JP3332951B2

JP3332951B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3332951B2
Application number: JP13853992A
Authority: JP
Inventors: 孝治梶山
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1992-05-29
Filing date: 1992-05-29
Publication date: 2002-10-07
Anticipated expiration: 2017-10-07
Also published as: JPH05329126A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置に係り、特に磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被
検体の断層画像を得るようにした磁気共鳴イメージング
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴
現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子
核スピン（以下、単にスピンと称す）の密度分布、緩和
時間分布等を計測して、その計測データから、被検体の
断面を画像表示するものである。

【０００３】この装置では、第２図に示すように０．０
２〜２テスラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生装置
４の中に被検体７が置かれる。この時、被検体中のスピ
ンは静磁場の強さＨ₀によって決まる周波数で静磁場の
方向を軸として歳差運動を行なう。この周波数をラーモ
ア周波数と呼ぶ。ここで、ラーモア周波数ν₀は、

【０００４】

【数１】ν₀＝ γ／２π・Ｈ₀ （１）で表わせる。ここで、γは磁気回転比で原子核の種類毎
に固有の値を持つ。また、ラーモア歳差運動の角速度を
ω₀とすると、

【０００５】

【数２】ω₀＝２πν₀ （２）の関係があるため、

【０００６】

【数３】ω₀＝γＨ₀ （３）で与えられる。

【０００７】ここで、高周波照射コイル１１によって計
測しようとする原子核のラーモア周波数ν₀に等しい周
波数の高周波パルス（電磁波）を加えると、スピンが励
起され高いエネルギー状態に遷移する。この高周波パル
スを打ち切ると、スピンはもとの低いエネルギー状態に
戻る。このときに放出される電磁波を高周波受信コイル
１４で受信し、増幅器１５で増幅、波形整形した後、Ａ
／Ｄ変換器１７（以下、ＡＤＣと称す。）でデジタル化
して中央処理装置１（以下、ＣＰＵと称す。）に送る。
ＣＰＵ１では、このデータを基に再構成演算し、この演
算されたデータが被検体７の断層画像としてデイスプレ
イ１８に表示される。上記の高周波パルスは、ＣＰＵ１
により制御されるシーケンサ２が送り出す信号を高周波
送信コイル用増幅器１０によって増幅したものを高周波
送信コイル１１に送ることで得られる。

【０００８】ＭＲＩ装置においては、以上の静磁場４と
高周波パルスの他に、空間内の位置情報を得るための傾
斜磁場を作るために傾斜磁場コイル群２１を備えてい
る。これらの傾斜磁場コイル１３は、シーケンサ２から
の信号で動作する傾斜磁場コイル用電源１２から電流を
供給され、傾斜磁場を発生するものである。

【０００９】ここで、ＭＲＩ装置の撮影原理を述べてお
く。図１０（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ₀中に
置かれた原子核は、古典物理学的に見ると１個の棒磁石
のように振舞い、先に述べたラーモア周波数ν₀でＺ軸
の回りに歳差運動を行なっている。この周波数は前記
（２）式で与えられ、静磁場の強度に比例している。
（１）式および（３）式におけるγは磁気回転比と呼ば
れ、原子核に固有の値を持っている。一般には測定対象
の原子核は膨大な数にのぼり、それぞれが勝手な位相で
回転しているために、全体で見るとＸ−Ｙ面内の成分は
打ち消しあい、Ｚ方向成分のみの巨視的磁化が残る。こ
の状態でＸ方向にラーモア周波数ν₀に等しい周波数の
高周波磁場Ｈ₁を印加する（図１０（ｂ））と、巨視的
磁化はＹ方向に倒れ始める。この倒れる角度はＨ₁の振
幅と印加時間との積にほぼ比例し、パルス印加時点に対
し９０°倒れる時のＨ₁を９０°パルス、１８０°倒れ
るときのＨ₁を１８０°パルスと呼ぶ。

