JPH01238848A

JPH01238848A - 磁気共鳴映像装置

Info

Publication number: JPH01238848A
Application number: JP63063569A
Authority: JP
Inventors: Shigehide Kuhara; 重英久原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1988-03-18
Filing date: 1988-03-18
Publication date: 1989-09-25
Anticipated expiration: 2013-05-06
Also published as: JP2746903B2

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】［発明の目的］（産業上の利用分野）この発明は、磁気共鳴（以下［ＮＭＲ］　と称する）現
象を利用して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検
体外部より無侵襲に測定し、医学的診断のための情報を
得る診断用ＮＭＲ装置に関するものである。

（従来の技術）磁気共鳴映像法（ＭＨＩ　）は、既に良く知られている
様に固有のスピンとこれに付随する核磁気能率の集団が
強度ＨＯの一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方
向と垂直な面内でω−γＨｏ（γは磁気回転比と呼ばれ
、原子核の種類に固有の定数である）で決まる角速度で
回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収するこ
とを利用して、分子の化学的及び物理的な微視的情報を
得ることを可能をする手段である。

この磁気共鳴映像法を用いて、被検体内の特定原子核（
例えば水及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（Ｌａｕｔｅｒｂｕ
ｒ　）による投影再構成法、クマ−（Ｋｕｌｌａ−ｒ　
）　、、ウエルチ（Ｗｅｌｔｉ　）　、エルンスト（Ｅ
ｒｎ５ｔ　）等によるフーリエ法、およびこれの変形で
あるハチソン（１ｌｕｔｃｈｉｓｏｎ　）等によるスピ
ン・ワープ法等が考案されている。

これらの方法により、すでにＸ線ＣＴを凌駕する画像が
得られる様になっているが、磁気共鳴映像法の最大の欠
点は撮像に時間がかかることであり、分のオーダーを要
する。したがって、患者の動きによりアーチファクトを
生じる。この点を解決するため、ハッセ（Ｈａａｓｅ　
）らにより高速スキャン法が考案され、撮像時間が秒の
オーダーにまで短縮された。しかし、この方法でも、心
臓の撮像には限界があり、心電同期が必要である。そこ
で、１秒の画像再構成に必要なデータ収集を数十ｍｓで
完了し、心臓を心電同期なしで撮像する方法として超高
速スキャン法が考案された。その基本的アイデアは、高
速スキャン法の考案より前に、すでに、マンスフイール
ド（Ｍａｎｓ　ｒ　１ｅｌｄ）らによって考案され、エ
コープラナ−法として知られていた。

（発明が解決しようとする課題）上記の様に、超高速スキャン法は数十ｍｓという短時間
で１枚の画像再構成に必要なデータ収集を完了するため
、心臓などの動く臓器をアーチファクトなしで撮像する
ことができると考えられていた。しかし、超高速スキャ
ン法は、工・ンコード方向に位相誤差が蓄積されるため
、対象の動きに対して敏感であると考えられる。

特に、Ｆｕｌｌエンコード法は、Ｋ−スペースの下半平
面のデータを収集するために、負の初期位相を与えるエ
ンシード方向の勾配磁場を用いる。また、エンコード勾
配磁場の印加時間もハーフエンコード法の場合に比べ長
い。したがって、動きの影響を受は易いと考えられる。

第３図は、超高速スキャン法の１つである。エコープラ
ナ−・フルコンコード法の従来のシーケンスを示す。簡
単のために、Ｇ　　−−Ｇ　　、　Ｔ　　−Ｔｏｂｓ／
２とし、対ｅｏ　　　　　　　　ｅ　　　　　　　ｅ。

象の動きは速度成分のみ、そのｙ方向の速度成分はｖｙ
であるとすれば、各点のゼロエンコード時での、位相誤
差Δθは、と表わされる。この位相誤差により、画像歪（アーチフ
ァクト）を生じる。第・４図（ａ）、（ｂ）は、対象の
動きと、アーチファクトに関するシミュレーション結果
である。対象は、心臓の横断面の形状に対応する様、円
環を用い、半径方向に動くとした。データ収集時間は６
４ｍ５．マトリクスサイズは６４Ｘ６４とした。

