JPH02246930A

JPH02246930A - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH02246930A
Application number: JP1067277A
Authority: JP
Inventors: Hideaki Koizumi; 英明小泉; Toshiaki Aritomi; 有富　俊昭; Shinji Yamamoto; 真司山本; Yutaka Takuma; 宅間　豊
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1989-03-17
Filing date: 1989-03-17
Publication date: 1990-10-02
Also published as: US5003264A

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。

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は、核磁気共鳴現象を用いた画像診断装置、いわ
ゆるＭＲＩ　（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ
工■ａｇｉｎｇ）装置に関する。

〔従来の技術〕

この種のＭＲＩ装置におけるたとえば頭部画像は、通常
２５０Ｘ２５０ｎｎ＋の視野を２５６Ｘ２５６閣の画素
で表示しているのが通常である。

しかし、近年になり、より高精細の表示が要望され、た
とえば次のようにするものが知られている。

（１）いわゆる関心領域となる視野の一部を表示画面全
部に表示する。

（２）視野全体を５１２Ｘ５１２の画素で取り込むよう
にし、この数の画素で表示する。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかし、上述の従来技術にあっては、たとえば上記（１
）の場合、データ取込みの画素の大きさが改善されてい
ないため、関心領域は大きく表示されても分解能が充分
でないものであった。

また、上記（２）の場合、データの取込みに２倍の時間
を要するものである。そして画素の面積が１７４となる
ため、Ｓ／Ｎは１／２となり、したがって２５６Ｘ２５
６のときと同一のＳ／Ｎを得るように個々の信号を４回
積算しなければならない。このためにも時間を要し、結
果として８倍もの時間を要するものである。

それ故、本発明はこのような事情に基いてなされたもの
であり、短時間にて、全体における関心領域を精細に描
画し得るＭＲＩ装置を提供するにある。

〔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、診断画像を表示するＭＲＩ装置において、前記診断
画像は、その全体画像の一領域を切り取った部分に、該
領域における部分の高精細画像が嵌め込まれて表示され
ていることを特徴とするものである。

そして、全体画像は、単位面積あたりの情報量を小さく
して短時間のシーケンスで撮影するとともに、前記全体
画像の一領域は、単位面積あたりの情報量をより大きく
して長時間のシーケンスで撮影することにより得ること
を特徴とするものである。

〔作用〕

このように、全体画像の一領域を切り取った部分に、該
領域における部分の高精細画像を嵌め込むようにすれば
、該高精細画像はその領域が小さいことから、それを映
し出すための時間がかからず、しかも、より検討診断し
たい領域において精細画像を得ることができるようにな
る。

また、特に、全体画像の精細度を下げ短時間で映像させ
るとともに、また、全体画像の一領域を全体画像より高
精細にするようにすれば、従来とほぼ同じ時間で画像が
得られるようにすることができるようになる。

〔実施例〕

以下、本発明によるＭＲＩ装置の一実施例について説明
する。

まず、第２図を用いてＭＲＩ装置の概略を示す。

同図において、磁石１は本システムの主要部を成し、こ
の磁石１には、超電導形、常電導形、永久磁石形の３種
類があるが、ここでは超電導形を例に示す、この超電導
形の磁石１によって、磁場強度：０．５Ｔ、ボア径：１
ｍ、磁場均一度：５ｒｎｍ／３０ａａｄｓｕ（球）を得
る。

被験者は、患者テーブル５に横わたり、前記磁石１の中
心部へ送り込まれるようになっている。

傾斜静磁場コイル２には空間位置情報を取得するための
傾斜磁場が重畳されるようになっている。

核磁気共鳴現象（ＮＭＲ）を発生させる高周波（ＲＦ）
は、送信器７から照射コイル３に送られるようになって
いる。これにより、被験者あるいは検査対象物質から発
生するＮＭＲ信号は、受信コイル４によって検知され、
受信器８へ送られる。

ここでＮＭＲ現象では、ＮＭＲ信号の位相情報も重要な
ため、ＲＦ時間制御部１４からの受信器ゲート信号１２
を介して、前記送信器７および受信器８に於ける位相関
係が正確に同期化されるようになっている。

