JPH02200241A - Ｍｒｉ画像撮像装置 - Google Patents
Ｍｒｉ画像撮像装置Info
- Publication number
- JPH02200241A JPH02200241A JP1021146A JP2114689A JPH02200241A JP H02200241 A JPH02200241 A JP H02200241A JP 1021146 A JP1021146 A JP 1021146A JP 2114689 A JP2114689 A JP 2114689A JP H02200241 A JPH02200241 A JP H02200241A
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- JP
- Japan
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- pulse
- signal
- magnetic field
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
この発明は、ＭＲＩ画像撮像法（核磁気共鳴を利用した
イメージングによる画像撮像法）に関し、とくに脳表面
形態の高速撮像に適するＭＲＩ画像撮像法に関する。
イメージングによる画像撮像法）に関し、とくに脳表面
形態の高速撮像に適するＭＲＩ画像撮像法に関する。
従来より、ＭＨＩによる大脳表面構造の抽出法として、
頭部全体から３次元データを収集し、そのデータを画像
処理することによって脳表面構造を表わす画像を作り、
これを表示するという方法が知られている（たとえば、
日本磁気共鳴医学会第１０回大会抄録集、演題番号５２
．１９８７参照）。 また、通常のスピンエコー法についてその繰り返し時間
（ＴＲ）を２００ｍ５、エコー時間（ＴＥ）を２５０鵬
Ｓ程度に設定し、脳表面部の厚いスライスに関する像を
１２強調像として撮像し、脳表面部の構造を抽出する５
ＡＳ（Ｓｕｒｆａｃｅ Ａｎａｔｏｍｙ ５ｃａｎ）法
と呼ばれる検査法も知られている（たとえば、日本磁気
共鳴医学会第１０回大会抄録集、演題番号１２４．１９
８７参照）。
頭部全体から３次元データを収集し、そのデータを画像
処理することによって脳表面構造を表わす画像を作り、
これを表示するという方法が知られている（たとえば、
日本磁気共鳴医学会第１０回大会抄録集、演題番号５２
．１９８７参照）。 また、通常のスピンエコー法についてその繰り返し時間
（ＴＲ）を２００ｍ５、エコー時間（ＴＥ）を２５０鵬
Ｓ程度に設定し、脳表面部の厚いスライスに関する像を
１２強調像として撮像し、脳表面部の構造を抽出する５
ＡＳ（Ｓｕｒｆａｃｅ Ａｎａｔｏｍｙ ５ｃａｎ）法
と呼ばれる検査法も知られている（たとえば、日本磁気
共鳴医学会第１０回大会抄録集、演題番号１２４．１９
８７参照）。
しかしながら、脳全体の３次元データを収集する場合は
データ収集のため膨大な時間を要し、しかも画像処理も
複雑であるという問題がある。 また、ＳＡＳ法でも１回のデータ採取に１０分程度の時
間を必要とする。 この発明は、非常に短い時間で高速に脳表面形態の画像
を撮像できるＭＨＩ画像撮像法を提供することを目的と
する。
データ収集のため膨大な時間を要し、しかも画像処理も
複雑であるという問題がある。 また、ＳＡＳ法でも１回のデータ採取に１０分程度の時
間を必要とする。 この発明は、非常に短い時間で高速に脳表面形態の画像
を撮像できるＭＨＩ画像撮像法を提供することを目的と
する。
上記目的を達成するため、この発明によるＭＨＩ画像撮
像法においては、脳表面を含む比較的厚いスライス面を
選択励起するＲＦパルスを短い繰り返し時間で繰り返し
て定常才差運動のＮＭＲ信号を発生させ、このＮＭＲ信
号のうちＲＦパルスの直前に位相を揃えてくる信号成分
に対して位相外し傾斜磁場と位相戻し傾斜磁場とを印加
することによってエコー信号を発生させてデータ収電す
ることが特徴となっている。
像法においては、脳表面を含む比較的厚いスライス面を
選択励起するＲＦパルスを短い繰り返し時間で繰り返し
て定常才差運動のＮＭＲ信号を発生させ、このＮＭＲ信
号のうちＲＦパルスの直前に位相を揃えてくる信号成分
に対して位相外し傾斜磁場と位相戻し傾斜磁場とを印加
することによってエコー信号を発生させてデータ収電す
ることが特徴となっている。
ＲＦパルスを短い繰り返し時間で高速に繰り返し照射す
ると、磁化の定常才差運動の状態が現出する。このとき
のＮＭＲ信号のうち、ＲＦパルスの手前の信号はＲＦパ
ルスの後の信号よりもＴ２効果が強い、そこで、このＮ
