JPH04354935A - Ｍｒｉ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】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ装置（核磁気
共鳴断層撮影装置）に関し、とくにＳＳＦＰ（定常才差
運動）状態を利用してイメージングシーケンスを行なう
ＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来より、ＳＳＦＰ状態を利用してイメ
ージングシーケンスを行なうＭＲＩ装置が知られている
。このイメージングシーケンスは、緩和時間Ｔ１、Ｔ２
より短い繰り返し時間で励起パルスを繰り返し照射し、
定常状態でＮＭＲ信号を発生するいわゆるＳＳＦＰ状態
を実現させ、その信号を採取して画像化を行なうもので
、従来から種々のものが提案されている。このイメージ
ングシーケンスに体動補正のためのリフェーズ法を適用
しようとすると、ＦＩＤ信号と同時に発生する疑似信号
（エコー信号）の混入が避けられず、再構成画像のアー
ティファクトの原因となる。

【０００３】そこで、励起パルスの位相を変化させたイ
メージングシーケンスと、変化させないイメージングシ
ーケンスとを行なって２組のデータを採取し、これらの
データ間の適当な加減算処理によって疑似信号を除去す
る手法が提案されている（Ｍ．Ｄｅｉｍｌｉｎｇ　ｅｔ
　ａｌ．　第８回ＳＭＲＭ（Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ｍ
ａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉ
ｃｉｎｅ）　演題Ｎｏ．８４２，Ａｍｓｔｅｒｄａｍ，
Ａｕｇ．１９８９など）。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は、最低２回のイメージングシーケンスが必要であり、
この２回のイメージングシーケンスの間に体動などがあ
ればデータ間の加減算処理によっては疑似信号を除去す
ることはできず、アーティファクトを引き起こすことが
あるという問題がある。

【０００５】この発明は、上記に鑑み、ＦＩＤ信号と疑
似信号とが同時に生じた場合でも１回のイメージングシ
ーケンスのみで疑似信号成分を除去することができるＭ
ＲＩ装置を提供することを目的とする。

【０００６】

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲＩ装置においては、緩和時間よ
り短い繰り返し時間で励起パルスを繰り返し照射して定
常状態においてＮＭＲ信号を発生する状態を現出させ、
位相エンコーディング量を同じにして複数の励起パルス
を与えてその励起パルスの位相を制御し、核スピンの位
相の２つ以上の変化プロセスを経て発生するエコー信号
を、それらの位相が互いに逆向きとなるようにして時間
的に同時に発生させて互いに打ち消し合うようにし、さ
らに、同じ位相エンコーディング量のものとして収集し
たデータ同士を符号付け加算することによって、上記の
打ち消し合いの結果残った成分を除去する。これにより
１回のイメージングシーケンスのみで、エコー信号成分
のみを十分に除去することが可能となる。

【０００７】

【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図１において、静磁場マグ
ネット１２が発生する静磁場内に被検体（人体）１１が
配置され、また、その静磁場空間内に傾斜コイル１３と
、ＲＦ信号を送受するプローブ２３とが配置される。 傾斜コイル１３には傾斜電源１４より所定の波形のパル
ス電流が流されて、静磁場に重畳するような傾斜磁場が
発生させられる。この傾斜電源１４には、制御装置４１
から波形データとタイミング情報が送られ、そのデータ
通りの波形の電流が指示通りのタイミングで傾斜コイル
１３に出力され、所望の波形の傾斜磁場パルスが所望の
タイミングで得られる。傾斜コイル１３は直交３軸方向
にそれぞれ設けられており、それらに対応して傾斜電源
１４からは各方向の傾斜磁場用の電流が出力される。こ
の直交３軸方向の傾斜磁場はそれぞれ、スライス選択用
の傾斜磁場、位相エンコーディング用の傾斜磁場、リー
ドアウト用の傾斜磁場である。

【０００８】制御装置４１はＲＦパルス波形を変調器２
１に送り、この変調器２１においてそのパルス波形に応
じて高周波発振器２４からの位相シフタ２５を経た高周
波信号が振幅変調され、その変調後の高周波出力が送信
アンプ２２で増幅され、プローブ２３に送られる。こう
してプローブ２３から被検体１１に向けてＲＦ信号が照
射される。

【０００９】被検体１１で発生したＮＭＲ信号はプロー
ブ２３により受信される。この受信信号は、受信アンプ
３１で増幅された後、位相検波器３２に送られて、上記
の高周波発振器２４から位相シフタ２５を経た高周波信
号を参照信号として位相検波される。検波出力はＡ／Ｄ
変換器３３に送られ、デジタルデータに変換され、加算
メモリ３４で適当な符号付け加算されて蓄積される。こ
うして収集されたデータは画像再構成演算装置４２によ
り２次元フーリエ変換などの画像再構成処理され、得ら
れた画像が表示器４３で表示される。

