JP3532307B2 - 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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Description
燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号
を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する
磁気共鳴イメージング(MRI)装置に関する。 【0002】 【従来の技術】MRIは、被検体の構成物質である特定
の核種(プロトン、13C、31P)を撮影対象として、静
磁場中に置かれたこれら原子核にそのラーモア周波数と
同じ周波数の高周波磁場を照射することによって核スピ
ンを励起し、その後に生じるNMR信号を計測する。撮
影対象としてプロトンが最も一般的であり、その密度の
空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を求め、こ
れを画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態
または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。 【0003】MRIによる撮像方法ではNMR信号に位
置情報を与えるために、計測空間の静磁場に重畳して、
直交する3軸方向の傾斜磁場パルスが与えられる。即
ち、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それ
ぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出す
る。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり12
8、256、512等の値が選ばれる。各エコー信号は
通常128、256、512、1024個のサンプリン
グデータからなる時系列信号として得られる。これらの
データを2次元フーリエ変換して1枚のMR画像を作成
する。 【0004】ところで従来よりMRIの典型的な撮像方
法として、スピンエコー法、グラディエントエコー法等
の手法が知られているが、近年1回の励起で複数のエコ
ー信号を計測する高速撮像方法が広く行われるようにな
っている。このような高速撮像方法の代表的なシーケン
スであるエコープラナー(EPI)法のシーケンスを図
2に示す。このシーケンスでは、まず検知する磁化を含
む被検体に高周波パルス201を照射すると同時にスラ
イスを選択する傾斜磁場(Gs)パルス202を印加
し、画像化するスライスを選択して励起する。次に位相
エンコード(Ge)のオフセットを与えるパルス203
と読み出し傾斜磁場(Gr)のオフセットを与えるパル
ス205を印加する。そのあとに、極性の反転する読み
出し傾斜磁場パルス206を連続して印加する。反転読
み出し傾斜磁場パルス206は図示する例では台形であ
るが、正弦波であってもよい。読み出し傾斜磁場パルス
206に同期して、位相エンコード傾斜磁場パルス20
4を離散的に印加する。傾斜磁場206の各周期内で反
転読み出し傾斜磁場206の積分値が0になるところ
で、各位相エンコードのエコー信号207が時系列的に
発生するので、これを所定の時間範囲208の間各々サ
ンプリングし時系列データを得る。時間範囲208は典
型的には各々が1ms程度である。一連の動作209に
より画像再構成に必要な全エコーを収集する。即ち、位
相エンコード数が128であれば、128組の時系列デ
ータを収集する。 【0005】また1回の励起で複数のエコー信号を計測
する高速撮像方法として、上記EPIの他、EPIに類
似する手法としてGE&SE(グラディエントエコー・
アンド・スピンエコー法)、分割型EPI法も提案され
ており、例えばGE&SEは図2の動作209の間に更
にスピンを反転する180゜RFパルスを照射するとと
もに、更にブリップ状の位相エンコード傾斜磁場20
4、反転読み出し傾斜磁場206の印加を連続して繰り
返し、エコー信号を計測して、画像再構成に必要な全エ
コーを収集する。また分割型EPI法は図2の動作20
9で、一部分のみの位相エンコードデータを取得し、次