傾斜磁場電源９は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場を
独立に発生させるように、３チヤンネルの電源から成っ
ている。この傾斜磁場電源９によって前記傾斜磁場コイ
ル２における傾斜磁場はパルス状で印加されるので高速
応答が要求され、かつ、このパルスの発生は、傾斜磁場
制御部２０によって制御されるようになっている。

システムの操作は、操作卓１０を用いて行なわれるよう
になっている。操作卓１０には各種のキーの他、２つの
ＣＲＴが装備されている。一つは、操作卓制御部１８を
介して、対話方式により各種パラメータを設定したり、
システム全体の運転を行なうようになっている。もう一
つは、ＣＲＴ制御部１９を介して、得られた映像を表示
するためのものであり、また、その表示系の画素はたと
えば５１２Ｘ５１２となっている。

全体システムの制御並びに像構成のための高速演算はコ
ンピュータ２１が行なうようになっている。コンピュー
タ２１と各制御系とのやりとりは、バス１７を介してな
される。各種パルスシーケンスの制御は、シーケンス制
御部１６が行なうようになっている。このシーケンス制
御部１６の中心となるシーケンスは高周波パルスと傾斜
磁場パルスの組合せにかかわるものとなっている。

すなわち、前記シーケンス制御部１６には、心電計２２
の出力が入力され、ＲＦ振幅制御部１３を介して前記送
信器７へ、データ取込部１５を介して前記受信器８へ出
力がなされるとともに、傾斜磁場制御部２０へ出力がな
されるようになっている。

第３図は前記磁石１における測定部断面を示している。

上述のように超電導形からなる磁石１は、液体Ｈｅ温度
の静磁場コイル１から構成され、内側から径方向に順次
傾斜磁場コイル２．照射コイル３．受信コイル４、が設
置されている。静磁場の方向は、図中矢印Ａに示してい
る０通常、静磁場の方向はＺ軸と定められる。傾斜磁場
は、Ｘ。

Ｙ、Ｚの３方向に、互いに完全に独立な傾斜を印加する
ことが必要となっており、このため、Ｘ。

Ｙ、Ｚ用の３種類のコイルが設置されたものとなってい
る。

次に、本実施例における断層像を得るためのシーケンス
について説明する前に、従来から一般的に行なわれてい
るシーケンスの基本的な原理を説明する。第５図におい
て、上から順次、前記照射コイル３から被験者に照射さ
れる高周波電力のパルス波形を示す高周波５１、前記受
信コイル４に入力される起電力を増幅した信号５２．静
磁場の方向（Ｚ）に印加される傾斜磁場５３、Ｙ軸方向
に位相をエンコードする傾斜磁場５４、Ｘ方向の座標と
周波数を一対一対応させる傾斜磁場５５である。この傾
斜磁場５５は、−殻内には、スピンエコーの発生に使わ
れるので、読み出し用傾斜磁場と称されることもある。

なお、時間軸５６は、その上のすべてのパルスシーケン
スについての時間の関係を明らかにしている。

次に、これらの各種パルスの役割をもう少し詳細に説明
し、二次元フーリエ法と呼ば九る像構成法の原理を述べ
る。

第５図の例では、高周波５１のパルスの波形にシンク函
数を用いている。シンク函数をフーリエ変換すると矩形
波形となる。即ち、時間空間に於けるシンク函数は、周
波数空間に於ける矩形波となるので、ある限定された区
間の周波数のみを持つようになる。同図で、高周波５１
における９０’パルス（核スピンを９０＠倒すパルス）
５７と同時に、傾斜磁場５３について傾斜磁場パルス６
０が印加されている。ＮＭＲ現象に於ける共鳴条件は下
式で表されるので、Ｚ方向の特定の断層面の・みが選択
的に励起される。

ω。＝γ　（Ｈｓ＋Ｈａ（Ｚ））　　　　　　・・・　
（１）ここで、ω。は共鳴点に於ける角速度、γは磁気
回転比、Ｈ，は静磁場の磁束密度、Ｈａ（Ｚ）は位ｉｌ
！Ｚに於ける傾斜磁場の磁束密度である。