【００１０】図２のＡで示すようにＲＦパルスが短い繰
り返し時間間隔で繰り返し照射され、ＮＭＲ信号を定常
的に発生するＳＳＦＰ状態とされる。スライス選択用の
傾斜磁場パルスを図２のＢに示すように各ＲＦパルスと
同時に加えて、所定のスライス面のみを選択的に励起さ
せる。また、図２のＣに示すようにリードアウト用傾斜
磁場を反転させてＰ点及びＱ点でＮＭＲ信号を発生させ
る。位相エンコーディング用傾斜磁場は図２のＤのよう
にすこしずつ変化させられる。

【００１１】Ｐ点に現われる信号はＦＩＤ信号であり、
Ｑ点に現われる信号は疑似エコー信号である。このＱ点
の信号はＳＳＰＦ状態に特有のものであり、先行する励
起パルス列によって励起パルスの直前に結像するエコー
信号として理解される。２つの励起パルスにより発生す
る信号は図３に、３つの励起パルスによって発生する信
号は図４に示される。これらの図で縦棒は励起パルスを
表わし、実線はプラスの位相、点線はマイナスの位相で
あり、横及び斜めの線は核スピンの位相の進行状態を表
わし、実線はプラス側を点線はマイナス側を表わす。

【００１２】２つの励起パルスによって信号を発生させ
る場合、その励起パルスの位相は図３のＡ〜Ｄの４通り
となる。いずれの場合も第１の励起パルスによって励起
されＦＩＤ信号が生じ、第２の励起パルスで反転して位
相がそろった（もとに戻った）時点で結像してエコー信
号が発生する。このエコー信号はｅｉｇｈｔ−ｂａｌｌ
　ｅｃｈｏ　と呼ばれる。これらの場合、第１の励起パ
ルスがプラスであれば、その直後に発生するＦＩＤ信号
の位相はプラスであり、第２の励起パルスがプラスでも
マイナスでも発生するエコー信号はプラス方向の位相と
なる（図３のＡ、Ｂ）。これに対して第１の励起パルス
の位相がマイナスのときはその直後に発生するＦＩＤ信
号の位相はマイナスとなり、第２の励起パルスがプラス
であってもマイナスであってもエコー信号の位相はマイ
ナス方向の位相となる（図２のＣ、Ｄ）。

【００１３】また、等間隔な３つの励起パルスによって
エコー信号を発生させる場合、その励起パルスの位相は
図４のＡ〜Ｈの８通りとなるが、いずれの場合も核スピ
ンは第１の励起パルスによって励起されてその直後にＦ
ＩＤ信号を生じ、第２の励起パルスで静磁場方向に向け
られてその位相を保持し、第３の励起パルスで位相が再
度逆方向に進んで位相がそろった時点で結像してエコー
信号が発生する。このエコー信号はｓｔｉｍｕｌａｔｅ
ｄ　ｅｃｈｏ　と呼ばれる。ここで、第１の励起パルス
の位相がプラスのときは図４のＡ〜Ｄのようになり、そ
の直後に発生するＦＩＤ信号の位相はプラスになるとと
もに、第２、第３のどちらかの励起パルスの位相がマイ
ナスのとき（図４のＢ、Ｃ）のみエコー信号の位相はマ
イナス側に、それ以外の場合つまり第２、第３の励起パ
ルスがいずれもプラス（図４のＡ）、いずれもマイナス
（図４のＤ）の場合にエコー信号の位相はプラスとなる
。他方、第１の励起パルスの位相がマイナスのときは図
４のＥ〜Ｈのようになってその直後に発生するＦＩＤ信
号の位相はマイナスとなり、第２、第３のどちらかの励
起パルスの位相がマイナスのとき（図４のＦ、Ｇ）のみ
エコー信号の位相はプラス側に、それ以外の場合つまり
第２、第３の励起パルスがいずれもマイナス（図４のＥ
）、いずれもプラス（図４のＨ）の場合にエコー信号の
位相はマイナスとなる。