に位相エンコードのオフセットを与えるパルス203を
変化させながら動作209を繰り返し、残りのエコー信
号207を取得する。分割型EPIは、動作209を繰
り返すため一枚の画像を取得するためのデータ取得時間
は長くなるが、動作209内で取得するエコー207の
数が減り、動作209自体は短時間になる。この結果、
エコーの信号低下が少なくなり、高画質の絵が取得でき
る。 【0006】次に上述したEPI及びそれに類似する手
法における画像再構成及び信号補正の方法を図7に示
す。まず参照周波数を実効的に共鳴周波数f[Hz]に
設定し、データを取得する(701)。ここで参照周波数
として共鳴周波数fを用いるのは、信号を高周波から0
周波数に変換し、位置情報に対応する周波数シフトのみ
を信号として取り出すためである。この場合通常は、2
段または、3段の、信号周波数変換により実現してい
る。即ち、各段の参照周波数をf1、f2、f3、とし
て、f=f1+f2+f3とする。最終段は直交検波
(アナログまたはデジタル)である。上記実効的という
意味は、このような多段の変換も含むことを意味してい
る。 【0007】次に、反転傾斜磁場パルス206の極性を
確認する(702)。たとえば、図2において、最初のエ
コーでは、傾斜磁場パルスの極性は負で、第2のエコー
では、傾斜磁場パルスの極性は正である。極性が負の時
には信号の配列を時間方向に反転する(703)。このよ
うな反転処理を行った信号(時系列データ)と極性が正
のときの信号を使って公知の方法、すなわち2次元フー
リエ変換等により画像再構成をおこなう(704)。 【0008】図8は分割型EPIで取得される典型的な
信号配列を、参照周波数=共鳴周波数fの場合について
x−ky空間表示したもので、時間方向反転後の状態を
示している。尚、x−ky空間の表示とは、計測空間k
x−ky上に配列した信号を、kx方向にのみフーリエ
変換し、kx軸をx軸変換した表示である。この図では
信号はkx方向に、4つのグループに分けられており、
信号群81、83は傾斜磁場の極性が負のときの信号
で、信号群82と84は傾斜磁場の極性が正の時の信号
である。時間方向反転後において信号群81から84の
信号はkx方向に位置ずれなく配置される。これらをk
y方向にフーリエ変換をすると図9の画像が得られる。
画像中心91は傾斜磁場の中心、即ち傾斜磁場強度が常
にゼロの断面に一致する。従って傾斜磁場の中心に被検
体の中心が一致するようにセッティングした場合、図の
ように、被検体92は画像中心91に現われる。なお、
93は背景である。 【0009】この際、信号取得時の装置の不可避的な調
整不良、たとえば、傾斜磁場の残留オフセット成分や静
磁場の不均一性等が信号に与える影響は公知の信号補正
により除去される。特にEPI撮影において、RF中心
周波数と共鳴周波数とに周波数差がある場合に、読み出
し傾斜磁場の異なる極性において計測された信号群に周
波数差に起因するずれを生じ、これによりアーチファク
トが発生するため、これを防止する位相補正方法とし
て、たとえば特開平5−31095号において、RF中
心周波数とラーモア周波数の周波数差の関数をサンプリ
ングしたデータに乗算することが開示されている。 【0010】 【発明が解決しようとする課題】上述のように、従来の
EPIシーケンスでは、参照周波数を磁気共鳴周波数f
にあわせて検出しており、この場合、撮影視野中心は傾
斜磁場の中心になる。一方、撮影視野中心を任意に変更
できれば、被検体の重要な部分のみを任意に抽出して、
拡大撮影できるなどの利点がある。撮影視野中心を読み
出し方向にΔx[m]シフトさせるためには、先に述べ
たSE法等の通常の撮影シーケンスでは、実効的な参照
周波数をf+γGxΔxとすればよいことが知られてい
る。ここで、γ[Hz/T]は磁気回転比、Gx[T/
m]は読み出し傾斜磁場強度である。しかし、EPI等
反転する読み出し傾斜磁場を連続印加して複数の信号を
計測する撮像方法では、参照周波数にこのようなオフセ
ット(γGxΔx)を与えた場合、Δf=γGxΔxに
応じた強いアーチファクトが発生してしまう。 【0011】本発明は、このアーチファクトを除去し、
EPI及びその類似の撮像方法においても撮影視野中心
をシフトできるようにすることにある。 【0012】 【課題を解決するための手段】このような課題を解決す
