JPH0763455B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents

磁気共鳴映像装置

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JPH0763455B2
JPH0763455B2 JP61072910A JP7291086A JPH0763455B2 JP H0763455 B2 JPH0763455 B2 JP H0763455B2 JP 61072910 A JP61072910 A JP 61072910A JP 7291086 A JP7291086 A JP 7291086A JP H0763455 B2 JPH0763455 B2 JP H0763455B2
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Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に心臓等の動的対
象の瞬時画像を取得する高速イメージングが可能な磁気
共鳴映像装置に関する。
（従来の技術） 磁気共鳴映像法（MRI）は既に良く知られているよう
に、固有のスピンとこれに付随する核磁気能率を集団
が、一様な静磁場中に置かれたときに、静磁場の方向と
垂直な面内において特定の周波数で回転する高周波磁界
のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質
の化学的および物理的な微視的情報を得ることを可能に
する手法である。
この磁気共鳴映像法を用いて被検体内の特定原子核（例
えば水および脂肪中の水素原子核）の空間的分布を映像
化する方法としては、ローターバー（Lauterbur）によ
る投影再構成法、クマー（Kumar），ウェルチ（Welt
i），エルンスト（Erust）等によるフーリエ法、これの
変形であるハチソン（Hutchison）等によるスピンワー
プ法、およびマンスフィールド（Mansfield）によるエ
コープラナー法等が考案されている。
これらの磁気共鳴映像装置においては、画像再構成に必
要なデータを勾配磁場の強度または印加時間を一定手順
で変化させて収集する必要があるために、長時間にわた
るスキヤンが必要である。このため、心臓のような時間
的に位置・形状が変動する動的対象の瞬時画像を取得す
ることは困難であり、心拍同期等の方法を適用しない限
り、動きによる画像ぼけやアーチファクトの発生を避け
ることができない。また、心拍同期を用いると、撮像時
間が長くなるため適用対象が制限され、運動の時間的追
跡による心機能診断も不可能になってしまう。
これらの問題点を解決する方法として、マンスフィール
ド（Mansfield）等によってエコープラナー法，高速フ
ーリエ法等のいわゆる高速イメージングの手法が考案さ
れており、50msec程度の短時間で人体内部を画像化する
ことに成功している。
これら従来の高速イメージングの手法では、高速に勾配
磁場を反復反転させてスピンエコーを画像マトリックス
から決まる所定の回数だけ発生させるという操作が必要
となる。例えば画像マトリックスを（2N×2N）とする
と、Ｎ＋１個のエコー信号を収集する必要があるが、Ｎ
＝32としても33個のエコー信号を収集することになる。
その場合、静磁場の不均一性や共鳴点からのオフセット
を考慮すると、勾配磁場を著しく高速で反復反転させる
必要が生じ、勾配磁場の勾配（勾配強度）も非常に大き
なものとなるため、被検体への影響が問題となる。
静磁場の不均一性ΔＨ（x,y）（ｚ方向に垂直な面でス
ライスした時を仮定）が存在する場合、（x,y）点の横
磁化ベクトルがγΔＨ（x,y）の角速度で位相変調を受
けるために、横磁化の位相は高周波パルスの印加直後か
らの経過時間に比例して誤差が蓄積される。例えば第ｎ
番目のエコー信号での位相誤差φｎ＝γΔＨ（x,y）nT
（Ｔは勾配磁場反転の時間間隔）で与えられる。ここ