ＭＲ信号のうちＲＦパルスの直前に位相を揃えてくる信
号成分に対して位相外し傾斜磁場と位相戻し傾斜磁場と
を印加することによってエコー信号を発生させれば、Ｔ
２強調データを収集することができる。つまり、このデ
ータを用いて画像再構成すれば、強いＴ２コントラスト
を持った画像を得ることができる。 他方、脳の表面を覆いその溝部に付着している脳を髄液
では１２時間が長く、これに対して頭皮、頭骨、脳実質
の部分の１２時間は短い。 そのため、脳表面部位を含む厚いスライスを上記の高速
Ｔ２強調撮像法で撮像することにより、１２時間の短い
頭皮、頭骨、脳実質の部分からの信号は弱く、１２時間
の長い脳を髄液の部分からの信号のみが高信号で得られ
るため、脳を髄液の画像のみを抽出することができる。 この脳を髄液は脳の表面を覆うとともにその溝部に入り
込んでいて、この脳を髄液の画像を得るということは脳
の表面構造を表わす画像を得ることになる。 そして、繰り返し時間の噸いパルスシーケンスであるた
め、高速にデータ採取でき、１枚の画像に関するデータ
は１分以内という短い時間で採取可能である。
ると、磁化の定常才差運動の状態が現出する。このとき
のＮＭＲ信号のうち、ＲＦパルスの手前の信号はＲＦパ
ルスの後の信号よりもＴ２効果が強い、そこで、このＮ
ＭＲ信号のうちＲＦパルスの直前に位相を揃えてくる信
号成分に対して位相外し傾斜磁場と位相戻し傾斜磁場と
を印加することによってエコー信号を発生させれば、Ｔ
２強調データを収集することができる。つまり、このデ
ータを用いて画像再構成すれば、強いＴ２コントラスト
を持った画像を得ることができる。 他方、脳の表面を覆いその溝部に付着している脳を髄液
では１２時間が長く、これに対して頭皮、頭骨、脳実質
の部分の１２時間は短い。 そのため、脳表面部位を含む厚いスライスを上記の高速
Ｔ２強調撮像法で撮像することにより、１２時間の短い
頭皮、頭骨、脳実質の部分からの信号は弱く、１２時間
の長い脳を髄液の部分からの信号のみが高信号で得られ
るため、脳を髄液の画像のみを抽出することができる。 この脳を髄液は脳の表面を覆うとともにその溝部に入り
込んでいて、この脳を髄液の画像を得るということは脳
の表面構造を表わす画像を得ることになる。 そして、繰り返し時間の噸いパルスシーケンスであるた
め、高速にデータ採取でき、１枚の画像に関するデータ
は１分以内という短い時間で採取可能である。
つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しながら
説明する。第１図はこの発明の一実施例を行なうための
システム構成例を示すものである。 この図に示すように、被検者１１はベツド１２上に横た
えられ、主マグネット２１が形成する均一な静磁場中に
送り込まれる。この均一静磁場に直交３軸方向の各々に
磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場を発生するための傾
斜磁場コイル２２が備えられるとともに、ＲＦコイル２
３が配置される。 傾斜磁場電源２４がこの傾斜磁場コイル２２に接続され
る。またＲＦ送受信装置２５がＲＦコイル２３に接続さ
れる。傾斜磁場電源２４は測定制御装置２６によって制
御され、所定波形の各傾斜磁場電力を傾斜磁場コイル２
２に供給してパルス状の傾斜磁場を発生する。ＲＦ送受
信装置２５も測定制御装置２６によって制御され、ＲＦ
パルスをＲＦコイル２３を通じて被検者１１に照射する
とともに、被検者１１において発生したエコー信号をＲ
Ｆコイル２３を経て受信する。このＲＦパルスの送信及
びエコー信号の受信、傾斜磁場の発生は基本的にはコン
ピュータ２７の制御下で行なわれる。 こうして受信したエコー信号から得たデータは画像再構
成装置２８に送られ、そこで２次元フーリエ変換法など
の画像再構成処理を受け、得られた画像が画像表示装置
２９で表示される。また、この画像表示装Ｍ２９にはト
ラックボール３ｏなどの座標入力装置が接続され、これ
によって画面を見ながら第３図に示すように被検者１１
に対してどのような方向、位置にスライス３１．３２、
・・・を設定するがを決定できるようになっている。 このような第１図に示すシステムにおいて、第２図に示
すようなパルスシーケンスを実行する。 このパルスシーケンスは１９８６年のＳＭＲＭ （Ｓｏ
ｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎ
ｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ）会議においてＣＥ−
ＦＡＳＴ法の名称で発表されたもので、磁化の定常才差