るために、本発明では、被検体に磁気共鳴周波数fのR
Fパルスを照射すると同時にスライス選択傾斜磁場パル
スを印加してスライス選択し、極性が反転する読み出し
傾斜磁場パルスを連続して印加するとともに、読み出し
傾斜磁場パルスの反転に同期して位相エンコード傾斜磁
場パルスを印加する手段と、反転する読み出し傾斜磁場
の各周期内で発生するエコー信号を時系列的に検出して
時系列データを得る信号処理手段とを備えたMRI装置
において、前記信号処理手段は、エコー信号を検出する
参照周波数として磁気共鳴周波数fに所定のオフセット
周波数Δfを加えた参照周波数(f+Δf)を使って信
号を検出し、読み出し傾斜磁場パルスが第1の極性
(負)ときに取得された時系列データのみにオフセット
周波数Δfの2倍の位相補正処理をするとともに、時系
列方向に信号配列を反転し、処理後のデータ及び反転読
み出し傾斜磁場パルスが第2の極性(正)のときに取得
されたデータを使って画像再構成するものである。 【0013】参照周波数をf+Δfとした場合、読み出
し傾斜磁場パルスが第1の極性(負)ときに取得された
時系列データは−Δfのオフセット成分を有するデータ
であり、一方読み出し傾斜磁場パルスが第2の極性
(正)ときに取得された時系列データは+Δfのオフセ
ット成分を有するデータとなる。従って第1の極性
(負)のときに取得された時系列データのみに2Δfの
位相補正処理を施すことにより、両データともに参照周
波数fを中心としてΔfのオフセット成分を有したデー
タとなる。このオフセット成分は、傾斜磁場中心から読
み出し方向へのずれΔX(=Δf/γGx)に対応す
る。従って、第1の極性(負)ときに取得された時系列
データを位相補正処理を施すとともに時間方向の反転処
理し、しかる後に処理後の時系列データと第2の極性の
ときに取得された時系列データとを用いて画像再構成す
ることにより、傾斜磁場中心からΔXずれた位置を撮影
中心とする画像を得ることができる。 【0014】 【発明の実施の形態】以下、本発明のMRI方法を図面
を参照して説明する。図4は本発明が適用される典型的
なMRI装置の構成を示すもので、このMRI装置は被
検体401の周囲に静磁場を発生する磁石402と、該
空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、こ
の領域に高周波磁場を発生するRFコイル404と、被
検体401が発生するMR信号を検出するRFプローブ
405とを備えている。傾斜磁場コイル403は、互い
に直交する3軸(X、Y、Z)方向の傾斜磁場コイルで
構成され、傾斜磁場電源409からの信号に応じてそれ
ぞれ傾斜磁場を発生する。RFコイル404はRF送信
部410の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプ
ローブ405の信号は、信号検出部406で検出され、
信号処理部407で信号処理され、また計算により画像
信号に変換される。画像は表示部408で表示される。
傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出部4
06は制御部411で制御され、所定の撮像法のための
パルスシーケンスが起動される。尚、ベッド412は被
検体が横たわるためのものである。本発明はこのような
MRI装置における信号検出部406及び信号処理部4
07に主として係わるものである。 【0015】次に本発明のMRI方法を分割EPIを例
として説明する。分割EPIによるパルスシーケンス
は、図2に示すEPIシーケンスと同様にまず検知する
磁化を含む被検体に高周波パルス201を照射すると同
時にスライスを選択する傾斜磁場パルス202を印加
し、画像化するスライスを選択して励起する。次に位相
エンコードのオフセットを与えるパルス203と読み出
し傾斜磁場のオフセットを与えるパルス205を印加す
る。そのあとに、極性の反転する読み出し傾斜磁場パル
ス206を連続して印加する。傾斜磁場パルス206に
同期して、位相エンコード傾斜磁場パルス204を離散
的に印加する。反転読み出し傾斜磁場206の積分値が
0になるところで、即ち傾斜磁場206の各周期内で各
位相エンコードのエコー信号207が時系列的に発生す