通常のＮＭＲイメージングでは、断層面の厚さが、１〜
２０ｍの範囲で選択照射の周波数が設定される。そして
、前記９０°パルス５７のあとに１８０”パルス５８を
印加し、信号５２においてスピンエコー信号５９を得て
いる（なお、オリジナルな２次元フーリエ法では、傾斜
磁場によりスピンエコーを発生させており、１８０６パ
ルスを使用していない）。

ここで、スピンエコーのテクニックは、不均一磁場によ
り見かけ上の横緩和時間Ｔ２で急速に分散する位相を一
定時間後に再びそろえるテクニックである。傾斜磁場も
一種の不均一磁場であり。

位相のそろった信号を得るためには、傾斜磁場゛を反転
させるかあるいは、傾斜磁場と同時に１８０゜パルスを
印加する必要がある。実際に傾斜磁場を立ち上げる際に
、立ち上り及び立ち下り時間は有限である。実際には１
ｍｓ程度が必要である。したがって、この過渡的な期間
に位相が乱れる。これを補償するために、傾斜磁場パル
ス６０のあとに、補償用パルス６１を印加することで、
立ち上り。

立ち下りが相殺され、見かけ上完全な矩形波が印加され
た場合と等価にできる。

次に位相エンコードについて述べる。

ＮＭＲ現象に於ける核スピンの挙動の基本的性質として
、（１）磁気モーメントの方向、（２）磁気モーメント
の大きさ、（３）磁気モーメントの数。

（４）磁気モーメントのせつ動周波数、（５）磁気モー
メントのせつ動の位相がある。これら個々のパラメータ
の統計的結果として、巨視的な磁化の振るまいが記述で
きる。特に周波数と位相は独立のパラメータであり１位
相をエンコードすることにより、空間座標と対応づけら
れる。

位相をエンコードする傾斜磁場は、傾斜磁場５４である
１位相エンコード量は、エンコード用傾斜磁場パルスの
積分値で決まるので、パルスの振幅を変えるか、パルス
幅を変えるかすれば良い。

ここでは、位相エンコードパルス６３で示すように、振
幅を変えている場合を示している。

傾斜磁場５５は、Ｘ方向に印加した傾斜磁場である。前
記９０°パルス５７で励起され、コヒーレントな歳差運
動をするスピンに、Ｘ方向の傾斜磁場を印加（符号６４
に示す）すると、Ｘ方向に対して歳差運動の周波数が線
型に変化する。前記１８０°パルス５８のあとで、同υ
傾斜磁場（符号６６で示す）を与えることで、スピンエ
コー信号５９を発生させることができる。Ｘ座標と共鳴
周波数が線型な関係にあるので、スピンエコー信号５９
をフーリエ変換することにより、Ｘ座標に関する信号強
度の関係を得ることができる。これを、位相エンコード
方向（Ｙ軸）について、再びフーリエ変換すると、今度
はＸ座標に関する信号強度の関係が得られる。こうして
、Ｘ−Ｙ平面について、信号の分布が得られるので、信
号強度をＣＲＴ上に表示することにより、断層像が得ら
れる。

このようなシーケンスの基本的な原理を前提とし、以下
、第１図（ａ）、（ｂ）を用いて、本実施例における断
層像を得るためのパルスシーケンスについて説明する。

まず、第１図（ａ）は、高速で画像を得るためのシーケ
ンスである。同図は第５図と対応させて示している。こ
の場合第５図に示したものと異なる個所は、１８０°パ
ルス（第５図にて符号５８に示す）を使わずに、傾斜磁
場パルス１５を反転させることによりスピンエコー信号
５９を得ている。また、速いくりかえし時に感度を向上
させるため、９０”パルス（第５図にて符号５８に示す
）のかわりに、それより小さなα°パルス５７′を使用
している。たとえば、α０はパルス１５〜６０°である
。このシーケンスでくりかえし時間ＴＲを３０ｍ５にと
ると、約７秒で２５６Ｘ２５６のサンプリング点が取得
できるようになる。

