JPH0373131A - Ｍｒｉ装置によるスキャノグラム生成方法 - 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】 〔発明の技術分野〕 本発明は、磁気共鳴（Ｍ　Ｒ；　ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａ
ｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ　”’以下ｒＭＲ，と
称する）現象を利用して生体を診断するＭＲＩ　（Ｍａ
ｇｎｅｔｌｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅｉｍａｇｉｎｇ）装
置を用いて、被検体中に存在するある特定の原子核スピ
ン密度の分布をある方酊への２次元の投影像（以下「ス
キャノグラム」と称する）として画像化する方法に関す
るものである。

［発明の技術的背景］ 従来、医用診断のＭＨＩ装置において、スキャノグラム
を得るためには、−次元投影像（プロジエクシッンデー
タ〜以下ｒＰＤ、と称する）を用いていた。ＰＤを得る
ために第１図に示すように被検体Ｐに図示Ｚ軸方向に沿
う非常に均一な静磁場１（。を作用させ、一対の傾斜磁
場コイルＩＡ、ＩＢにより静磁場■１゜に２軸方向につ
いての線型磁場勾配を付加する。静磁場Ｈｏに対して特
定の原子核は次式で示される角周波数ω。で共鳴する。

ω。−γ■。　　　　　　　　・・・・・・　（１）（
１）式においてＴは磁気回転比であり、原子核の種類に
固有のものである。特定の原子核のみ共鳴させる角周波
数ω。で回転磁場Ｈｌを一対の送信コイル２Ａ、２Ｂを
介して、上記線型磁場勾配（スライス決定用傾斜磁場Ｇ
Ｓ）を利用して設定される図示ｘ−ｙ平面内について被
検体Ｐに作用させ、断層像を得る特定のスライス部分Ｓ
（平面状の部分であるが現実にはある厚みをもっｔいる
）のみにＭＲ現象を生せしめる。ＭＲ現象は一対の受信
コイル３Ａ、３Ｂを介して自由誘導減衰（ＦＩＤｉ　ｆ
ｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔｉｏｒ＋　ｄｅｃａｙ）信号（以
下ｒＦＩＤ信号」と称する）として観測され、この信号
をフーリエ変換することにより特定の原子核スピンの回
転周波数についての単一のスペクトルが得られる。スラ
イス部分Ｓのｘ−ｙ平面内の所定方向についての投影像
を得るためにスライス部分Ｓを励起してＭＲ現象を生じ
させた後、第２図に示すように磁場ＨｏにＸ′軸方向（
Ｘ軸よりθ°回転した座標系）に直線的な傾斜を持つ線
型磁場勾配Ｇｘｙ（位相情報を付与するものであり、位
相エンコーディング用傾斜磁場ＧＥ）を作用させると、
被検体のスライス部分Ｓ内の等磁場線Ｅは直線となり、
その締止の特定の原子核スピンの回転周波数は（１）式
により表わされる。ここで説明の便宜上等磁場線Ｅの各
々（Ｅｌ〜Ｅ１とする）より信号り、〜Ｄ。

（一種のＦＩＤ信号）を生ずると考える。信号り。

〜Ｄ□７の振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場
線Ｅ、−Ｅ、上の原子核スピン密度に比例することにな
る。ところが実際に観測されるＦＩＤ信号はり、〜Ｄ、
をすべき加え合わセたもの（すなわち合成ＦＩＤ信号）
となるので、このＦＩＤ信号をフーリエ変換することに
より、スライス部分ＳのＸ′軸への投影情報（１次元像
）ＰＤが得られる。

このようにして得られるＰＤをスライス位置を移動して
、連続して投影することにより第３図に示すようにスキ
ャノグラムＳＧが得られる。

スキャノグラムＳＧの被検体１体軸方向の空間分解能を
満足できるものにするためには、スライス厚を充分薄（
して、スライス間の間隙を無くし多数回投影せねばなら
ない、ところがスライス位置の移動は通常被検体の移動
により行なわれるため、被検体を移動する装置の機構部
分が祖雑になる。また、Ｆｌ、Ｉ）信号の大きさは、励
起された磁化の皿に比例するため、スライス厚を薄（す
ればするほどＦｉＤ信号は非常に小さくなり、信号／雑
音比（以下ｒｓ／Ｎ比」と称する）が非常に悪くなる。