るので、これを時間範囲208の間各々サンプリングし
時系列データを得る。この実施例では、一連の動作20
9により画像再構成に必要な全エコーの1/4を収集す
る。即ち、位相エンコード数が256であれば、64の
エコー信号から成る時系列データを収集する。次に位相
エンコードのオフセットを与える傾斜磁場パルス203
を変化ながら動作209を更に3回繰り返し、残りのエ
コー信号207を取得する。 【0016】次にこのように計測されるエコー信号の本
発明による検出、信号処理及び画像再構成について図1
のフロー図を参照して説明する。尚、これらの処理はデ
ィジタル的に行なうことができる。まずエコー信号は、
信号検出部(図4、406)において参照周波数f+Δ
fを用いて検出される(101)。ここでfは共鳴周波数
(RF周波数)、Δfは画像中心をずらすためのオフセ
ット周波数であり、画像中心からのシフト量Δxに対応
してΔx=Δf/γGxより決められる。具体的には、
静磁場強度が1.5T、共鳴周波数fが63.8MHz
(磁気共鳴比γが42.5x106Hz/T)、傾斜磁
場強度Gxが0.01T/mのMRIにおいて、オフセ
ンター量(傾斜磁場中心からのシフト量)Δxを0.0
2mとするためには、Δx=Δf/γGxより周波数オ
フセット量Δfは8500Hzとなる。尚、参照周波数
f+Δfで検出する際に、多段で周波数変換を行い、各
段の参照周波数の合計がf+Δfとなるようにすること
ができる。 【0017】次いで、各エコーが発生したときの傾斜磁
場パルス206の極性を確認し(102)、極性が負のと
きに計測されたエコー信号についてオフセット周波数Δ
fの2倍の位相補正を行う(103)。更に、極性が負の
ときに計測されたエコー信号は、時間方向に反転する
(104)。一般にサンプリングされたエコー信号Sは図
3に示すように計測空間に読み出し方向(kx方向)に
配列されるが、極性が負のときに計測されたデータと極
性が正のときに計測されたデータとは、kx方向の配列
方向が異なる(尚、図3ではスキャン数を簡略化して示
している)。従って、時間方向の反転は両データの読み
出し方向の配列を同じにするための処理である。尚、位
相補正(103)及び時間方向の反転(104)はいずれの処
理が先であってもよい。 【0018】位相補正は、信号のサンプリング時間をΔ
t(例えば4ms)とするとき、2Δf・360・Δt
・kxから位相の補正量を求めることができる。即ち、
計測空間の信号S(kx,ky)を時間方向に反転した
後、その位相θ(kx,ky)をθ(kx,ky)+Δ
f・360・Δt・kxに変換し、補正後の信号S'
(kx,ky)を得ることができる。尚、kxはデータ
番号である。 【0019】この位相補正を、時系列データをx−ky
空間で表示した図5により更に説明する。図5(a)及
び(b)は、分割型EPIによって計測された時系列デ
ータをx−ky空間で表示したもので、図5(a)は位
相補正されていない場合について、図5(b)は位相補
正された場合について、いずれも時間方向反転後の状態
を示している。本実施例において、位相エンコード数は
256であるので、信号群51から54はそれぞれ位相
エンコード64(=256/4)個分であり、信号群5
1、53は傾斜磁場の極性が負のときの信号群を、信号
群52、54は傾斜磁場の極性が正のときの信号群を表
している。 【0020】上述したように本発明のMRI方法では、
信号検出の参照周波数としてf+Δfを用いているの
で、傾斜磁場の極性が負のときの信号と、正のときの信
号ではそれぞれ傾斜磁場中心を中心としてΔfに相当す
る反対方向のずれを生じることになる。即ち、図5
(a)に示すように傾斜磁場の極性が正のときの信号群
52、54の信号中心56は傾斜磁場中心55に対して
Δx=Δf/γGxだけ右側にシフトしており、傾斜磁
場の極性が負のときの信号群51、53の信号中心57
は傾斜磁場中心55に対してΔx=Δf/γGxだけ左
側にシフトしている。このような信号群51〜54を、
このままky方向にフーリエ変換すると図6(a)のよ
うに被検体62は焦点がずれ、ぼけた画像になってしま
う。 【0021】これに対し本発明では、傾斜磁場の極性が
負のときの信号群51、53に対し、予め2Δfの位相
補正を与えるので、図5(b)に示すように、信号群5
1、53は位相補正しない場合の位置から2x(=2Δ