【００１０】さて、現在ＭＲＩ装置による撮影で一般的
に用いられている方法に２次元フーリエイメージング法
がある。この方法のうち代表的なスピンエコー法の模式
的なパルスシーケンスを図９に示す。このパルスシーケ
ンスでは、まず、９０°パルス２８を印加した後、エコ
ー時間をＴｅとしたときＴｅ／２の時間後に１８０°パ
ルス２９を加える。９０°パルス２８を加えた後、各ス
ピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ面内で回転を始め
るため、時間の経過とともに各スピン間に位相差が生じ
る。ここで１８０°パルス２９が加わると、各スピンは
ｘ’軸に対称に反転し、その後も同じ速度で回転を続け
るために時刻Ｔｅでスピンは集束し、エコー信号を形成
する。

【００１１】さらに図１１にいわゆるマルチエコー計測
と称されるパルスシーケンスの模式図を示す。このマル
チエコー計測では、さらに１８０°パルスを印加し時刻
２Ｔｅ，３Ｔｅ，・・でもスピンを収束させ、エコー信
号を計測する。

【００１２】上記のように信号は順次計測されるが、断
層画像を構成するためには信号の空間的な分布を求めね
ばならない。このために線形な傾斜磁場を用いる。均一
な静磁場に傾斜磁場を重畳する事で空間的な磁場勾配が
できる。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場
強度に比例しているから傾斜磁場が加わった状態におい
ては、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従っ
て、この周波数を調べることによって各スピンの位置を
知ることができる。この目的のために、位相エンコード
傾斜磁場３１、周波数エンコード傾斜磁場３３,３４が
用いられている。

【００１３】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード傾斜磁場の強度を毎回変えなが
ら一定の繰り返し時間（ＴＲ）毎に、所定回数、例えば
２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２次元
逆フーリエ変換することで巨視的磁化の空間的分布が求
められる。このようなＭＲＩ基本原理に関しては、たと
えば「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研
究会編，丸善株式会社，昭和５９年１月２０日発行）に
詳しい。

【００１４】次に高速スピンエコー法について記す。高
速スピンエコー法は、マルチエコー計測の各エコーを生
データのＫ空間上に振り分ける事により、撮像時間をさ
らに短縮するものである。ここで、高速スピンエコーの
シーケンス図を図８に示す。図８において、高速スピン
エコー法は、マルチエコー計測のように１８０度パルス
を複数回かけることにより行う。そして、各エコー信号
計測毎に位相方向に所定の傾斜磁場を所定の時間印加す
ることにより、各エコーの信号を生データ空間上の位相
方向に振り分ける。振り分け方は、図７に示すように各
エコーのデータがＫ空間上ほぼ同一の領域を占めるよう
に分割する（同図（ａ））。これは、前記スピンエコー
法で説明したように４エコー計測を行うと順次１エコ
ー、２エコー、３エコー、４エコーの４つのデータが組
となり計測されるためである。また、並び順は、使用す
るエコー番号、及び画質を決定するエコー番号により決
められる。決め方は、Ｋ空間の直流部分（中央付近）を
所望のエコー時間のデータとし、その隣接する部分は、
隣接するエコー番号とする。また、Ｋ空間上の端部と他
の端部も互にエコー番号が同一または隣接するものとす
る。

【００１５】図７に、４エコーまで使用して、４エコー
のエコー時間の強調を得る時の、Ｋ空間上のデータの並
び方を示す。各エコー番号のデータは、ほぼ同数とす
る。まず、低域（中心付近）に所望の４エコーのデータ
２７を割り振る。その隣接する領域は、３エコーのデー
タ２６とし、さらに高域（端部）に向かうに従い、２エ
コーのデータ２５、１エコーのデータ２４とする。これ
により、最高域（端部）は、１エコーと１エコーとな
り、同じエコー番号となる。所望のエコー番号が他のエ
コー時間のエコーの時は、図７をｋｘ方向にバレルシフ
トさせ、所望のエコー番号が中心に来るようにすればよ
い。ここで、積算回数は各エコーとも同一となる（同図
（ｃ））。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うに構成された磁気共鳴イメージング装置は、その高速
スピンエコー法におけるＳＮ比は、用いたエコーのデー
タのＳＮ比により決定される。言い替えると、ＳＮ比の
悪いデータを少しでも加えると全体のＳＮ比は低下して
しまうものとなっている。