で、静磁場不均一性｜ΔＨ（x,y）|max/H0（H0は中心の
静磁場強度）を1ppmとし、0.5Tの静磁場強度を仮定する
と、 ｜γΔＨ（x,y）|maxは〜40πとなる。この場合、位相
誤差をπ/10程度に抑えようとすると、NT〜2.5msecとな
り、Ｎ＝32ではＴ≒80μsecとなる。このとき勾配磁場
の反転は10μsec程度の時間で行なう必要があるが、こ
れは人体用システムでは不可能な数値であり、技術的に
も難しい。勾配磁場の反転を正弦波状等の滑らかな波形
で行なった場合も同様である。
一例として、勾配磁場の反転を矩形状に行なった場合の
勾配強度を評価する。被検体の撮像対象の一次元的長さ
を20cmとし、画像マトリックスを（64×64）とすると、
空間分解能Δｌとして3mmが得られる。観測時間Ｔ＝80
μsecでの周波数分解能ははΔｆ＝1/T＝12.5kHzである
から、勾配強度はＧ＝Δf/Δｌ＝42kHz/cmとなる。これ
は従来の人体用システムで用いらている最大勾配強度8k
Hz/cmに比べて５倍程度であり、人体への影響および技
術面の両方でほとんど実現不可能な値である。また、勾
配磁場の反転時間ΔＴとして上記の10μsecを仮定する
と、勾配磁場の変化率はＧ′＝2G/ΔＴ〜1010Hz/cm・se
cとなり、人体への影響が懸念される。静磁場強度H0を
下げると、ΔＨ（x,y）∝H0故、勾配磁場の反転時間お
よび勾配強度に対する上記した要求は緩和されるが、例
えばH0＝0.1Tとしても依然として厳しい値である。
観測される信号は、これら（x,y）点の磁化のx,yに関す
る空間積分で与えられるため、上述したような位相誤差
の蓄積があると正しいフーリエデータからの複雑なずれ
を生じ、フーリエ法，プロジェクション等について知ら
れているアルゴリズムによる計算処理によっても、この
磁場不均一性の影響を除去することは不可能になる。ま
た、この高速イメージングの手法では、磁場不均一性の
影響は単なる空間的歪にとどまらず、画像ぼけや顕著な
アーチファクトを発生させる要因ともなる。
このように、磁場不均一性の影響をソフトウェア処理に
より補正することは困難であるため、磁場不均一性その
ものを小さくすることが要求される。しかしながら、Δ
Ｈ（x,y）を無視できるレベルまで小さくすることは、
純技術的に見ても極めて困難であり、また磁場強度が大
きくなるとそれに比例してΔＨ（x,y）が増大するため
に困難性はさらに大きくなる。
これらの理由のため、従来の高速イメージングでは0.1T
程度の低磁場で、しかも比較的形状の小さい対象につい
ての画像化しか実現されておらず、さらに上述した原因
によりアーチファクトを有した画像しか取得できないの
が実状である。また低磁場にすることは、高速イメージ
ング本来の性質であるS/Nの悪さに加えて、さらにS/Nを
低下させるため、画質を著しく劣化させる。このような
理由から、高速イメージング法は優れた特徴にもかかわ
らず臨床的応用が遅れている。
ところで、上述した磁場不均一性および磁場オフセット
の影響を除去し、かつ周知の磁場不均一性による画像歪
補正のアルゴリズムを適用可能とするには、従来法によ
る高速イメージングにおける勾配磁場の反復反転印加に
エコー信号発生操作に代えて、180゜パルスの印加によ
るエコー信号発生操作を用いることが考えられる。すな
わち、NMR分光の分野で知られているCPMG（Carr Purcel
l Meiboom Gill）法、あるいは変形CP（Carr Purcell）
法に基づいて、180゜パルスの複数回印加により多重エ
コー信号を発生させ、これと所定の勾配磁場の印加を組
合せて90゜パルスによる一度の励起によって全画像再構
成用データを収集する。この際、エコー信号の位相誤差
が蓄積されない形で180゜パルスの印加を行なう。
しかしながら、これらCPMG法および変形CP法では非常に
多くの180゜パルスを印加しなければならないため、対
象が人体の場合にはそれへの害が問題となる。ここで使
