JPH03224536A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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（ＮＭＲ）現象 を利用して被検体の断層画像を得るようにした核磁気共
鳴イメージング装置において、ＲＦパルスの不均一成分
による偽像を抑制し、クリアな画像を得ることを特徴と
するＭＨＩ装置に関する。

［従来の技ｔｌ１３ 核磁気共鳴イメージング装置は、核磁 気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位におけ
る原子核スピン（以下、単にスピンと称す、）の密度分
布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから、
被検体の断面を画像表示するものである。

この装置では、第１図に示すように ０．０２〜２テスラ程度の静磁場を発生させる静磁場発
生装置４の中に被検体７が置かれる。この時、被検体中
のスピンは静磁場の強さＨｏによって決まる周波数で静
磁場の方向を軸として歳差運動を行なう。

この周波数をラーモア周波数と呼ぶ、ラーモア周１１１
’ａは、 ν、＝γ／２π・ＨＩ　　　　　Ｄ） で表わせる。ここで、γは磁気回転比で原子核の種類毎
に固有の値を持つ、また、ラーモア歳差運動の角速度を
ω。とすると。

ω、２πヤ、（２） の関係があるため。

ω、＝γＨ０（３） で与えられる。

ここで、高周波照射コイル１１によっ て計測しようとする原子核のラーモア周波数ν。に等し
い周波数の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピンが
励起され高いエネルギー状態に遷移するにの高周 波磁場を打ち切ると、スピンはもとの低いエネルギー状
態に戻る。このときに放出される電磁波を高周波受信コ
イル１４で受信し、増幅器１５　で増幅、波形整形した
後、　Ａ／Ｄ変換器１７（以下、ＡＤＣと称す、）でデ
ジタル化して中央処理装置１（以下、ＣＰＵと称す、）
に送る。ｃｐＵｌでは、このデータを基に再構成演算し
、この演算されたデータが被検体７の断層画像としてデ
イスプレィ１８　に表示される。上記の高周波磁場は、
ＣＰＵＩにより制御されるシーケンサ２が送り出す信号
を高周波送信コイル用増幅器１０によって増幅したもの
を高周波送信コイル１１に送ることで得られる。

ＭＲＩ装置においては１以上の静磁場 ４と高周波磁場の他に、空間内の位置情報を得るための
傾斜磁場を作るために傾斜磁場コイル群２１　　を備え
ている。これらの傾斜磁場コイル１３　は、シーケンサ
２からの信号で動作する傾斜磁場コイル用電源１２　か
ら電流を供給され、傾斜磁場を発生するものである。

ここで、ＭＨＩ装置の撮影原理を述べ ておく、第６図（ａ）に示すように２方向の静磁場Ｈ１
中に置かれた原子核は、古典物理学的に見ると１個の棒
磁石のように振舞い、先に述べたラーモア周波数ν、で
Ｚ軸の回りに歳差運動を行なっている。

この周波数は前記（２）式で与えられ、静磁場の強度に
比例している。（１）式及び（３）式におけるγは磁気
回転比と呼ばれ。

原子核に固有の値を持っている。一般には測定対象の原
子核は膨大な数にのぼり。

それぞれが勝手な位相で回転しているために、全体で見
るとＸ−Ｙ面内の成分は打ち消しあい、Ｚ方向成分のみ
の巨視的磁化が残る。この状態でＸ方向にラーモア周波
数ν、に等しい周波数の高周波磁場Ｈ１を印加する（第
６図（ｂ））と、巨視的１ヒはＹ方向に倒れ始める。こ
の倒れる角度はＨｌの振幅と印加時間との積にほぼ比例
し、パルス印加時点に対し９０’倒れる時のＨ４を９０
°パルス、１８０°倒れるときのＨ８を１８０°パルス
と呼ぶ。

しかし、微視的に見ると、９０１パルスにより、０°倒
れる磁化もあれば、４０＠５０°倒れる磁化も存在する
（第６１１（ｃ））。

さらに、ＲＦパルスの振幅の周波数方向の不均一、つま
り、スライス・プロファイルの劣化等により、この磁化
のばらつきが生じる。直交座標系で考えられると、例え
ば４０’倒れた磁化は、９０″と０６の成分に分解でき
る。（第６図（ｄ））つまり。