f/γGx)だけ右側にシフトし、信号中心57’が信
号群52、54の信号中心56と重なるような信号群5
1’、53’に変換される。 【0022】次いで信号51’、52、53’、54の
信号をky方向にフーリエ変換をすることにより画像再
構成することにより(図1、105)、図6(b)に示す
ような被検体63像を得る。この像は図6(a)に示す
図のようなぼけを生じることなく結像しており、画像中
心61は被検体中心64(=傾斜磁場中心)に対してΔ
xシフトしたものとなる。 【0023】このように、計測空間で位相補正を行うこ
とにより、所望のシフト量シフトしたオフセンター撮影
が可能となる。また本発明によるオフセンター撮影は、
従来法のように実空間でデータシフトする場合と異な
り、一絵素以下のシフトも補正できるのでアーチファク
トが発生しないため望ましい。以上、本発明のMRI方
法を分割型EPIで説明したが、本発明は1回の励起で
画像形成に必要な全エコーを計測するワンショットEP
Iや、GE&SE法、k空間を図3のようにラスタース
キャンするのではなく螺旋状にスキャンするスパイラル
スキャン法等、エコー信号計測時に反転する読み出し傾
斜磁場を連続して印加する撮像法であれば全て適用で
き、同様の効果を得ることができる。 【0024】 【発明の効果】以上の説明から明らかなように、本発明
のMRI方法によれば、EPIシーケンスのように、連
続反転する読み出し傾斜磁場パルスを印加し、反転磁場
の各周期内で発生するエコー信号を時系列的に検出する
ステップを有する核磁気共鳴イメージング方法におい
て、アーチファクトなしに画像のオフセンター撮影が可
能になる。
図。 【図2】本発明が適用されるMRI撮影シーケンスの一
例を示す図。 【図3】計測空間におけるエコー信号の配列を示す図。 【図4】本発明が適用されるMRI装置。 【図5】MRIによる信号処理の処理内容を説明する図
で、(a)は位相補正前の処理内容を、(b)はその結
果を示す図。 【図6】MRIによる信号処理の処理内容を説明する図
で、(a)は位相補正後の処理内容を、(b)はその結
果を示す図。 【図7】従来のMRI方法における処理を示すフロー
図。 【図8】従来のMRI方法における処理内容を説明する
図。 【図9】図8の処理内容による結果を示す図。 【符号の説明】 201・・・・・・高周波パルス 202・・・・・・スライス選択傾斜磁場パルス 204・・・・・・位相エンコード傾斜磁場パルス 206・・・・・・読み出し傾斜磁場パルス
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 【請求項1】被検体に磁気共鳴周波数fのRFパルスを
照射すると同時にスライス選択傾斜磁場パルスを印加し
てスライス選択し、極性が反転する読み出し傾斜磁場パ
ルスを連続して印加するとともに、前記読み出し傾斜磁
場パルスの反転に同期して位相エンコード傾斜磁場パル
スを印加する手段と、反転する読み出し傾斜磁場の各周
期内で発生するエコー信号を時系列的に検出して時系列
データを得る信号処理手段とを備えた磁気共鳴イメージ
ング装置において、前記信号処理手段は、 前記エコー信号を検出する参照周
波数として前記磁気共鳴周波数fに所定のオフセット周
波数Δfを加えた参照周波数(f+Δf)を使って信号
を検出し、前記読み出し傾斜磁場パルスが第1の極性
(負)のときに取得された時系列データのみにオフセッ
ト周波数Δfの2倍の位相補正処理をするとともに、時
系列方向に信号配列を反転し、処理後のデータ及び反転
読み出し傾斜磁場パルスが第2の極性(正)のときに取
得されたデータを使って画像再構成することを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置。
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---|---|---|---|
JP17108895A JP3532307B2 (ja) | 1995-07-06 | 1995-07-06 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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