用する180゜パルスとしては、スライス面内の磁化に対
してのみ影響を与える選択励起パルスと、全領域を励起
する非選択励起パルスとが考えられる。選択励起パルス
を用いた場合には、照射電力が非選択励起パルスの場合
に比べて小さくなり、またマルチスライスが可能となる
という利点を有するものの、装置的原因により、多重エ
コー信号系列の数が多くなるにつれてスライス特性の劣
化、およびこれに伴なうエコー信号レベルの減少を生じ
る。その結果、人体へのダメージおよび画質の劣化が起
こる。非選択励起パルスを用いた場合には、やはり人体
への害が大きいという問題に加えて、マルチスライスが
できないという欠点と、角度のずれ，空間的不均一等の
180゜パルスの不完全性により180゜パルスの後に生じる
疑似FID（自由誘導減衰）信号の混入によって、画像に
アーチファクトが発生するという問題がある。
（発明が解決しようとする問題点） このように従来の高速イメージングの手法は、実用的な
静磁場強度の下では静磁場の不均一性に起因する画像ぼ
け，アーチファクトの発生,S/N低下等の画質劣化という
問題があり、また静磁場の不均一性の影響を除去できる
CPMG法や変形CP法といった方法は、被検体へ与えるダメ
ージが大きいという問題があった。
本発明はこのような従来の問題点を解決するためになさ
れたもので、静磁場の不均一性に起因する画質劣化を抑
圧しながら心臓等の動的対象の瞬時画像を取得できる高
速イメージングを可能とするとともに、被検体へ及ぼす
影響を無視できる程度に小さくできる磁気共鳴映像装置
を提供することを目的とする。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は上記の目的を達成するため、被検体を一様な静
磁場中に置き、被検体に高周波磁場と、スライス用、位
相エンコード用および読出し用の各勾配磁場を所定のシ
ーケンスに従ってパルス的に印加することにより磁気共
鳴を生じさせ、この磁気共鳴に基づくエコー信号を収集
して映像化する磁気共鳴映像装置において、高周波磁場
とスライス用勾配磁場の印加により被検体の所望のスラ
イス領域を励起した状態で、高周波磁場として静磁場の
不均一性およびオフセットによるエコー信号位相誤差を
補償するための180゜パルスを印加する第１の操作と、
読出し用勾配磁場を反復して反転させて印加する第２の
操作とを交互に繰返し行なうと共に、位相エンコード用
勾配磁場を180゜パルスの印加毎に反転させる手段を備
えたことを特徴とする。
（作用） 本発明においては、静磁場の不均一性やオフセットによ
る位相誤差の蓄積を伴なわない第１の操作と、読出し用
勾配磁場の反復反転による第２の操作とを交互に行なう
ことによって、第２の操作による位相誤差の蓄積が防止
され、画質の向上が図られる。
また、位相エンコード用勾配磁場を180゜パルスの印加
毎に反転することによって、画像再構成に際しフーリエ
空間上で読出し軸に関して対称の位置のデータが交互に
得られるため、フーリエデータの対称性を利用すること
により、位相エンコード用勾配磁場の反復反転印加によ
るエコー信号発生操作を行なった場合と同じ回数のエコ
ー信号発生操作で、画像再構成に必要な全フーリエデー
タが得られる。一方、第１の操作における180゜パルス
の印加回数は、いうまでもなく180゜パルスの印加によ
るエコー信号発生操作のみで必要なデータを得る場合に
比較して大幅に少なくて済むから、被検体への影響（主
として高周波パルスによる発熱）が大きく軽減される。
（実施例） 第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図である。同図において、静磁場生成
コイル２は励磁用電源３からの通電により励磁されるこ
とによって、被検体（生体）１の撮像領域において一様
な静磁場を発生する。一方、パルスシーケンサ４によっ
て制御されるRFパルス発生器５から矩形状，ガウス状あ
るいはsinc状等に変調されたRFパルスが出力され、RF増