第４図（ａ）は、動きのない場合の再構成画像、第４図
（ｂ）は、動きのある場合の再構成画像である。エンコ
ード方向に、大きなアーチファクトを生じていることが
わかる。動きの程度は、全データ収集時間中に、１ピク
セル動いた場合であり、１２　ａ　／　ｓ　ｅ　ｃの動
きに対応する。この動きは、心壁の最大速度にほぼ対応
しており、また、心臓弁や、内部血流はさらに大きな速
度を持っていることから、対象の動きによるアーチファ
クトが問題となって来ると考えられる。

［発明の構成］（課題を解決するための手段と作用）上記問題点を解決するために、以下の二つの方法を用い
る。前述の位相誤差Δθにより、再構成画像値がＩｍａ
ｇｉｎａｒｙの値を持ち、Ｒｅａ１部分で画素値の低下
が生じるため、まず、一つの方法として、絶対値をとっ
て表示する。これにより、画像歪を補正することができ
る。もう一つの方法は、エンコード方向に面積の等しい
正負の新たな勾配磁場波形を加える。

正、負の二つの勾配磁場波形の面積は等しいため、動か
ないスピンに対しては、位相の変化を生じない。動いて
いるスピンでは、位相変化を生じるため、この位相変化
を利用し、エンコード勾配磁場により生じるゼロエンコ
ード時での位相誤差Δθを打消す様にする。これらの方
法により、対象の動きによるアーチファクトを軽減する
ことができる。

（実施例）以下、図面を参照してこの発明の詳細な説明する。第１
図は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示す
ブロック図である。本発明の第一の方法は、前述のよう
に、対象の動きによるエンコード方向の位相誤差Δθに
より、画像値がＲｅａ１部分とＩｍａｇｉｎａｒｙ部分
とに分かれるため、絶対値をとって表示する方法である
。第５図は第４図（ｂ）を絶対値表示したものである。

画像歪が軽減されていることがわかる。但し、この方法
の欠点は、空間分解能が低下することである。第２図は
、超高速スキャン法としてエコープラナ−法を用いた場
合の、本発明第二法の一実施例を示すパルスシーケンス
図である。この図かられかる様に、エンコード方向に、
面積の等しい正負の二つの新たな勾配磁場波形２４を加
えている。（負の部分は、初期位相用エンコードパルス
２３と連続して表わされている）簡、単のために、この
位相補正用勾配磁場波形２４の振巾ＧＧ　　および印０
１″　　　Ｃ２加持間ＴＴ　　と選ぶとすれば、スピンのゼロＣ１°　
Ｃ２となる。第６図は、この補正を行った場合の勇構成画像
を示す。撮像条件及び入力画像、動きの程度は、第４図
Ｃｂ’）と同一である。画像歪が良く補正されているこ
とがわかる。本発明第二法は、さらに種々の変形実施が
可能である。位相補正用勾配磁場２４の振巾ＧＧ　　　
印加時間Ｔ。１゜ｃｌ’　　　　Ｃ２’ ”Ｃ２は、必ずしも上記の様に選ぶ必要はなく、Δθが
０となる様な組み合わせならば、いずれでも良い。例え
ば、ＴＥを短くするため、印加時間Ｔｅｌ’　”　Ｃ２
を短くし、勾配磁場強度ＧＧ　　をｃｌ’　　　　Ｃ２上げΔθを０とする様選ぶことも可能である。また、補
正用勾配磁場波形２４は必ずしもエンコード勾配磁場に
連続して加える必要はなく、時間的に離して印加しても
良い。第７図は、面積が等しい正負二つの勾配磁場パル
ス２５が時間τ離れて印加される場合の図である。振巾
は等しくＧ　　。

各勾配磁場パルス２５の印加時間をＴ　すると、このと
き、この勾配磁場と同一方向に速度Ｖで動く対象のスピ
ンの位相Δθ　は、これらの勾配磁場の印加終了時点で
、一γＧ　　−Ｔ　　・τ　　となる。ここで、Ｘ　はｐスピンの初期位置である。したがって、位相補正用勾配
磁場２４を離して印加する場合でも、あるいは、エンコ
ード用勾配磁場２２と初期位相用エンコード勾配磁場２
３が離れて印加されているシーケンスへ適用する場合で
も、これらのパラメータを適当に選ぶことにより位相誤
差Δθを打消すことができる。また、これらの勾配磁場
パルス２５の振＋１】Ｑ。