【００１７】したがって、上述のように、特に高エコー
のＳＮ比が低い場合（図７（ｂ））、これにより全体の
ＳＮ比が低下することになる。さらに、高エコーのみＳ
Ｎ比を高くするために高エコーのデータの積算回数のみ
を増加させることは、低エコーのデータを捨ててしまう
ため、意味がないものとなる。これは、高エコーのデー
タを計測する際に、対として低エコーのデータも計測さ
れるためで、これは全体の積算回数を増加させることに
なって、撮像時間が積算回数に比例して増加してしまう
ことになる。

【００１８】それ故、本発明は、このような事情に基づ
いてなされたものであり、その目的とするところのもの
は、撮像時間をそれほど増加させることなく、高エコー
の積算回数を増加させ、全体のＳＮ比を向上させ得る高
速スピンエコー法を提供することを目的とする。

【００１９】

【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、基本的には、所定のパルスシーケ
ンスの繰返しに基づいて得られるＮＭＲ信号から画像再
構成する磁気共鳴イメージング装置において、前記パル
スシーケンスが少なくとも２つ以上のエコー信号を発生
するようになっているとともに、前記位相エンコード傾
斜磁場強度の大きさと読出し傾斜磁場印加の直前に印加
する位相オフセットの傾斜磁場の大きさとが、Ｋ空間上
で高エコーになるほどＫ空間上のエンコード数が小さく
なっており、かつ高エコーになるほど積算回数が増加さ
れたものとなっていることを特徴とするものである。

【００２０】

【作用】このように構成された磁気共鳴イメージング装
置は、特に高エコーになるほど積算回数が増加されたも
のとなっている。このため、ＳＮ比の低い状態で得られ
る高エコーは該積算回数の増加によってそのＳＮ比を向
上させることができるようになる。

【００２１】したがって、もともとＳＮ比の高い低エコ
ーとＳＮ比を向上させた高エコーとでＫ空間を構成する
ことができることから、全体のＳＮを向上させることが
できるようになる。

【００２２】しかも、上述のように、高エコーと低エコ
ーとで積算回数を異ならしめてＫ空間を構成するために
は、シーケンスの繰返し数を若干多くして多くのエコー
を得るようにすればよいことから、撮像時間をそれほど
増加させることなく、全体のＳＮ比を向上させることが
できるようになる。

【００２３】

【実施例】本発明が適用される磁気共鳴イメージング装
置の概略構成を図２により説明する。

【００２４】この磁気共鳴イメージング装置は、大別す
ると、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シーケンサ２と、
送信系３と、静磁場発生磁石４と、受信系５と、信号処
理系６と、を備えて構成されている。

【００２５】中央処理装置（ＣＰＵ）１は、予め定めら
れたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受
信系５、信号処理系６のそれぞれを制御するものであ
る。シーケンサ２は、中央処理装置１からの制御指令に
基づいて動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必
要な種々の命令を送信系３、静磁場発生磁石４の傾斜磁
場発生系２１、受信系５に送るようにしている。

【００２６】送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に
供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体
７に照射するようにしている。

【００２７】静磁場発生磁石４は、被検体７の回りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル１１の
他に、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と、受
信系５の受信コイル１４とが設置されている。傾斜磁場
発生系２１は互いに直交するデカルト座標軸方向にそれ
ぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有す傾斜磁場コ
イル１３と傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電
源１２と、傾斜磁場電源１２を制御するシーケンサ２に
より構成する。

【００２８】受信系５は、高周波コイルとしての受信コ
イル１４と該受信コイル１４に接続された増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有し、被検
体７からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、
その信号を増幅器１５、直交位相検波器１６、Ａ／Ｄ変
換器１７を介しデジタル量に変換するとともに、シーケ
ンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１
６によってサンプリングされた二系列の収集データに変
換して中央処理装置１に送るようにしている。

【００２９】信号処理系６は、磁気ディスク２０、光デ
ィスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディ
スプレイ１８とを有し、受信系５からのデータが中央処
理装置１に入力されると、該中央処理装置１が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体７
の所望の断面像をディスプレイ１８に表示するととも
に、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記録する。