運動（ＳＳＦＰ）状態において発生するＮＭＲ信号を捉
えてイメージングを行なうものである。すなわち、ＲＦ
パルスを短い繰り返し周期で繰り返し照射すると、磁化
の定常才差運動（ＳＳＦＰ）状態を生じさせることがで
き、このときＲＦパルスの間隔が試料の縦緩和時間Ｔ１
より短いと第４図に示すようにＲＦパルスの前後にＦＩ
Ｄ信号が観測されることが知られている（たとえばＡ、
Ｓｃｈｗｅｎｋ：Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ＮＭＲ８ｐ
ｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、 ｖｏｌ 、 １７． ＰＰ６
９−１４０参照）、ここで、ＲＦパルスの前のＦ■Ｄ信
号（図の右側のＦＩＤ信号）は、ＲＦパルス後のＦＩＤ
信号（図の左側のＦＩＤ信号）に比べて横緩和時間Ｔ２
の効果が強く、この信号からデータを得て画像再構成す
れば、強いＴ２コントラストを有する画像を得ることが
できる。このデータ採取のためのパルスシーケンスとし
て上記の第２図のパルスシーケンスが用いられ、ＲＦパ
ルスの前後のＮＭＲ信号のうちＲＦパルス手前で位相を
揃えてくる信号成分に対して、位相外し傾斜磁場と位相
戻し傾斜磁場とを印加することによってＲＦパルスの手
前の時点でエコー信号を発生させている。この第２図の
シーケンスではリードアウト用傾斜磁場がこの位相外し
及び戻し傾斜磁場として働く、スライス選択用傾斜磁場
及び位相エンコード用傾斜磁場は通常のスピンエコー法
等におけるものと同じである。ただ位相エンコード用傾
斜磁場が位相を乱すのを戻すため逆方向に加えている（
矢印は変化方向を示す）、この場合、磁化の定常才差運
動を生じさせるために繰り返し時間をＬｏｏｍｓ程度に
短くすることが必要であり、このことはデータ収集を高
速に行えることを意味する。 すなわち、第２図のパルスシーケンスによれば、高速な
データ収集で、強いＴ２コントラストを持った画像を得
ることができる。 一方、人間の頭蓋の部分においては、頭皮、頭骨、脳実
質の部分では１２時間は短く、これに対して脳表面の脳
を髄液では１２時間が長くなっている。 そこで、第２図のパルスシーケンスにおいて、第３図に
示すような脳表面部位を含む比較的厚い（１０〜８〇−
程度）スライス３１．３２、・・・を選択励起すると、
１２時間の短い頭皮、頭骨、脳実質の部分の信号は弱く
なるので、１２時間の長い脳表面の脳を髄液からの信号
のみが強く受信できることになる。したがってこの信号
から得たデータにより再構成される画像は、脳を髄液を
表わす画像となるので、脳表面の形状のみを抽出しこれ
を投影した像と同等の像となる。そして、第２図のよう
な高速Ｔ２強調データ収集シーケンスを採用したことに
より、１画像分のデータは１分以内という短い時間で収
集可能である。 さらに、スライスを複数設定して、それらのスライスに
ついて順次データ収集・画像再構成を行なっていくこと
は容易であり且つ短時間に行える。 そのため、第３図のように脳表面部分を異なる角度で断
面するようなスライス３１．３２、・・・を設定してそ
れらの画像を得れば、たとえばこれらの画像を画像表示
装置２９上で高速に切り換えて表示することなどにより
、大脳表面構造の３次元的な把握が容易はできる。
説明する。第１図はこの発明の一実施例を行なうための
システム構成例を示すものである。 この図に示すように、被検者１１はベツド１２上に横た
えられ、主マグネット２１が形成する均一な静磁場中に
送り込まれる。この均一静磁場に直交３軸方向の各々に
磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場を発生するための傾
斜磁場コイル２２が備えられるとともに、ＲＦコイル２
３が配置される。 傾斜磁場電源２４がこの傾斜磁場コイル２２に接続され
る。またＲＦ送受信装置２５がＲＦコイル２３に接続さ
れる。傾斜磁場電源２４は測定制御装置２６によって制
御され、所定波形の各傾斜磁場電力を傾斜磁場コイル２
２に供給してパルス状の傾斜磁場を発生する。ＲＦ送受
信装置２５も測定制御装置２６によって制御され、ＲＦ
パルスをＲＦコイル２３を通じて被検者１１に照射する
とともに、被検者１１において発生したエコー信号をＲ
Ｆコイル２３を経て受信する。このＲＦパルスの送信及
びエコー信号の受信、傾斜磁場の発生は基本的にはコン
ピュータ２７の制御下で行なわれる。 こうして受信したエコー信号から得たデータは画像再構
成装置２８に送られ、そこで２次元フーリエ変換法など