各磁化に対して考察する際、０°、９０”１８０’　、
−９０’成分に分解して、考察できる。特に以下に示す
ＳＥ法では、　１８０’パルスの９０″成分が信号計測
時に重畳され、画像を劣化させる原因となることが多い
、以下、この１８０ａパルスの９０”成分などの成分を
まとめて、ＲＦパルスの不完全性と呼ぶ。

さて、現在ＭＨＩ装置による撮影で一 般的に用いられている方法に２次元フーリエイメージン
グ法がある。この方法のうち代表的なスピンエコー法の
模式的なパルスシーケンスを第７図に示す、このパルス
シーケンスでは、まず、９０°パルス２７　　を印加し
た後、エコー時間をＴｅとしたときＴ　ｅ　／　２の時
間後に１８００パルス２８　　を加える。　９０“パル
ス２７　　を加えた後（第８図り、各ススピンそれぞれ に固有の速度でｘ−Ｙ面内で回転を始めるため１時間の
経過とともに各スピン間に位相差が生じる（第８５１１
１１）　　ここで１８０°パルス２８　が加わると、各
スピンは第８図に示すようにｘ　Ｉ　　軸に対称に反転
し、その後も同じ速度で回転を続けるために時刻Ｔｏ　
でスピンは再び集束しく第８図■）、エコー信号を形成
する。

上記のように信号は計測されるが、断 層画像を構成するためには信号の空間的な分布を求めね
ばならない、このために線形な傾斜磁場を用いる。均一
な静磁場に傾斜磁場を重畳する事で空間的な磁場勾配が
できる。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場
強度に比例しているから傾斜磁場が加わった状態におい
ては、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従って
、この周波数を調べることによって各スピンの位置を知
ることができる。この目的のために１位相エンコード傾
斜磁場１周波数エンコード傾斜磁場が用いられている。

以上に述べたパルスシーケンスを基本 単位として１位相エンコード傾斜磁場の強度を毎回変え
ながら一定の繰り返し時間（ＴＲ）毎に、所定回数１例
えば２５６回繰り返す、こうして得られた計測信号な二
次元逆フーリエ変換することで巨視的磁化の空間的分布
が求められる０以上の説明において、３種類の傾斜磁場
は互いに重複しなければ、Ｘ、Ｙ、Ｚのいずれであって
もよ＜、＊いはそれらの複合されたものであっても構わ
ない０以上のＭＨＩ基本原理に関しては、ｒＮＭＲ医学
」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会編、丸善株式
会社、昭和５９年１月２０日発行）に詳しい。

上記の原理は、ＲＦパルスを理想的。

つまり、９０ｍパルスにより選択励起された磁化は、全
て９０″″倒されるとした時の説明である。ここで、Ｒ
Ｆパルスの不完全性による偽像の発生の一例を第７図を
用いて説明する。まず、９０°パルス２７により、Ｏ°
倒れ、　１８０”パルス２８　により、９０′″倒れた
成分２９　は、それ以後。

静磁場の不均一、傾斜磁場等により拡散し減少していく
、前記成分２９　　が減少しきらないうちに、信号を計
測すると、この成分が真に計測すべき信号に重畳され。

偽像となる。さらに、　１８０′″パルスを追加し、エ
コー信号を複数回計測するマルチエコー計測では、多く
の偽像成分を考慮しなければならない０通常、この偽像
成分を除去するため、ＲＦパルスの最適化、偽像成分を
拡散させる傾斜磁場の追加のアプローチがある。

ところで、ＭＲＩにより撮像した画像 には、プロトン密度、ＴＬ待時間Ｔ１時間等の情報が加
味できる。　Ｔ、、　Ｔ、は組織国有の値であり、腫瘍
等の病変部も識別できるため、この二次元的な分布を画
像化することにより１診断能の向上に寄与できる。この
目的で用いられるのが、１８強調像、１２強調像であり
、繰り返し時間ＴＲ。