一方、第１図（ｂ）は、関心領域からのサンプリングを
行なうためのシーケンスである。同図においても第５図
と対応させて示している−ここでは、パルス５８を２回
用いている。また、９０’パルス５７、各１８０°パル
ス５８のそれぞれに、Ｇｚ、ＧＹ、ＧＸの各傾斜磁場パ
ルス６０，６４゜６５が同時に印加される。

また、９０°パルス５７，１８０°パルス５８のそれぞ
れはシンク波形となっている。これにより、Ｘ、Ｙ、Ｚ
の三軸方向について２断層面が規定され、関心領域が切
り出される。これにより、高精細描画を目的とした部分
領域が切り出される。

これにより、画像面との関係を第４図を用いて説明する
と、第１図（ａ）に示すシーケンスにより、サンプリン
グ領域Ａからフーリエ変換後に、再構成イメージＢが得
られる。たとえば、頭部の断層を撮影する場合に視野を
２５０ｎｎＸ２５０＋ｎｍにとると、２５６Ｘ２５６の
マトリクスで撮影し、約１−の分解能が得られる。撮像
時間は先に述べたように、くりかえし時間ＴＲを３０ｍ
５にとると、約７秒となる。

一方、第１図（ｂ）に示すシーケンスにより、サンプリ
ング領域Ｃから、フーリエ変換後、再構成イメージＤが
得られる。この場合、関心領域として視野を半分の１２
５ｍｍＸ１２５ｏｍにとると、２５６Ｘ２５６のマトリ
ックスで撮影し、約０．５ｍの分解能が得られる。この
とき、たとえば、くりかえし時間ＴＲを２０００ｍ５に
とると、約８．５分が撮影に必要となる。

通常のシーケンス（第５図に示すシーケンス）で、この
ような頭部の一部を撮影しようとすると、視野外の部分
からも信号が入り込むため、顕著な折りかえし偽像が生
じてしまう。ここで折りかえし偽像とは、視野外からの
信号が位相エンコード方向に軸対象であり、かさなって
しまう現象をいう。しかし、本実施例によるシーケンス
の場合には、選択的に視野部分のみを励起しているので
。

視野外から信号は発生しない。したがって、折りかえし
偽像は生じないという効果を有する。

次に、上記各シーケンスに基づいて得られる画像をＣＲ
Ｔに描画するまでの構成を第６図を用いて説明する。同
図において、撮像領域指定がなされた（ステップ６０１
）後、その領域内での高速シーケンスを実行する（ステ
ップ６ｏ２）。このシーケンスは、第１図（ａ）に示し
たシーケンスであり、低精細画像用として用いられる０
次に、該低精細画像の任意の領域において、低速シーケ
ンスを実行する（ステップ６０３）、このシーケンスは
、第１図（ｂ）に示したシーケンスであり、高精細画像
用として用いられる。上記各シーケンスで得られる画像
情報はそれぞれ別個のものとして、−旦メモリに蓄えら
れる（ステップ６０４）。

そして前記メモリに蓄えられた情報は１画像データ並べ
替えの指令により（ステップ６０５）、高速で撮像され
た低精細画像用のデータの中へ、低速で撮像した高精細
部分画像をはめ込むようにして、並べ替えられる。この
ようにして並べ替えられた情報は、画像メモリに蓄えら
れ（ステップ６０６）１画像表示装置を介して（ステッ
プ６０７）、ＣＲＴ上に表示される（ステップ６０８）
。

このようにすれば、中心部の高精細部分は０．５ｍの分
解能を持ち、そのまわりの部分は、１閣の分解能を持つ
画像が得られる、また、全体像は高速描画のパルスシー
ケンスにより短時間に取得されるので、撮影時間のわず
かな延長だけで全体像が得られる。