の画像再構成処理を受け、得られた画像が画像表示装置
２９で表示される。また、この画像表示装Ｍ２９にはト
ラックボール３ｏなどの座標入力装置が接続され、これ
によって画面を見ながら第３図に示すように被検者１１
に対してどのような方向、位置にスライス３１．３２、
・・・を設定するがを決定できるようになっている。 このような第１図に示すシステムにおいて、第２図に示
すようなパルスシーケンスを実行する。 このパルスシーケンスは１９８６年のＳＭＲＭ （Ｓｏ
ｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎ
ｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ）会議においてＣＥ−
ＦＡＳＴ法の名称で発表されたもので、磁化の定常才差
運動（ＳＳＦＰ）状態において発生するＮＭＲ信号を捉
えてイメージングを行なうものである。すなわち、ＲＦ
パルスを短い繰り返し周期で繰り返し照射すると、磁化
の定常才差運動（ＳＳＦＰ）状態を生じさせることがで
き、このときＲＦパルスの間隔が試料の縦緩和時間Ｔ１
より短いと第４図に示すようにＲＦパルスの前後にＦＩ
Ｄ信号が観測されることが知られている（たとえばＡ、
Ｓｃｈｗｅｎｋ：Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ＮＭＲ８ｐ
ｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、 ｖｏｌ 、 １７． ＰＰ６
９−１４０参照）、ここで、ＲＦパルスの前のＦ■Ｄ信
号（図の右側のＦＩＤ信号）は、ＲＦパルス後のＦＩＤ
信号（図の左側のＦＩＤ信号）に比べて横緩和時間Ｔ２
の効果が強く、この信号からデータを得て画像再構成す
れば、強いＴ２コントラストを有する画像を得ることが
できる。このデータ採取のためのパルスシーケンスとし
て上記の第２図のパルスシーケンスが用いられ、ＲＦパ
ルスの前後のＮＭＲ信号のうちＲＦパルス手前で位相を
揃えてくる信号成分に対して、位相外し傾斜磁場と位相
戻し傾斜磁場とを印加することによってＲＦパルスの手
前の時点でエコー信号を発生させている。この第２図の
シーケンスではリードアウト用傾斜磁場がこの位相外し
及び戻し傾斜磁場として働く、スライス選択用傾斜磁場
及び位相エンコード用傾斜磁場は通常のスピンエコー法
等におけるものと同じである。ただ位相エンコード用傾
斜磁場が位相を乱すのを戻すため逆方向に加えている（
矢印は変化方向を示す）、この場合、磁化の定常才差運
動を生じさせるために繰り返し時間をＬｏｏｍｓ程度に
短くすることが必要であり、このことはデータ収集を高
速に行えることを意味する。 すなわち、第２図のパルスシーケンスによれば、高速な
データ収集で、強いＴ２コントラストを持った画像を得
ることができる。 一方、人間の頭蓋の部分においては、頭皮、頭骨、脳実
質の部分では１２時間は短く、これに対して脳表面の脳
を髄液では１２時間が長くなっている。 そこで、第２図のパルスシーケンスにおいて、第３図に
示すような脳表面部位を含む比較的厚い（１０〜８〇−
程度）スライス３１．３２、・・・を選択励起すると、
１２時間の短い頭皮、頭骨、脳実質の部分の信号は弱く
なるので、１２時間の長い脳表面の脳を髄液からの信号
のみが強く受信できることになる。したがってこの信号
から得たデータにより再構成される画像は、脳を髄液を
表わす画像となるので、脳表面の形状のみを抽出しこれ
を投影した像と同等の像となる。そして、第２図のよう
な高速Ｔ２強調データ収集シーケンスを採用したことに
より、１画像分のデータは１分以内という短い時間で収
集可能である。 さらに、スライスを複数設定して、それらのスライスに
ついて順次データ収集・画像再構成を行なっていくこと
は容易であり且つ短時間に行える。 そのため、第３図のように脳表面部分を異なる角度で断
面するようなスライス３１．３２、・・・を設定してそ
れらの画像を得れば、たとえばこれらの画像を画像表示
装置２９上で高速に切り換えて表示することなどにより
、大脳表面構造の３次元的な把握が容易はできる。
この発明のＭＨＩ画像撮像法によれば、脳表面の形態を
示す画像を非常に高速に得ることができる。
示す画像を非常に高速に得ることができる。
第１図はこの発明の一実施例を実施するためのシステム
構成を示すブロック図、第２図は同実施例のパルスシー
ケンスを示すタイムチャート、第３図は設定スライスを
示す模式図、第４図は定常１差運動状態でのＮＭＲ信号
を示すタイムチャートである。 １１・・・被検者、１２・・・ベツド、２１・・・主マ