幅器６により所定レベルまで増幅された後、デュプレク
サ７を介してコイル８に印加されることによって、被検
体１内において磁気共鳴を誘起させるための高周波磁場
（回転磁界）が形成される。この回転磁界の印加によっ
て生じる横磁化が、コイル８の両端に磁気共鳴信号とし
て誘起される。なお、この例では回転磁界発生のための
送信コイルと、磁気共鳴信号受信のための受信コイル
に、単一のコイル８を共用している。
コイル８の誘起された磁気共鳴信号は、ヂュプレクサ７
を介してRF増幅器９に入力され、所定レベルまで増幅さ
れた後、直交位相検波のような位相敏感検波回路10によ
って検波され、ビデオ帯域の信号となる。この検波回路
10の出力信号はビデオ増幅器11により電圧増幅され、さ
らに低域通過フィルタ12によって高域雑音成分が除去さ
れる。低域通過フィルタ12の出力信号はA/D変換器13に
よってディジタル信号に変換された後、インターフェー
ス14を介して電子計算機15に取込まれ、画像再構成用デ
ータとして蓄積される。なお、電子計算機15はインター
フェース16を介してパルスシーケンサ４の制御も行な
う。被検体１内のスライス面の決定，位相エンコード
（被検体１内の位置情報の、磁気共鳴信号の位相への変
換）は、勾配磁場をスイッチングさせてパルス的に印加
することによって行なわれる。この勾配磁場のスイッチ
ングのタイミングは、パルスシーケンサ４によって制御
される。
一方、勾配磁場の強度，パルス形状は、勾配磁場コント
ローラ17によって制御される。すなわち、勾配磁場コン
トローラ17によってx,yおよびｚ方向の磁場勾配に対応
する電力増幅器18,19,20を制御し、これらの電力増幅器
18,19,20により勾配磁場生成コイル21を駆動することに
よって、所定の強度，時間変化を有する勾配磁場を被検
体１の撮像領域近傍に生成する。
第２図は本発明の一実施例における高速イメージングの
ためのパルスシーケンスを示すタイムチャートである。
なお、このパルスシーケンスは第１図におけるパルスシ
ーケンサ４によって制御される。
まず、被検体内の注目するスライス内の核スピンを選択
的に励起するために、高周波磁場として回転座標系にお
けるｘ′方向を向く90゜選択励起パルスを、スライス用
勾配磁場Gzの存在下において印加する。ここでは、スラ
イス面と垂直な方向にｚ軸をとり、スライス面内にx,y
軸を持つ座標系を考えている。この90゜選択励起パルス
の印加後、スライス用勾配磁場Gzを反転させ、Ｚ軸に沿
って分散するスピンの位相をｙ′方向に収束させる。
次に、位相エンコード用勾配磁場としてｙ方向の勾配磁
場Gyを時間Tyだけ印加する。その後、90゜選択励起パル
スの中心から時間τ後に回転座標系におけるｙ′方向を
向く180゜パルスを印加し、勾配磁場Gy,静磁場不均一性
ΔＨ（x,y,z），静磁場オフセットδH0等によって生じ
た位相γGy・ｙ・Ty＋γ（ΔＨ（x,y,z）＋δH0）τの
スピンをｙ′軸に対して鏡像反転させる。すなわち、φ
→−φとする。ここで、ｙ′軸を実軸に、ｘ′を虚軸に
対応させるように直交位相検波を行なうものとする。
次に、位相エンコード用勾配磁場Gyを印加すると同時
に、読出し用勾配磁場として勾配磁場Gxを複数回反転さ
せて印加し、それにより得られた磁気共鳴信号（エコー
信号）を収集する。このとき、読出し用勾配磁場GXの印
加タイミングは、180゜パルスにより期待されるエコー
信号発生時刻に勾配磁場GXの印加によるエコー信号発生
時刻が一致するようにする。図では読出し用勾配磁場GX
を５回反復反転させて印加し、５個のエコー信号を発生
させる場合を示している。
180゜パルスの印加によるエコー信号のピーク位置で
は、周知のようにΔＨおよびδH0による位相分散は消失
する。最初の180゜パルスの印加後、図のＡ〜Ｂの期間
でエコー信号を収集すると、フーリエ空間上では第３図
に示すように斜めのジグザク線上にデータが求まる。第
３図は第２図のパルスシーケンスを用いた場合のフーリ