【００３０】次に、本発明の第１の実施例を説明する。
本実施例では、前記シーケンサ２によっていわゆる高速
スピンエコー法による断層像の撮像がなされる。そのシ
ーケンスは例えば図５に示すようになっている。

【００３１】そして、このようなシーケンスの繰返しに
よって得られるＮＭＲ信号は、Ｋ空間上に図１に示すよ
うにして格納されるようになっている。

【００３２】すなわち、図１において、例えば１エコー
の積算回数を１回とし、２エコー、３エコー、４エコー
の積算回数をそれぞれ２回、３回、４回としてＫ空間上
にデータを格納する。ここで、積算回数を２回にすると
は、２回で得られるデータを加算平均することで最終的
に得られるデータ数は半分になる。同様に、積算回数を
３回にするとは、３回で得られるデータを加算平均する
ことで最終的に得られるデータ数は１／３になる。この
ようなことから、Ｋ空間上でそれぞれ１エコー、２エコ
ー、３エコー、４エコーの各データの領域の比は４：
３：２：１となる。

【００３３】このことから、高エコーの積算回数のみを
増加させることができる。また、パルスシーケンスで
は、Ｋ空間のｋｘ方向は、離散値をとる。図１におい
て、ｋｘ方向の中心は、その中心のエコーの計測までに
スピンが感じた位相方向の傾斜磁場の積分値が零とな
る。中心からｋｘ方向に1つずれた所は、スピンが撮像
領域（Ｆ．Ｏ．Ｖ．)の両端で１回転するような位相方
向の傾斜磁場を感じさせる。式にすると、

【００３４】

【数４】２π＝γΣ(Ｇｐｎ・ｔｎ・(Ｆ．Ｏ．Ｖ．)) （４）となる。ここで、γは磁気回転比、Ｇｐｎはｎ番目の位
相エンコード方向傾斜磁場強度（ただし、スピンが感じ
る強度とするため、１８０°パルス１つにつき正負が一
回反転するものとする）、ｔｎはｎ番目の位相方向傾斜
磁場の印加時間、Σ、ｎ、は、目的のエコー番号のエコ
ー信号を計測するまでの位相方向に印加する傾斜磁場の
個数、(Ｆ．Ｏ．Ｖ．)は、撮像領域の一辺の長さとす
る。同様にｋ空間上で中心からｍ番目のデータは、

【００３５】

【数５】２πｍ＝γΣ(Ｇｐｎ・ｔｎ・(Ｆ．Ｏ．Ｖ．)) （５）が成立するように、位相エンコード方向の傾斜磁場強
度、印加時間を決定するものとする。

【００３６】このように撮像した生データを従来のよう
にして２次元フーリエ変換法で画像再構成する。

【００３７】使用するエコー数と所望のエコー時間のエ
コー番号に応じて、並び順は、変化する。その並びに応
じて位相方向の傾斜磁場の印加時間、強度等を変化させ
ることは、言うまでもない。

【００３８】以上示した実施例による磁気共鳴イメージ
ング装置は、特に高エコーになるほど積算回数が増加さ
れたものとなっている。このため、ＳＮ比の低い状態で
得られる高エコーは該積算回数の増加によってそのＳＮ
比を向上させることができるようになる。

【００３９】したがって、もともとＳＮ比の高い低エコ
ーとＳＮ比を向上させた高エコーとでＫ空間を構成する
ことができることから、全体のＳＮを向上させることが
できるようになる。

【００４０】画像計測時間は、例えば２５６×２５６画
素で４回積算の画像を得る従来の考えでは、１計測で４
エコーを得るパルスシーケンスを用いても２５６回の計
測を必要としたが、本実施例では、４エコーを４回、３
エコーを３回、２エコーを２回、１エコーを１回の積算
で得るようにしたので、従来の計測回数２５６回の１０
／１６の１６０回の計測で１画素のデータが得られるこ
とになる。

【００４１】図３に本発明の他の一実施例のＫ空間上の
データの並び順と積算回数の関係を示す。これは、１エ
コー、２エコーの積算回数を同一として、３エコーをそ
れの２倍の積算回数、４エコーを３倍の積算回数として
ある。この場合、Ｋ空間上の領域の比は積算回数の逆数
に応じて決定してある。