および印加時間Ｔ　は二つのパルスで同一である必要は
なく、振巾の符号も含め、異った組み合わせにすること
も可能である。

さらに、位相補正用勾配磁場波形２４は、必ずしも、ス
ピンエフ−を生゛じさせる１８０”パルス１９の後に加
える必要はなく、１８０＠パルス１９の前に加えても良
い。このとき、１８０＠パルス１９を境として、位相の
符号が反転することに注意する必要がある。また、１８
０°パルス１９としては、選択励起パルスを用いても同
様である。

本実施例では、補正は、エンコード方向のみとしたが、
リード方向およびスライス方向に対しても、同様の手法
により、動きによる位相誤差を補正することができる。

また、本実施例の用に、用いるシーケンスは必ずしもス
ピンエコー法である必要はなく、ＦＩＤ法に対しても同
様に適用できる。さらに、この手法は、エコープラナ−
法に限らず、超高速フーリ工法など、他の超高速シーケ
ンスへも適用可能である。

補正する動きの成分に関しても拡張可能であり、勾配磁
場波形の数をふやすことにより、速度項ばかりでなく、
加速度、ｊｅｒｋといった高次の成分も補正可能である
。このとき、印加する勾配磁場波形は、全体として正、
負の面積が等しくなる様にし、各勾配磁場パルスの振巾
および印加時間をパラメータとして、速度項の場合と同
様の手法により、高次の項による位相誤差を消去すれば
良い。

［発明の効果〕これらの手法を用いることにより、対象の動きによる画
像歪の少ない、超高速ＭＲＩ画像を得る事ができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図、第２図は、本発明に係るシーケンスの一
実施例を示す図、第３図は、エコープラナ−法による、
従来の超高速ＭＲＩフルエンコード法のシーケンスを示
す図、第４図（ａ）は、対象の動きと再構成画像のシュ
ミュレーションにおいて、対象の動きがない場合の再構
成画像を示す図、第４図（ｂ）は対象の動きのある場合
の再構成画像を示す図、第５図は、本発明の第一の手段
によって、対象の動きによる画像歪を補正した結果を示
す図、第６図、は、本発明の第二の手段により補正を行
った場合を示す図、第７図は、時間的にて離れた位相補
正用勾配磁場を示す図である。１・・・被検体、２・・・静磁場発生用コイル、３・・
・静磁場励磁用電波、４・・・パルスシーケンス、５・
・・ＲＦパルス発生・送信部、６・・・受信部、７・・
・デュプレクサ、８・・・プローブ、９・・・電子計算
機、１０・・・インターフェイス、１１・・・勾配磁場
コントローラ、１２．１３．１４・・・勾配磁場駆動電
源、１５・・・勾配磁場発生用コイル、１６・・・シム
コイル、１７・・・表示器、１８・・・選択励起パルス
、１９・・・１８０”パルス、２０・・・スライス用勾
配磁場、２１・・・読出用勾配磁場、２２・・・エンコ
ード用勾配磁場、２３・・・初期位相用エンコード勾配
磁場、２４・・・位相補正用磁場、２５・・・勾配磁場
パルス

Claims

【特許請求の範囲】

（１）被検体に一様な静磁場を印加すると共に、勾配磁
場をスイッチングさせてパルス的に印加し、被検体内か
らの磁気共鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装
置において、特に勾配磁場を高速にスイッチングする勾
配磁場電源と、それをコントロールするパルスシーケン
サとを具備し、マルチエコーを生じさせることにより高
速に画像化を行なう超高速磁気共鳴映像装置において、
再構成画像の各ピクセル値を絶対値表示することにより
、対象の動きによる画像歪を補正することを特徴とする
磁気共鳴映像装置。
（２）勾配磁場の振巾および印加時間の積が全体として
正負で等しい、勾配磁場パススの組み合わせを用い、振
巾および印加時間の組み合わせにより、対象の動きによ
って生じる位相誤差を補正し、対象の動きによる画像歪
を補正することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映
像装置。
（３）位相補正用勾配磁場波形の組み合わせとして、面
積の等しい正負二つの勾配磁場パルスを用い、特に、超
高速スキャン・フルエンコード法の場合に対して、エン
コード方向に印加することにより、ゼロエンコード時に
、エンコード勾配磁場により生じる位相誤差を補正する
ことを特徴とした請求項１記載の磁気共鳴映像装置。