した不均一磁場を
補正する補正手段を含むことを特徴とする第１項の核磁
気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62050032A JPS63216551A (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| EP88101872A EP0280930A3 (en) | 1987-03-06 | 1988-02-09 | Magnetic resonance imaging method and apparatus |
| US07/376,216 US4939462A (en) | 1987-03-06 | 1989-07-03 | Method and apparatus for MRI |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62050032A JPS63216551A (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63216551A true JPS63216551A (ja) | 1988-09-08 |
Family
ID=12847655
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62050032A Pending JPS63216551A (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4939462A (ja) |
| EP (1) | EP0280930A3 (ja) |
| JP (1) | JPS63216551A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02140145A (ja) * | 1988-11-21 | 1990-05-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE19955117C2 (de) * | 1999-11-16 | 2001-09-27 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6080747A (ja) * | 1983-10-11 | 1985-05-08 | Utsunomiyadaigakuchiyou | 非線形磁場勾配を用いた核磁気共鳴映像化方法 |
| US4703267A (en) * | 1985-07-17 | 1987-10-27 | Advanced Nmr Systems, Inc. | High dynamic range in NMR data acquisition |
| US4720679A (en) * | 1985-12-31 | 1988-01-19 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging with phase encoded chemical shift correction |
| US4740753A (en) * | 1986-01-03 | 1988-04-26 | General Electric Company | Magnet shimming using information derived from chemical shift imaging |
-
1987
- 1987-03-06 JP JP62050032A patent/JPS63216551A/ja active Pending
-
1988
- 1988-02-09 EP EP88101872A patent/EP0280930A3/en not_active Withdrawn
-
1989
- 1989-07-03 US US07/376,216 patent/US4939462A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0280930A2 (en) | 1988-09-07 |
| US4939462A (en) | 1990-07-03 |
| EP0280930A3 (en) | 1990-04-25 |
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