それを改善するためには、同一の信号を何回も観測して
、積算することによりＳ／Ｎ比を高めねばならないので
、一つのスライスのＰＤを得るためにも撮影時間が長く
なるという問題が生ずる。

特に、Ｍｌ？！装置におけるデータ収集時間は、他の診
断機器として例えばＣＴスキャナに比して長時間であり
被検者を拘束する時間を短くすることは、臨床上、大き
な課題である。

〔発明の目的〕

本発明は被検体のスキャノグラムを得るにあたり、被検
体とＭＨＩ装置との相対移動を必要とせず、しかも従来
の方式よりも極力短い撮影時間で、空間分解能の高い画
像を実現し得る方法を提供することを目的としている。

〔発明の概要〕

本発明の特徴とするところは、所謂位相エンコーディン
グ用の傾斜磁場を、スライス面に対して直交する方向に
作用させるものであり、該方向は第６図ではｚ軸方向で
あり、このｚ軸は、一般に、静磁場方向であって、被検
体の体軸方向である。

また、本発明では、法い領域を一括してスキャノグラム
の画像範囲とすべく非選択励起パルスを用いるがために
、スライス部位を決定するための傾斜磁場の印加は不要
であり、これにより、信号収集のための傾斜磁場の印加
タイミングが早められることを特徴としている。

〔発明の実施例〕

第４図に本発明の一実施例を説明するための原理的構成
を示す。

被検体Ｐ中に存在するある特定の原子核スピン密度の分
布をｆ　　（ｘ、ｙ、２）とすると、送信コイル２Ａ、
２Ｂを介して被検体Ｐに印加される高周波磁場（９０”
パルス）により励起されたスキャノグラムを得る領域Ｖ
の巨視的磁化Ｍの運動は緩和を無視すれば次式で表現さ
れる。

Ｍ　（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ　）　−ｆ　（ｘ、ｙ、　ｚ　）
　ｅｘｐ（ｊωｔ）　　・（２）ここで、Ｍは巨視的磁
化を表わす複素数であり、通常はベクトル量だが表現を
簡単にするために複素数を用いたｏ　　ｆ　　（ｘ、）
’＋　　ｚ）は原子核スピン密度を表わす実数、ｊは虚
数単位（＝　Ｆ−「）である。ωは（１１式で求まる磁
化の回転角周波数、ｔは時間でありそれぞれ実数である
。

次に（３）式を満足する静磁場の２軸方向の磁場勾配Ｇ
ｚ（ｔ）を被検体Ｐに１１時間印加する。

ここで、Ｔはある特定の原子核の磁気回転比、ｌは被検
体Ｐの体軸方向の代表的な長さでここでは送信コイル２
Ａ、２Ｂの長さをとる（第４図参照）、ξは０以外の角
度（ラジアン）を表わす任意の定数、ｎは変数である。

　Ｇｚ（ｔ）は例えばｎｇｌでサインカーブｇｚ　ｓｉ
ｎ　−ｔとすればｇｚの大きさを変えれば（３）式を満
足できる。

これにより、第５図（ａ）に示した磁化Ｍは同図（ｂｌ
のようにはじめ９０°パルスにより同一方向（ただしく
２）式の角周波数で回転している。）に倒されるが、静
磁場に、Ｚ軸方向に例えば正の勾配を持つ傾斜磁場が加
わるので、第４図に示すＺｔ点の方が２８点より磁場が
大きくなり、磁化の回転の角周波数も高くなる。ところ
が、傾斜磁場はτ。

時間のみしか印加されないので、傾斜磁場が切れると、
２．と２９点の磁化は同一の角周波数で回転する。しか
し、それぞれの磁化の位相は次式で表わされる角度φだ
け異なっている。

φ−ξ−・・・・・・（４） ここで、ξ、ｌは（３）式と同一、また２はＺ、とＺｔ
の間隔である。

従って、Ｚ方向の傾斜磁場が１１時間印加されることに
より、磁化は第５図（Ｃ１のようにねじれる。

そのときのそれぞれの磁化の運動は次式で表わされる。

Ｍ（ｘ、ｙ、ｚ＋ｔ）−Ｃ−ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）ｅｘｐ　
（ｊ（ωｔ＋φｎ））　・・・（５）ここで、Ｍ、ｆ、
ｊ、　ω、ｔは（２）式と、またｈは（３）式と同一で
ある。Ｃは比例定数である。