エコー時間ＴＥ、反転回復（ＩｎｖｅｒｓｉｏｎＲｅｃ
ｏｖｅｒｙ＋ＩＲ）法における回復時間Ｔ１．グラジェ
ントエコー法（以下、ＧＥ法と称す、）におけるフリッ
プアングルを適宜選択することにより得られる０例えば
。

ＳＥ法でＴ１調像を得るためには、ＴＲ〉〉Ｔ、とし、
ＴＥは適当に長く設定する必要がある。ＴＲ，ＴＥが長
いＳＥ法を特に、　ｌｏｎｇ−５Ｅと呼ぶ。

［発明が解決しようとする課題］ 上述のように、従来はｌｏｎｇ−５ＥでＴ３強調撮像を
行なってきたが、Ｔｓの影響を除去するため、ＴＲＩｔ
、Ｔ、に比較して長く設定する必要があった。この場合
、撮像が長時間に及び、被検体すなわち患者を拘束する
時間が長く、菅痛となるだけでなく１体動によるアーチ
ファクト等９画質劣化を引き起こしていた。また、スル
ープット向上の障害となっていた。

さらに、上述のようにＲＦパルスの不 完全性は、撮像画像を劣化させ１診断能を低下させる原
因となっていた。

本発明は、これらを解決し、従来より 短いＴＲでＴ２強調画像を得られ、さらにＲＦパルスの
不完全性を減少させるパルスシーケンスを提供すること
を目的とする。

［課題を解決するための手段］ 上記目的を達成するために、任意に角 度を選択あるいは設定できる第１のパルスと任意に角度
を選択あるいは設定できる第２のパルスを有し、あるい
は、さら・に任意の角度を選択あるいは設定できる任意
の複数のパルスを有したパルスシーケンスを設け、ＲＦ
パルスの不完全性の成分を信号計測時に信号に重畳しな
いようにそれぞれの角度を設定したものである。さらに
、励起角度を低くする事により１次の゛励起時の縦磁化
成分を１１に依存しないようにして、短いＴＲでＴ１調
像を得られるようにしたものである。

Ｃ作用］ 本発明によれば、任意に角度を選択あ るいは設定できる第１のパルスと任意に角度を選択ある
いは設定できる第２のパルスを有し、あるいは、さらに
任意の角度を選択あるいは設定できる任意の複数のパル
スを有したパルスシーケンスを設け、ＲＦパルスの不完
全性の成分を信号計測時に信号に重畳しないようにそれ
ぞれの角度を設定したものである。さらに。

励起角度を低くする事により５次の励起時の縦磁化成分
をＴ、によらないようにして、短いＴＲで１２強調像を
得られるようにしたものである。

これらのため、短い撮像時間でＴ＊’Ａ調画像を得られ
るため、臨床上有用な情報を短時間で提供できる作用が
ある。また、ＲＦパルスの不完全性による画像の劣化を
減少できる。

〔実施例］ 以下１本発明の一実施例を第１図、第 ２図及び第３図により説明する。第１図は本発明を適用
した核磁気共鳴イメージング装置を示す全体構成のブロ
ック説明図、第２図は本発明の一実施例のパルスシーケ
ンスの模式的説明図、第３図は本発明の一実施例の巨視
的磁化の挙動を示す説明図である。

本発明を適用した核磁気共鳴イメージ ング装置を第１図により説明する。この核磁気共鳴イメ
ージング装置は、大別すると、中央処理装＠　（ＣＰＵ
）ｌと、シーケンサ２と、送信系３と、静磁場発生磁石
４と、受信系５と、信号処理系６とを備えて構成する。

中央処理装置ｔ（ＣＰｔＪ）１は、予め定められたプロ
グラムに従ってシーケンサ２、送信系３．受信系５．信
号処理系６の各々を制御するものである。シーケンサ２
は、中央処理装置１からの制御指令に基づいて動作し、
被検体７の断層画像゛のデータ収集に必要な種々の命令
を送信系３．静磁場発生磁石４の傾斜磁場発生１に２１
、受信系５に送るようにしている。

送信系３は、高周波発信器８と変調器 ９と高周波コイルとしての照射コイル １１　　を有し、シーケンサ２の指令により高周波発信
器８からの高周波パルスを変調器９で振幅変調し、この
振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１０　　を
介し増幅して照射コイル１１　　に供給することにより
、所定のパルス状の電磁波を被検体７に照射するように
している。

静磁場発生磁石４は、被検体７の回り に任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのもの・
である、この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル１
１　の他、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と
、受信系５の受信コイル１４　　が設置されている。傾
斜磁場発生系２１　は互いに直交するデカルト置棚軸方
向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有す傾
斜磁場コイル１３　　と傾斜磁場コイルに電流を供給す
る傾斜磁場電源１２　と、傾斜磁場電源１２　　を制御
するシーケンサ２により構成する。

受信系５は、高周波コイルとしての受 信コイル１４　と該受信コイル１４　に接続された増１
１５　と直交位相検波［１１６とＡ／Ｄ変換器１７　と
を有し、被検体７からのＮＭＲ信号を受信コイル１４　
が検出すると、その信号を増ＩＩｉ器１５、直交位相検
波ＩＩ　１６．　Ａ／Ｄ変換器１７　　を介しデジタル
量に変換するとともに、シーケンサ２からの指令による
タイミングで直交位相検波器１６　によってサンプリン
グされた二基列の収集データに変換して中央処理装置１
に送るようにしている。

信号処理系６は、磁気ディスク２０、光ディスク１９　
等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるデイスプレィ１
８　　とを有し、受信系５からのデータが中央処理１目 に入力されると、該中央処理装置ｆｌが信号処理１画像
再構成等の処理を実行し。

その結果の被検体７の所望の断面像をデイスプレィ１８
　　に表示するとともに、外部記憶装置の磁気ディスク
２０　等に記録する。

ここで、本発明の一実施例のパルスシ ーケンスを第２図、第３図を用いて説明する。第２図に
おいて、ａ明の簡便のため、第１（７）ＲＦパルス２２
　を３０″、第２のパルス２３　　を−６０°として、
説明する。

この角度は、第１のパルス２２　は９０’以下、第２の
パルス２３　は、０”カら−ｉｓｏ’パルスの任意の角
度でよい、さらに、これらの角度は、使用者が選択可能
であってもよいし、固定にして、使用者が選択できなく
てもよい、まず区間Ｉで第１のパルス２２　により、巨
視的磁化は、３００倒される。（第３図り区間■で位相
エ ンコード傾斜磁場及び周波数方向の傾斜磁場を感じる。

さらに１区間ｍで第２のパルス２３　により、巨視的磁
化は、−６０’倒される。（第３図ｍ）区間１［１１［
１での緩和現象を考慮しなければ、第１．２のパルスに
より、巨視的磁化は、−３０’倒されることになる０区
間■で信号が形成される。この信号計測までの区間ｔ　
ｎｍ■を一単位として１位相エンコードを順次変化させ
ながら、計測を行い、２次元フーリエ変換することによ
り、画像を得る。

従来のＳＥ法では、第２のパルスを１８０°とするが、
本発明では、負の小さいパルスにする事により、９ｏ°
あるいは、−９０′″成分は小さくなり、ＲＦパルスの
不完全性による画質の劣化が抑制される。

さらに、巨視的磁化は、最終的に−３０１となるため５
次の励起までの間に縦磁化は、熱平衡状態に戻り易くな
り、Ｔ１緩和現象の影響を受けにくい。

本発明の他の一実施例のパルスシーケ ンスを第４＠、第５図を用いて説明する。

第４図は１本発明の他の一実施例のパルスシーケンスの
模式図である。第４図において、説明の簡便のため、第
１のＲＦパルス２２　を３０°、第２のパルス２３　を
−６０’　、第３のパルス２４　を６０′″とする。

これらの角度は、第１のパルス２２　は９０６以下、第
２のパルス２３　は、０′″から−１８０’の間、第３
のパルス２４は、０１から１８０９の間の任意の角度の
パルスでよい、さらに、これらの角度は、使用者が選択
可能であってもよいし、固定にして、使用者が選択でき
なくてもよい、まず区間室で第１のパルス２２　により
、巨視的磁化は、３０１倒される。（第５国璽）区間■
で位相エンコード傾斜磁場及び周波数方向の傾斜磁場を
感じる。さらに。

区間ｍで第２のパルスにより、巨視的磁化は、−６０°
倒される。（第５図ｍ）区間■■ｍでの緩和現象シ考慮
しなければ、第１．２のパルスにより、巨視的磁化は。

−３０６倒されることになる１区間■で信号が形成され
る。さらに、区間Ｖで、第３のパルス２４　により、巨
視的磁化は。

６０８倒されル、（第５図Ｖ）区間１ｎＩＩＩ■■での
緩和現象を考慮しなければ、結局、巨視的磁化は、３０
＠倒されることになる６区間ｍで第２のエコー信号を計
測する。この信号計測までの区間１ｆ１ｍｌＶＶＶＩを
一単位として１位相エンコードを順次変化させながら、
計測を行い、２次元フーリエ変換することにより、画像
を得る。従来のＳＥ法では、第２，３のパルスを１８０
＠とするが１本発明では、それぞれ負の小さいパルス、
正の小さいパルスにする事により、９０°あるいは。

−９０”成分は小さくなり、ＲＦパルスの不完全性によ
る画質の劣化が抑制される。

さらに、巨視的磁化は、最終的に３０′となるため１次
の励起までの間に縦磁化は、熱平衡状態に戻り易くなり
、Ｔ１緩和現象の影響を受けにくい６以上、説明では、
緩和現象を考慮しなかったが、それはあくまで、説明の
ためだけであり、緩和現象を考慮しても、ＲＦパルスの
角度をそれぞれ適当に選ぶことにより、本発明は適用で
きる。

［発明の効果］ 本発明によれば、ＲＦパルスの不完全 性による成分を抑制できるので、アーチファクトのない
診断上有用な画像を得ることができる効果がある。

また、信号計測後、縦磁化成分が多い ため、Ｔ、緩和現象の影響を受けにくいため、短いＴＲ
，つまり、短い撮像時間でＴ１強調画像が得られるため
、被検体の拘束時間が短くでき、スループット向上の効
果があり、さらに体動によるアーチファクトを抑制でき
る効果もある。

４、

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を適用した核磁気共鳴 イメージング装置を示す全体構成のブロック説明図５第
２１ｉ１は本発明の一実施例のパルスシーケンスの模式
的説明図、第３図は本発明の一実施例の巨視的磁化の挙
動を示す説明図、第４図は本発明の他の一実施例のパル
スシーケンスの模式的説明図、第５図は本発明の他の一
実施例の巨視的磁化の挙動を示す説明図、第６図は巨視
的磁化の模式的説明図、第７図はＳＥ法のパルスシーケ
ンスの模式的説明図、第８図はＳＥ法の磁化の挙動の説
明図である。 符号の説明 ２・・・シーケンサ、７・・・被検体、８・・・高周波
発信器、１１・・・照射コイル、２２・・・第１の高周
波パルス、２３・・・第２の高周波パルス、２４・・・
第３の高周波パルス、２９・・・高周波パルスの不完全
性による偽像信号 ２′ 第 １ 茅 凶

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、被検体に静磁場を与える手段と、前記被検体にスラ
   イス方向傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相
   エンコード傾斜磁場及び前記被検体の組織を構成する原
   子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスをあ
   る所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する手段と、
   核磁気共鳴信号を検出する手段とを備えた核磁気共鳴イ
   メージング装置において、前記パルスシーケンスを制御
   するシーケンサが、２つ以上の励起パルスと、信号計測
   に必要な傾斜磁場により構成されており、第１のパルス
   が９０°以下の任意の角度であり、第２の励起パルスが
   ０〜−１８０°の間の任意の角度であり、第３のパルス
   は、０〜１８０°の間の任意の角度であり、以後、偶数
   番目のパルスは、０〜−１８０°の間の任意の角度であ
   り、奇数番目のパルスは、０〜１８０°の間の任意の角
   度を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
   。 ２、前記、特に第１のパルスが９０°以下の任意の角度
   α°とした時、第２のパルスが−２α°、第３のパルス
   が＋２α゜、以後、偶数番目のパルスが、−２α°、奇
   数番目のパルスが、＋２α゜の角度を有することを特徴
   とする請求項１の磁気共鳴イメージング装置。