なお１以上の実施例において、特徴的な構成となる部分
を抽出すると以下に掲げるとおりである。

（１）　　ＣＲＴ、フォーマットカメラなどの表示系は
、あらかじめ高精細としておく。このため、表示系の画
素は５１２Ｘ５１２となっている。

（２）全体像は、高速撮像法（たとえば低フリップアン
グル法など）にて、短時間に２５６Ｘ２５６の画素にて
取得している。

（３）関心領域は、たとえば全体の１／４の領域とし、
２５６Ｘ２５６の画素で計測データを取込む、このとき
計測データの取込み時間は、全体を２５６Ｘ２５６で撮
影したときと変わらぬが、画素が１／４の面積となるた
め、Ｓ／Ｎは１／２となる。したがって、データ取込の
積算は４倍必要となり、計測時間は４倍となる。

（４）関心領域の描画時に、おりかえし偽像を避けるた
め、データ取得時に関心領域に関する選択照射法を適用
している。

（５）全体像と関心領域の位置関係は、傾斜磁場と周波
の関係で規定している。

（６）関心領域は、１／４視野について２５６Ｘ２５６
画素でデータを取込んでいるので１表示時には、５１２
Ｘ５１２相当の画素サイズで表示する。また全体像は、
データが２５６Ｘ２５６なので、補間により５１２Ｘ５
１２の表示系に表示する。即ち、表示系には一枚の全体
像が表示され、関心領域のみが２倍の分解能でｗｔ察で
きる。

〔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Ｍ
ＲＩ装置によれば、最終的な画像を得るまでの時間は従
来とほぼ同じにできる状態で、特に関心領域における画
像を高精細に映し出すことができるようになる。

【図面の簡単な説明】

第１図（ａ）、（ｂ）は本発明によるＭＲＩ装置の画像
を得るためのパルスシーケンスを示す一実施例図、第２
図は本発明によるＭＲＩ装置の概略構成図、第３図は本
発明によるＭＲＩ装置の磁石の部分を示した構成図、第
４図は本発明によるＭＲＩ装置の効果を示すための説明
図、第Ｓ図はＭＲＩ装置における従来の一般的なパルス
シーケンスを示す図、第６図は第１図（ａ）、（ｂ）に
示すパルスシーケンスに基づいて得られる画像をＣＲＴ
に映し出す場合の一実施例を示す図である。５１・・・ＲＦ（高周波）、５２・・・信号、５３・・
・傾斜磁場２（断層選択）、５４・・・傾斜磁場Ｙ（位相エンコード）、５５・・・
傾斜磁場Ｘ（読み出し）、５６・・・時間軸。５７′・・・パルス（αく９０°）。５７・・・９０°パルス、５８・・・１８０°パルス。５９・・・スピンエコー信号、６１・・・傾斜磁場パルス、６２・・・補償用パルス、
６３・・・位相エンコードパルス、６４・・・傾斜磁場パルス、６５・・・傾斜磁場パルス
。

Claims

【特許請求の範囲】１、診断画像を表示するＭＲＩ装置において、前記診断
画像は、その全体画像の一領域を切り取った部分に、該
領域における部分の高精細画像が嵌め込まれて表示され
ていることを特徴とするＭＲＩ装置。２、全体画像は、単位面積あたりの情報量を小さくして
短時間のシーケンスで撮影するとともに、前記全体画像
の一領域は、単位面積あたりの情報量をより大きくして
長時間のシーケンスで撮影することにより得ることを特
徴とする請求項第１記載のＭＲＩ装置。３、全体画像のシーケンスにあって、照射コイルに入力
するパルスを９０°パルスより小さいパルスを用いるよ
うにした請求項第２記載のＭＲＩ装置。４、全体画像に対する一領域画像のシーケンスにあって
、照射コイルに入力するパルスを９０°パルスの他に２
つの１８０°パルスを用い、かつ、前記各パルス毎にＸ
、Ｙ、Ｚ方向の各傾斜磁場パルスを印加させるようにし
た請求項第２記載のＭＲＩ装置。５、全体画像を傾斜磁場エコー法による高速撮影によっ
て取得する請求項第１記載のＭＲＩ装置。６、全体画像の一領域画像をスピンエコー法によって取
得する請求項第１記載のＭＲＩ装置。