【００４２】また、図４に本発明の他の一実施例のＫ空
間上のデータの並び順と積算回数の関係を示す。これ
は、１エコー、２エコーの積算回数を同一として、３エ
コー、４エコーの積算回数を２倍としてある。この場
合、Ｋ空間上の領域の比は積算回数の逆数に応じて決定
してある。

【００４３】さらに、図６に本発明の他の一実施例のＫ
空間上のデータの並び順と積算回数の関係を示す。いま
までは、４エコー計測でのみ示したが、これは２エコー
計測のデータに実施した例である。

【００４４】さらに、並び順として、使用するエコー数
を２、４エコーのみ記したが、５エコー以上及び３エコ
ーに関しても同様に行うことができるのは、言うまでも
ない。そのうえ、高速スピンエコー法において、中央の
エコーが変化した場合にも適用できる。

【００４５】なお、本発明は図８に示した高速スピンエ
コー法、すなわちスピンの励起を９０°−１８０°−１
８０°−…系列で行なうもの以外にも適用できる。図１
２はＣＰＭＧ法と称されるパルスシーケンスの模式図で
ある。このＣＰＭＧ法はスライス方向傾斜磁場の印加と
ともに９０°パルスを印加してスピンを選択励起し、ス
ピンが拡散した所定時間後、例えばＴｅ／２後にスライ
ス方向傾斜磁場とエコー信号発生のための高周波パルス
を印加して、スピンを９０°励起面で１８０°位相回転
させ、その後位相エンコードをし、周波数方向に信号を
読みだし、その後図１２に示すように、高周波パルスと
傾斜磁場の印加によりエコー信号を順次読みだすという
ものである。このようなＣＰＭＧ法にも本発明を適用す
ることができる。

【００４６】

【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、撮像
時間をそれほど増加させることなく、高エコーの積算回
数を増加させ、全体のＳＮ比を向上させることができる
ようになる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例の説明図で、４エコーまで
のデータを使用したＫ空間上のデータ並び順の説明図で
ある。

【図２】本発明が適用される磁気共鳴イメージング装
置の一実施例を示す全体構成のブロック説明図である。

【図３】本発明の他の実施例の説明図で、４エコーま
でのデータを使用したＫ空間上のデータ並び順の説明図
である。

【図４】本発明の他の実施例の説明図で、４エコーま
でのデータを使用したＫ空間上のデータ並び順の説明図
である。

【図５】本発明の一実施例の４エコーまでのデータを
使用したパルスシーケンスの模式的説明図である。

【図６】本発明の他の一実施例の説明図で、２エコー
までのデータを使用したＫ空間上のデータ並び順の説明
図である。

【図７】従来の技術の高速スピンエコー法のＫ空間上
のデータ並び順の説明図である。

【図８】従来の技術の高速スピンエコー法のパルスシ
ーケンスの模式的説明図である。

【図９】スピンエコー法のパルスシーケンスの模式的
説明図である。

【図１０】巨視的磁化の説明図である。

【図１１】マルチエコー法のパルスシーケンスの模式
的説明図である。

【図１２】ＣＰＭＧ法のパルスシーケンスの模式的説
明図である。

【符号の説明】

２・・・シーケンサ、７・・・被検体、８・・・高周波発信器、１
２・・・傾斜磁場電源、１３・・・傾斜磁場コイル、２１・・・傾
斜磁場発生系、２４・・・第１エコー信号、２５・・・第２エコ
ー信号、２６・・・第３エコー信号、２７・・・第４エコー信
号。

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】所定のパルスシーケンスの繰返しに基づ
いて得られるＮＭＲ信号から画像再構成する磁気共鳴イ
メージング装置において、前記パルスシーケンスが少な
くとも２つ以上のエコー信号を発生するようになってい
るとともに、前記位相エンコード傾斜磁場強度の大きさ
または読出し傾斜磁場印加の直前に印加する位相オフセ
ットの傾斜磁場の大きさとが、またはＫ空間上で高エコ
ーになるほどＫ空間上のエンコード数が小さくなってお
り、かつ高エコーになるほど積算回数が増加されたもの
となっていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装
置。