グネット、２２・・・傾斜磁場コイル、２３・・・ＲＦ
コイル、２４・・・傾斜磁場電源、２５・・・ＲＦ送受
信装置、２６・・・測定制御装置、２７・・・コンピュ
ータ、２８・・・画像再構成装置、２９・・・画像表示
装置、３ｏ・・・トラックボール。
構成を示すブロック図、第２図は同実施例のパルスシー
ケンスを示すタイムチャート、第３図は設定スライスを
示す模式図、第４図は定常１差運動状態でのＮＭＲ信号
を示すタイムチャートである。 １１・・・被検者、１２・・・ベツド、２１・・・主マ
グネット、２２・・・傾斜磁場コイル、２３・・・ＲＦ
コイル、２４・・・傾斜磁場電源、２５・・・ＲＦ送受
信装置、２６・・・測定制御装置、２７・・・コンピュ
ータ、２８・・・画像再構成装置、２９・・・画像表示
装置、３ｏ・・・トラックボール。
Claims (1)
- （１）脳表面を含む比較的厚いスライス面を選択励起す
るＲＦパルスを短い繰り返し時間で繰り返して定常才差
運動のＮＭＲ信号を発生させ、このＮＭＲ信号のうちＲ
Ｆパルスの直前に位相を揃えてくる信号成分に対して位
相外し傾斜磁場と位相戻し傾斜磁場とを印加することに
よってエコー信号を発生させてデータ収集することを特
徴とするＭＲＩ画像撮像法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1021146A JPH02200241A (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ画像撮像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1021146A JPH02200241A (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ画像撮像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02200241A true JPH02200241A (ja) | 1990-08-08 |
| JPH0426850B2 JPH0426850B2 (ja) | 1992-05-08 |
Family
ID=12046763
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1021146A Granted JPH02200241A (ja) | 1989-01-31 | 1989-01-31 | Ｍｒｉ画像撮像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02200241A (ja) |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61239150A (ja) * | 1985-04-16 | 1986-10-24 | Yokogawa Electric Corp | 核磁気共鳴撮像装置 |
| JPS6244238A (ja) * | 1985-08-19 | 1987-02-26 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴装置の操作方法 |
| JPH01107747A (ja) * | 1987-10-20 | 1989-04-25 | Fuji Electric Co Ltd | Ｍｒｉ装置の高速イメージング方式 |
-
1989
- 1989-01-31 JP JP1021146A patent/JPH02200241A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61239150A (ja) * | 1985-04-16 | 1986-10-24 | Yokogawa Electric Corp | 核磁気共鳴撮像装置 |
| JPS6244238A (ja) * | 1985-08-19 | 1987-02-26 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴装置の操作方法 |
| JPH01107747A (ja) * | 1987-10-20 | 1989-04-25 | Fuji Electric Co Ltd | Ｍｒｉ装置の高速イメージング方式 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0426850B2 (ja) | 1992-05-08 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |