JPH03244436A

JPH03244436A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH03244436A
Application number: JP2040913A
Authority: JP
Inventors: Ikuji Seo; 瀬尾　育弐
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1990-02-23
Filing date: 1990-02-23
Publication date: 1991-10-31
Anticipated expiration: 2014-02-10
Also published as: JP2856477B2

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）本発明は、磁気共鳴（Ｍ　Ｒ：　ｍａｇｎｅｔｉｃｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ　）現象を利用して被検体（生体）のス
ライス画像等の形態情報やスペクトロスコピー等の形態
情報を得る磁気共鳴イメージング装置に関する。

（従来の技術）磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でないスピン及
び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁波
のみを共鳴的に吸収・放出する現象であり、この原子核
は下記式に示す角周波数ω０　（ωｏ＝２πνＯ＋　　
Ｏニラ−モア周波数）ν で共鳴する。

ω０−γＨ，−＜Ｌ＞ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であり、
また、Ｈ，は静磁場強度である。

以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、上述の共
鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数の電磁波を信
号処理して、原子核密度、縦緩和時間Ｔ１．横緩和時間
Ｔ２．流れ、化学シフト等の磁気共鳴パラメータが反映
された診断情報例えば被検体のスライス像等を無侵襲で
得るようにしている。

そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静磁場中に
配置した被検体の全部位を励起し且つ信号収集すること
ができるものであるが、装置構成上の制約やイメージン
グ像の臨床上の要請から、実際の装置としては特定の部
位に対する励起とその信号収集とを行うようにしている
。

この場合、イメージング対象とする特定部位は、一般に
ある厚さを持ったスライス部位であるのが通例であり、
このスライス部位からのエコー信号やＦＩＤ信号の磁気
共鳴信号（ＭＲ倍信号を多数回のデータエンコード過程
を実行することにより収集し、これらデータ群を、例え
ば２次元フーリエ変換法により画像再構成処理すること
により前記特定スライス部位の断層像（スライス像）を
生成するようにしている。また、断層像（スライス像）
の他に、位置決め画像としての用途等に好適な透視像（
スキャノ像）をも得ることができる。

第３図は断層像や透視像を得ることができる磁気共鳴イ
メージング装置の全体構成を示す図、第４図は同装置で
実行され得る断層像生成のためのパルスシーケンスを示
す波形図である。

第３図に示すように、被検体Ｐを内部に収容することが
できるようになっているマグネットアッセンブリＭＡと
して、常電導又は超電導方式による静磁場コイル（静磁
場補正用シムコイルが付加されていることもある。）１
と、磁気共鳴信号の誘起部位の位置情報付与のための傾
斜磁場を発生するためのｘ、ｙ、ｚ軸の傾斜磁場発生コ
イル２と、同転高周波磁場を送信すると共に誘起された
磁気共鳴信号（ＭＲ倍信号を検出するための送受信系で
ある例えば送信コイル及び受信コ・イルからなるプロー
ブ３とを有し、超電導方式であれば冷媒の供給制御系を
含むものであって主として静磁場電源の通電制御を行う
静磁場制御系４、ＲＦパルスの送信制御を行う送信器５
、誘起ＭＲ倍信号受信制御を行う受信器６、ｘ、ｙ、ｚ
軸の傾斜磁場発生コイル２のそれぞれの励磁制御を行う
Ｘ軸。

Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場電源７，８，９、例えば第４図に示
す断層像生成のためのパルスシーケンスを実施すること
ができるシーケンサ１０、これらを制御すると共に検出
信号の信号処理及びその表示を行うコンピュータシステ
ム１１により構成されている。

ここで、第３図に示す断層像シーケンスは、例としてス
ピン・エコー法を利用するものであり、静磁場中に被検
体を配置すると共に、シーケンサ１０を動作させること
により実行される。すなわち、送信器５が駆動され、プ
ローブ３の送信コイルから回転磁場のＲＦパルスとして
フリップ角度が一般には９０°の選択励起パルスを加え
ると共に傾斜磁場電源７，８．９を駆動して傾斜磁場発
生コイル２からはＺ軸方向（被検体の体軸方向をｚ軸と
する。）の傾斜磁場Ｇｚをスライス用傾斜磁場Ｇｓとし
て加える。これにより、この選択励起パルスの周波数と
スライス用傾斜磁場Ｇ５の強度とにより定まる被検体の
スライス部位が励起されることになる。

次に、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘをリード用傾斜磁場ＧＲ
として、またＹ軸方向の傾斜磁場ＧＹを位相エンコード
用傾斜磁場Ｇ２として加える。

その後に、フリップ角度が一般には１８０°の非選択励
起パルスを加えると共に２軸方向の傾斜磁場Ｇｚをスラ
イス用傾斜磁場Ｇ、として加え、エコー時間ＴＥ後にエ
コー信号をプローブ３の受信コイルで収集する。

以上の過程をパルス繰り返し間隔（時間）ＴＲをおいて
所定回数だけ実行することにより、エコー信号群が得ら
れ、このエコー信号群に対してフーリエ変換処理を施す
ことにより、前記励起部位についての断層像が生成され
るようになる。

（発明が解決しようとする課題）ここに、前述した磁気共鳴パラメータとして縦緩和時間
Ｔ１、及び横緩和時間Ｔ２は、画像評価の上で極めて重
要である。例えば、Ｔ１強調画像とＴ２強調画像と表示
し、該表示により組織間の微妙なコントラスト（濃度）
の差を見て診断することにより、肝臓ガンと良性肝血管
腫との鑑別診断に効果的であることが知られている。こ
こにＴ１強調画像は、例えばＴＲ＝　５００＋ｓｅｃ、
　ＴＦＬ−２０ａｓｅｃとしてデータ収集した場合の画
像であリ、Ｔ２強調画像は、例えばＴＲ−２０００Ｉｌ
ｓｅｃ。

７．−８０ｓｓｅｃとしてデータ収集した場合の画像で
ある。

以上のようなＴ、強調画像とＴ２強調画像とを撮影スる
には、スピン・エコー法を利用した場合、Ｔ１強調画像
を得るためのデータ収集に２分を要し、Ｔ２強調画像を
得るためのデータ収集に１０分を要するものとなった。

このため、データ収集の間、被検者は狭いガントリ内に
入っていることになり、臨床現場においては拘束時間か
長いという点て利用性に制限があった。

また、上述した肝臓ガンと良性肝血管腫との鑑別診断に
あっては、−組の画像よりも複数組の経時画像を用いて
比較観察するほうが、組織間の微妙なコントラスト（濃
度）の差を見出だしやすく好ましい。しかし、上述した
方法では、１画像組で１２分であるところ、好適な画像
組を得るとなると数十分から一時間以上も被検者を拘束
することになり、現実的でなかった。

そこで本発明の目的は、複数組のＴ１又はＴ２強調画像
を被検者の拘束時間を短くして得ることを可能とした磁
気共鳴イメージング装置を提供することにある。

［発明の構成コ（課題を解決するための手段）本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成するために次
のような手段を講じた構成としている。

すなわち、本発明は、超高速スキャン法を実施するため
の手段を具備してなる磁気共鳴イメージング装置におい
て、前記超高速スキャン法におけるエコー時間とパルス
繰り返し時間とのうち少なくとも一方を変化させるため
の手段と、該手段によりエコー時間とパルス繰り返し時
間とのうち少なくとも一方を変化させた前記超高速スキ
ャン法を実行して得られる複数の画像を記憶する記憶手
段と、該記憶手段に記憶された前記複数の画像を連続的
に表示する表示手段とを具備したことを特徴とする。

（作用）このような構成によれば、エコー時間とパルス繰り返し
時間とのうち少なくとも一方を変化させた超高速スキャ
ン法を実行することにより、複数組のＴ１又はＴ２強調
画像を被検者の拘束時間を短くして得ることができ、ま
た、それらを連続表示することにより、組織間の微妙な
コントラスト（ａ度）の差を正確に見出だすことができ
るようになる。

（実施例）以下本発明にかかる磁気共鳴イメージング装置の一実施
例を図面を参照して説明する。第２図は本実施例装置の
送信器の構成図、第１図は本実施例装置で実施されるパ
ルスシーケンスの波形図である。

まず、本実施例装置は、例えば第１図に示すエコープラ
ナ−法等の超高速スキャン法を実施することができるパ
ルスシーケンスを実行する制御手段を、シーケンサ１０
及びコンピュータシステム１１に保持しており、また当
該シーケスが実行できょうな送受信系及び傾斜磁場系を
装備している。

また、第２図に示すように、本実施例装置は、超高速ス
キャン法を実行する送信器５′を、基準信号発生器５１
と、タイミング発生器５２と、波形発生器５３と、増幅
器５４と、Ｔ、、ＴＲ設定器５５と、ＲＦパルス発生器
５６とから構成している。ここで、ＴＥ＋ＴＲ設定器５
５及びＲＦパルス発生器５６は、シーケンサ１０及びコ
ンピュータシステム１１の制御下におかれている。そし
て、オペレータが、コンピュータシステム１１に備わる
コンソールにより、ＴＥとＴＲとの組合せパターン、例
えばＴ１強調画像を得るべくＴＲ−５００ｍ５ｅｃ、　
ＴＥ　＝　２０ａ＋ｓｅｃと、Ｔ２強調画像を得るべく
　ＴＲ＝２０００ｍｓｅｃ、　　Ｔｐ、　−８０ｍ５ｅ
ｃとを指示することにより、Ｔ、、ＴＲ設定器５５を介
してタイミング発生器５２が起動し、また、ＲＦパルス
発生器５６を介して波形発生器５３が起動して、当該設
定による”ｒＥ、’ｒＲとなるように設定した９０°パ
ルスを、設定したタイミングにて印加するべく増幅器５
４に与え、送信コイルに出力するようになっている。

また、超高速スキャン法を実行する傾斜磁場系（第３図
のｘ、ｙ、ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２及びＸ軸、Ｙ軸
、Ｚ軸傾斜磁場電源７，８．９に相当する。）について
も、前述のＲＦ系と同期して当該設定したＴＥ、Ｔ、ｌ
となるようＸ軸、Ｙ軸。

Ｚ軸傾斜磁場が発生するようになっている。

以下、本実施例の作用をスピンエコー法を利用した超高
速スキャンの適用例にて説明する。

一般に、腹部領域において正常組織のＴ１Ｉ２は次のよ
うな値であると知られている。

Ｔ、＝３ＱＱ　〜６００ｍ５ｅｃＩ２−４０〜７０ｍ５ｅｃまた、同じ領域において異常組織（癌等）のＴ、　　Ｉ
２は次のような値であると知られている。

Ｔ、　−４００〜８００ｍ５ｅｃＴ２＝８０〜１２０ｍ５ｅｃそこで、ＴＥを１０ｍ５ｅｃから５０１１ＩＳｅＣへと
、また、Ｉ２を１００　ｍ５ｅｃから１０００　ｍ５ｅ
ｃへと変えることにより、下記式で示される信号強度Ｓ
は各組織のＴ、、Ｉ２の値に応じて少しずつ変化する。

Ｓ＝Ａ　、　　ｅ−ＴＥ／Ｔ２　　［１−２、ｅ−（Ｔ
Ｒ−ＴＰＪ２）／ＴＩ　　＋、−ＴＲ／ＴＩＥ　　−（
２７Ａ：比例定数例えば、超高速スキャン法では、９０°−１８０゜パル
ス系列の１シーケンス、すなわち、ＴＲの時間で１枚の
画像を再構成できるデータ群を収集できるので、ＴＥの
時間を少しづつずらすことにより、連続して画像再構成
のためのデータ群を得ることができる。例えば、ＴＲを
１００１ｓｅｃとし、ＴＥを２０　ｍ５ｅｃから５０　
ｍ５ｅｃまで２　ｍ５ｅｃ毎に設定すれば、ＴＲは同一
でもＩ６の異なる画像ＩＩ　（ＴＲ／ＴＥ　）　：　Ｉ
Ｉ　（２０／１００）　。

１２　　（２２／１００）、１３　　（２４／１００）
。

１４　（２６／１００）、Ｉ、（２８／１００）。

１６　（３０／１００）、１７　　（３２／１００）。

Ｉｓ　　（３４／１００）、＋９　　（３６／１００）
。

１１０（３８／１００）、１．１（４０／１００）。

■１□（４２／１００）、Ｉ　＋３（４４／１００）。

ＩＩ４（４６／１００）、１１ｓ（４８／１００）。

１１６　（５０／１００）　、つまり１６枚の画像が得
られる。

ここで、全１６枚の画像を得るのに要する時間Ｔは、Ｔ
−ＴＲＸ　１６−１００ｍ５ｅｃＸ　１６−１６００ｍ
５ｅｃ　　（１，６秒）である。これら１６枚のＴ２強
調の少しづつ異なる画像を予め画像再構成し、これら再
構成画像群をコンピュータシステム１１に備わる画像フ
ァイル装置に格納しておく。そして、シネループ的に１
６枚の画像をファイル装置から呼出して、順次表示を行
う。これにより組織間の微妙なコントラスト差を検出す
ることができる。

以上は、Ｉ２強調画像についてであるが、Ｔ１強調画像
についても、ＴＥを２０　ａ＋ｓｅｃと固定しておき、
ＴＲ−１００ａ＋ｓｅｃから１０００ｍ５ｅｃまで、５
０　ｎ＋ｓｅｃ毎にＴＲを設定するば、ＴＥは同一でも
ＴＲの異なる画像Ｉ　＋　　　（ＴＲ／　ＴＢ　）　　
：Ｉ＋’　　（２０／１００）、Ｉ２　　（２０／１５
０）。

１３’　　（２０／２００）、Ｉ４　（２０／２５０）
。

１５’　　（２０／３００）、＋６　（２０／３５０）
。

１７　　（２０／４００）、＋８　　（２０／４５０）
。

１９　　　　（２０１５００）、　　ＩＩｏ　　　（２
０１５５０）。

１、、　　　（２０／６００）、　　Ｉｔ□’　　（２
０／６５０）。

１１３　　　（２０／７００）、　　Ｉ　＋４　　　（
２０／７５０）。

１　＋、　　（２０／８００）、　　Ｉ　１ｂ　　　（
２０／８５０）　、１１７　　　（２０／９００）　、
　ＩＩｓ　　　（５０／９５０）　　、Ｉ、９　　（２
０／１０００）　、つまり１９枚の画像が得られる。

ここで、全１９枚の画像を得るのに要する時間Ｔは、Ｔ
−ΣＴＲであり、１００　＋　−−−＋１０００　＝　１０４５０　ｍ５
ｅｃ（１０，４５ｓｅｃ　）である。これら１９枚のＴ
。

強調の少しづつ異なる画像を予め画像再構成し、これら
再構成画像群をコンピュータシステム１１に備わる画像
ファイル装置に格納しておく。そして、シネループ的に
１９枚の画像をファイル装置から呼出して、順次表示を
行う。これにより組織間の微妙なコントラスト差を検出
することができる。

以上により、本実施例によれば、１〜１０秒程度の短時
間にて撮影した画像を用いて肝臓ガンと良性肝血管腫と
の鑑別を効果的に診断することができる。

以上においては、超高速スキャン法をスピンエコー法で
実施しているが、ＩＲ（インバージョン・リカバリー）
法等を用いて実施しても良い。

また、９０°パルスでなく、ステデイ−・ステート法（
ＦＬＡＳＨ）等の手法を実施しても良い。

このとき、　（２）式は次の　（３）式のようになる。

囲で種々変形して実施できるものである。

［発明の効果］以上のように、本発明では、超高速スキャン法における
エコー時間とパルス繰り返し時間とのうち少なくとも一
方を変化させるための手段と、該手段によりエコー時間
とパルス繰り返し時間とのうち少なくとも一方を変化さ
せた前記超高速スキャン法を実行して得られる複数の画
像を記憶する記憶手段と、該記憶手段に記憶された前記
複数の画像を連続的に表示する表示手段とを具備したこ
とにより、エコー時間とパルス繰り返し時間とのうち少
なくとも一方を変化させた超高速スキャン法を実行する
ことができ、これににより、複数組のＴ１又はＴ２強調
画像を被検者の拘束時間を短くして得ることができ、ま
た、それらを連続表示することにより、組織間の微妙な
コントラスト（濃度）の差を正確に見出だすことができ
るようになる。

よって本発明によれば、複数組のＴ１又はＴ２強調画像
を被検者の拘束時間を短くして得ることを可能とした磁
気共鳴イメージング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で実施される超高速スキャン
法のパルスシーケンスの波形図、第２図は同実施例にお
ける送信器のブロック図、第３図は一般的な磁気共鳴イ
メージング装置の構成図、第４図はスピンエコー法のパ
ルスケンスの波形図である。ＭＡ・・・マグネットアッセンブリ、１・・・静磁場コ
イル、２・・・ｘ、ｙ、ｚ軸の傾斜磁場発生コイル、３
・・・プローブ、４・・・静磁場制御系、５・・・送信
器、６・・・受信器、７・・・Ｘ軸傾斜磁場電源、８・
・・Ｙ軸傾斜磁場電源、９・・・Ｚ軸傾斜磁場電源、１
０・・・シーケンサ、１１・・・コンピュータシステム
、５１・・・基準信号発生器、５２・・・タイミング発
生器、５３・・・波形発生器、５４・・・増幅器、５５
・・・ＴＥ、ＴＲ設定器、５６・・・ＲＦパルス設定器
。

Claims

【特許請求の範囲】

超高速スキャン法を実施するための手段を具備してなる
磁気共鳴イメージング装置において、前記超高速スキャ
ン法におけるエコー時間とパルス繰り返し時間とのうち
少なくとも一方を変化させるための手段と、該手段によ
りエコー時間とパルス繰り返し時間とのうち少なくとも
一方を変化させた前記超高速スキャン法を実行して得ら
れる複数の画像を記憶する記憶手段と、該記憶手段に記
憶された前記複数の画像を連続的に表示する表示手段と
を具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
。