エ空間上のデータ走査軌跡を示したものであり、データ
ポイントを第２図におけるＡ〜Ｄおよび…の位置に
対応して同じ符号で示している。
180゜パルスによるエコー信号のピークの時刻をｔ＝０
とすると、時刻ｔでの信号は、 ∫ρ（x,y）ｅｉγφ（x,y,t）dxdy に比例する。ここで、 である。
ΔＨ（x,y）およびδH0による位相誤差は、時間に比例
して増大してゆく。これを補償するため、Ａ〜Ｂの期間
でエコー信号を収集した後、第１番目の180゜パルスと
同じくｙ′方向を向く第２番目の180゜パルスを印加
し、次いで時間Te後に疑似エコー信号が出現するよう
に、読出し用勾配磁場Gxを反復して複数回（図の例では
９回）反転させて印加するとともに、同時に位相エンコ
ード用勾配磁場Gyを印加する。
第２番目の180゜パルスの印加によって、フーリエ空間
上でのデータポイントはＢ点から、フーリエ空間上で原
点０に関してＢ点と点対称の位置にあるＣ点へとジャン
プする。この場合、位相エンコード用勾配磁場Gyの極性
を第２番目の180゜パルスの印加前と反転させると、第
３図に示したようにＣからＤに至るジクザグ線上におい
てデータが求まることになる。
180゜パルスの印加によって期待されるエコー信号のピ
ーク出現時刻においては、ΔＨ（x,y）およびδHoによ
る位相誤差は補償される。この時刻から前後にずれる
と、位相誤差はそのずれに比例して増大する。この点を
考慮して、図の例では第２番目の180゜パルス印加後の
読出し用勾配磁場Gxの反復反転印加を９回行ない、８個
のエコー信号を発生させている。
Ｃ〜Ｄの期間のエコー信号収集が終了したら、第1,第２
番目と同じくｙ′方向を向く第３番目の180゜パルスを
印加し、第２番目のパルスを印加した場合と同様のプロ
セスを行ない、以下全フーリエデータを得るのに必要な
所定個数のエコー信号が得られるまで同様のことを繰返
す。
再構成画像の画像マトリックスを（2N×2N）とすると、
フーリエデータの持つ対称性、すなわちＳ（−kx,−k
y）＝Ｓ＊（kx,ky）（＊は複素共役に表わす）の関係よ
り、Ｎ＋１個のエコー信号を収集すれば、全フーリエデ
ータが求まる。すなわち、第３図において△の点のデー
タはそれと対称位置にある点のデータを用いて決定する
ことができる。また、第３図でジグザグ線上のフーリエ
データから、補間操作によって直交座標上のフーリエデ
ータを求め、これを２次元フーリエ変換することにより
スライス面内のスピン密度分布ρ（x,y）が求まる。
ここで、例えば（64×64）の画像マトリックスの場合を
考えると、必要なエコー信号の数は33個となる。その場
合、一例として第１回目の180゜パルスの印加後収集す
るエコー信号の数Ｎ′を３〜４個とし、以後新たな180
゜パルスを印加する毎に収集するエコー信号の数を2N′
＋１とすれば、180゜パルスの印加回数は５個程度でよ
い。これは従来のCPMG法や変形CP法,CP法等のような、1
80゜パルスの印加によるエコー信号のみを収集する場合
に必要な180゜パルスの印加回数（33回）に比べて1/6程
度であるため、被検体（人体）への影響は無視できる程
度に抑えられる。
なお、上記のデータ収集過程において、２つの180゜パ
ルスの間に行なう位相エンコード用勾配磁場Gyの反転回
数は、静磁場の不均一性および静磁場オフセットによる
累積位相誤差が無視できる範囲内に納める必要がある。
また、180゜パルスの間隔は、目安として静磁場の不均
一性によるFID信号の減衰時定数T2＊の1/5〜1/10程度を
考えればよい。
勾配磁場Gx,Gyの強度およびGxの反転間隔Ｔは、画像マ
トリックス（2N×2N）および撮像対象の最大一次元的長
さＬから決まる。空間分解能Δｌは、Δｌ＝２π／γGx
T＝L/2N,Gx＝2N Gyとなる。GxとＴは互いの積でしか決
まらないが、エコー信号の全収集時間（全スキャン時
間）Ｔが決まると（例えば心臓が見掛け上静止している
と考えてよい時間〜50msec）、Ｔ＝T/Nで与えられるの