この位相の違いφを利用することにより２方向すなわち
被検体Ｐの体軸方向の信号を分離することができ、スキ
ャノグラム（２次元の投影像〉が得られる。

次に先に述べた従来の方式と同様にＸ軸とθの角度をな
すＸ′軸方向に磁場勾配ＧＫ、を静磁場に加えると（第
４図参照）、次式で表わされるＦＥＤ信号が得られる。

Ｆ、　（ｔ、ｎ） ＋ｙ’　ｃｏｓθ、Ｚ）ｄｙ’　　・ｅｘｐ　（ｊ（ω
（ｘ’　）ｔ＋φ（Ｚ）ｎ））ｄｘ’　ｄＺ　　　・旧
・・（６） ここで、Ｋは比例定数である。

（１）式よりω（Ｘ）−γＣＸＶに′、また（４）式よ
りξ φ（Ｚ）−−Ｚであり、これらの関係から（６）式％式
％ ） （６ スキヤノグラムＳ、（ｘ’　、Ｚ）は次式で表わされる
。

Ｓ、（ｘ’　、Ｚ） ＋ｙ’　ｃｏｓθ、Ｚ）ｄｙ’　　　・・・・・・（７
）（７）式により（６′）式は次式のように書き換えら
れる。

Ｅｄ　　（ｔ、　　ｎ） ・ｄωｄφ　　　　　　　　・・・・・・（８）したが
って（８）式のＦ　（ｔ、　　ｎ）を２次元フーリエ変
換することにより次式のようにスキャノグラムＳ９　　
（ｘ’、ｚ）が得られる。

Ｓ、（ｘ’、、ｚ） −ｅｘｐ　　（Ｈωｔ＋φｎ））　　ｄｎｃｌｔ　　　
　−（９）ＦｉＤ信号は、通常（３）式におけるＣ値を
Ｆａ　（ｔ、ｒｉ）のｎ方向の変化を表わすのに充分な
大きさの値にして、ｎを整数値（−Ｎ・・・−２’、−
１，０，１゜２・・・Ｎ）として収集する。

ここで磁場の印加方法を第６図によりまεめて説明する
。第１ステップで２軸方向の方間に線型磁場勾配Ｇ、（
スライス用傾斜磁場）を設けて、ある周波数成分のみよ
り戒る９０″パルス（選択励起パルス）により、被検体
のある部分の特定原子核を励起する。第２ステップで上
記（３）式を満足するＧ１を印加する。このとき印加さ
れる負のＧｘｙは信号を第３ステップのτＳ時間後に発
生させるためのもので、そのステップ２における反転磁
場は、磁化を１８０６倒すものであり、ステップ３にお
ける磁場は、信号を読み出す（信号収集）ためのもので
ある。

第６図の例を更に詳細に説明する。すなわち、第６図は
、データ収集の過程を示す所謂パルスシーケンスである
。

先づ、第６図において、第１ステップとして、インパル
ス状の９０″パルス（非選択励起パルス）を前記被検体
に印加することにより、前記非選択励起用９０°パルス
の周波数により定まる前記被検体における励起領域（実
質的には、十分に広い領域となる。）内の特定原子核ビ
ンの磁化を９０″倒す。このとき、非選択励起パルス９
０６は、多くの周波数成分を持っているので、被検体の
中で励起される領域は広いものとなる。この第１ステッ
プでは、スライス部位を決定するためω傾斜磁場（通常
はＧ、）は印加しない。

次に、この第１ステップに引続き第２ステップにおいて
、前記第１軸に沿う方向（この場合は２軸）に強度可変
の位相情報を付加するための傾斜磁場（この場合はＧ、
）を発生させ且つ前記磁化を１８０”反転させるための
磁場として、Ｇ　ＸＹを反転した傾斜磁場を発生させる
。これにより、前記位相情報を付加するための傾斜磁場
Ｇ、の強度に応じた位相情報を付加して前記磁化を１８
０”反転させ得る。

次に、この第２ステップに引続き第３ステップにおいて
、前記第２軸及び前記第３軸のうち少なくＬも一方の方
向に沿って信号を収集するための傾斜磁場Ｇ□を発生さ
せ且つ磁気共鳴信号を収集することを行う。この第３ス
テップでのＧｘｙは、投影方向により、Ｇつ、Ｇ、、Ｇ
Ｘ、を適宜選択できる。

これら第１〜第３ステップを前記位相情報を付加するた
めの傾斜磁場Ｇ、の強度を可変し２ながら所定回数だけ
繰返して実行して磁気共鳴信号群を得、この磁気共鳴信
号群に対して２次元フーリエ変換処理を施す。

このようにすれば、それぞれの信号の収集にあたり、ス
キャノグラムを得る領域ず八きの磁化を励起するので信
号のＳ／Ｎ比が良い。そのために同一の収集条件による
Ｓ／Ｎ比の向上をする必要が無くなるため、撮影時間が
従来より短縮される。

また、磁化の位相情報を用いることにより、体軸方向の
画像の分離ができるので、被検体を移動することなく広
い範囲のスキャノグラム（２次元投影像）が得られる。

さらに、第１ステップにおいては、励起に際して励起用
９０″パルス（インパルス状の非選択励起パルス）は印
加するものの、スライス決定のための傾斜磁場（Ｇ、）
を印加しないので、この傾斜磁場を印加しない分だけ、
第２ステソブ以降の手順を図示の左方にシフ肚できる。

つまり、１エンコード過程では短い時間短縮でも、全エ
ンコードになるε、この時間短縮の程度は大きいもので
ある。

これにより、データ収集時間が短縮され、被検者を拘束
する時間の短縮化が図られ、臨床上有利である。

〔発明の効果〕

本発明によれば、被検体中に存在するある特定の原子核
スピン密度の分布を、被検体のＭＲＩ装置に対する相対
移動が少なく、また撮影時間が従来より効果的に短縮さ
れて、しかも体軸方向に満足できる空間分解能でスキャ
ノグラムとして画像化し得る方法を提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＭＲＩ装置の一例の原理構成図、第２図は磁気
共鳴現象により投影情報を得る一例の原理図、第３図は
一次元撮影像を用いてスキャノグラムを得る場合の模式
的原理図、第４図は本発明の一実施例を説明するための
原理構成図、第５図（ａ）〜（０）は同実施例における
磁化の運動を示す模式図（（ａｌ；静磁場が印加された
とき、（ｂｌ　；　９０　’パルスを印加したとき、（
’）；　ｚ軸方向の傾斜磁場がある時間だけ印加された
後）、第６図は本発明の磁場の印加方法の実施例を示し
た図である。 Ｐ・・・被検体、Ｈｏ・・・静磁場、ＩＡ、ＩＢ・・・
傾斜磁場コイル、Ｈ＋　・・・高周波磁場、２Ａ、２Ｂ
・・・送信コイル、Ｓ・・・ＰＤを得るスライス部分、
３Ａ。 ３Ｂ・・・受信コイル。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. ＭＲＩ装置の静磁場中に被検体を置き、この静磁場の磁
   場発生方向を基準としてそれぞれ直交する第１軸、第２
   軸、第３軸を定め、前記被検体のスキャノグラムを生成
   する方法において、前記第１軸に沿う方向にスライス部
   位を決定するため傾斜磁場を発生することなく非選択励
   起用９０゜パルスを前記被検体に印加することにより、
   前記非選択励起用９０゜パルスの周波数により定まる前
   記被検体における励起領域内の特定原子核スピンの磁化
   を９０゜倒すことを行う第１ステップと、この第１ステ
   ップに引続き行われるものであって、前記第１軸に沿う
   方向に強度可変の位相情報を付加するための傾斜磁場を
   発生させ且つ前記磁化を１８０゜反転させるための磁場
   を発生させることにより、前記位相情報を付加するため
   の傾斜磁場の強度に応じた位相情報を付加して前記磁化
   を１８０゜反転させることを行う第２ステップと、この
   第２ステップに引続き行われるものであって、前記第２
   軸及び前記第３軸のうち少なくとも一方の方向に沿って
   信号を収集するための傾斜磁場を発生させ且つ磁気共鳴
   信号を収集することを行う第３ステップとを前記位相情
   報を付加するための傾斜磁場の強度を可変しながら所定
   回数だけ繰返して実行して磁気共鳴信号群を得、この磁
   気共鳴信号群に対して２次元フーリエ変換処理を施すこ
   とを特徴とするＭＲＩ装置によるスキャノグラム生成方
   法。