で、これからＴとGxが決まることになる。
なお、第２図では読出し用および位相エンコード用勾配
磁場Gx,Gyに関して、エコープラナー法における勾配磁
場操作と同様に、読出し用勾配磁場Gxを反復反転して印
加し、エンコード用勾配磁場をGyをエコー号の観測中静
的に印加したが、高速フーリエ法におけると同様な勾配
磁場操作を行なってもよい。すなわち、第４図に示すよ
うに読出し用勾配磁場Gxの反復反転印加時に、位相エン
コード用勾配磁場Gyをパルス的に印加し、Gyが零の状態
でエコー信号を観測することにより、フーリエ空間にお
ける直交格子点上のフーリエデータを高速で収集する方
法を用いてもよい。また、高知のヘリカルスキャン法，
高速プロジェクション法等に見られる勾配磁場操作を使
用してもよい。
第５図は第４図のパルスシーケンスを用いた場合のフー
リエ空間上のデータ操作軌跡を示したものであり、デー
タポイントを第４図におけるＡ〜Ｃおよび……の位
置に対応して同じ符号で示している。また、△の点のデ
ータは先と同様に、点対称の位置にある点のデータを用
いて決定される。
さらに、上記実施例ではCPMG法と同じく全ての180゜パ
ルスを回転座標系におけるｙ′方向に向けて印加すると
説明したが、変形CP法のように180゜パルス回転座標系
におけるｘ′方向と−ｘ′方向に交互に向けて印加する
方法を用いてもよい。CPMG法，変形CP法のいずれも、静
磁場の不均一性の影響による位相誤差の発生（蓄積）を
伴なわない形態で180゜パルスを印加する方法であり、
読出し用勾配磁場を反復反転させて印加する方法と組合
わせる場合に有効な方法である。
その他、本発明は要旨を逸脱しない範囲で種々変形して
実施することができる。
［発明の効果］ 本発明によれば、静磁場の不均一性に起因する画像のぼ
け，歪，アーチファクト等画質劣化を抑圧しつつ、心臓
等の動的対象の瞬時画像を取得する高速イメージングが
可能であり、加えて被検体に高周波磁場によるダメージ
を与えることのない磁気共鳴装置を提供することができ
る。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図、第２図は本発明の一実施例におけ
る磁気共鳴信号収集のためのパルスシーケンスを示すタ
イムチャート、第３図は第２図のパルスシーケンスに対
応するフーリエ空間上のデータ走査軌跡を示す図、第４
図は本発明の他の実施例における磁気共鳴信号収集のた
めのパルスシーケンスを示すタイムチャート、第５図は
第４図のパルスシーケンスに対応するフーリエ空間上の
データ走査軌跡を示す図である。 １……被検体、２……静磁場生成コイル、４……パルス
シーケンサ、５……RFパルス発生器、８……コイル、15
……電子計算機、17……勾配磁場コントローラ、21……
勾配磁場生成コイル。

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】被検体を一様な静磁場中に置き、被検体に
    高周波磁場と、スライス用、位相エンコード用および読
    出し用の各勾配磁場を所定のシーケンスに従ってパルス
    的に印加することにより磁気共鳴を生じさせ、この磁気
    共鳴に基づくエコー信号を収集して映像化する磁気共鳴
    映像装置において、 前記高周波磁場と前記スライス用勾配磁場の印加により
    被検体の所望のスライス領域を励起した状態で、前記高
    周波磁場として前記静磁場の不均一性およびオフセット
    によるエコー信号位相誤差を補償するための180゜パル
    スを印加する第１の操作と、前記読出し用勾配磁場を反
    復して反転させて印加する第２の操作とを交互に繰返し
    行なうと共に、前記位相エンコード用勾配磁場を前記18
    0゜パルスの印加毎に反転させる手段を備えたことを特
    徴とする磁気共鳴映像装置。
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