【００１４】そこで、位相エンコーディング量が同じと
きに図５に示すように等間隔の励起パルスの位相をプラ
ス、プラス、マイナス、マイナスと４つのパルス周期で
繰り返し変化させる場合について考えてみる。この場合
、２つの励起パルスによる図３の各プロセスを経る信号
の位相は図６のＡのようになり、３つの励起パルスによ
る図４の各プロセスを経る信号の位相は図６のＢのよう
になってこれらが重なる。そのため、ＲＦパルスの直後
に発生するＦＩＤ信号はつねに図６のＡとＢとで同位相
となり、かつ２パルス毎に位相が反対になる。これに対
してエコー信号の方は図３のプロセスを経るものと図４
のプロセスを経るものがつねに逆位相で同時刻に発生す
ることになる。そこで、実際には図６のＡ、Ｂは重なる
ので、エコー信号の方が互いに打ち消し合って小さくな
る。データ採取区間を図６の区間１、区間２、区間３、
…のように２パルス毎に定め、区間（２ｎ−１）の信号
はマイナスの符号を付け、区間（２ｎ）の信号はプラス
の符号を付けてそれらを加算すれば、上記のように小さ
くなったエコー信号成分はさらにキャンセルし合い、Ｆ
ＩＤ信号成分は単純に加算されるので、エコー信号成分
のみを十分に除去しＦＩＤ信号成分を残すことができる
。

【００１５】また、位相エンコーディング量が同じとき
、図７のように等間隔のＲＦパルスの位相をプラス、プ
ラス、プラス、マイナスと４パルス周期で変化させると
、図３のタイプの信号は図８のＡのような位相関係とな
り、図４のタイプの信号は図８のＢのような位相関係と
なる。この図８に示すようにデータ採取区間を各パルス
ごとに区間１、区間２、区間３、…と定めると、区間４
ｎ、４ｎ＋２ではエコー信号の位相は、図８のＡとＢと
で逆位相となって互いに打ち消し合って小さくなる。 区間４ｎ＋１、４ｎ＋３ではエコー信号の位相は図８の
ＡとＢとで同位相で打ち消し合いの関係にないが、区間
４ｎ＋１と区間４ｎ＋３とでは図８のＡとＢとで位相が
逆になっている。そのため、区間４ｎ＋２だけマイナス
の符号を付けて加算することにより、エコー信号だけを
選択的に消去し、ＦＩＤ信号だけを残すことができる。

【００１６】なお、励起パルス位相の制御は、位相シフ
タ２５をパルスシーケンスに同期して制御装置４１によ
って制御することにより行なうことができ、また加算時
のデータの符号付けはＡ／Ｄ変換の後に加算メモリ３４
上でデジタル的に行なうことができるが、位相検波のた
めの参照信号の位相を制御することによっても行なうこ
とができる。

【００１７】

【発明の効果】以上、実施例について説明したように、
この発明のＭＲＩ装置によれば、ＦＩＤ信号と疑似信号
とが同時に生じてＦＩＤ信号に疑似信号が混入すること
が避けられない場合でも、１回のイメージングシーケン
スのみでその疑似信号成分を除去することができ、画像
のアーティファクトの原因をなくすことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施例のブロック図。

【図２】同実施例のパルスシーケンスを示すタイムチャ
ート。

【図３】励起パルスが２個の場合の位相の変化を表わす
タイムチャート図。

【図４】励起パルスが３個の場合の位相の変化を表わす
タイムチャート図。

【図５】励起パルスの一例を示すタイムチャート。

【図６】同例における位相の変化を表わすタイムチャー
ト。

【図７】励起パルスの他の例を示すタイムチャート。

【図８】同例における位相の変化を表わすタイムチャー
ト。

【符号の説明】

１１　　　　　　　　　　被検体 １２　　　　　　　　　　静磁場マグネット１３　　　
　　　　　　　傾斜コイル １４　　　　　　　　　　傾斜電源 ２１　　　　　　　　　　変調器 ２２　　　　　　　　　　送信アンプ ２３　　　　　　　　　　プローブ ２４　　　　　　　　　　高周波発振器２５　　　　　
　　　　　位相シフタ ３１　　　　　　　　　　受信アンプ ３２　　　　　　　　　　位相検波器 ３３　　　　　　　　　　Ａ／Ｄ変換器３４　　　　　
　　　　　加算メモリ ４１　　　　　　　　　　制御装置 ４２　　　　　　　　　　画像再構成演算装置４３　　
　　　　　　　　表示器

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　緩和時間より短い繰り返し時間で励起
   パルスを繰り返し照射して定常状態においてＮＭＲ信号
   を発生する状態を現出させる手段と、位相エンコーディ
   ング量を変化させながら位相エンコーディング用の傾斜
   磁場を発生する手段と、同じ位相エンコーディング量に
   おいて、核スピンの位相の２つ以上の変化プロセスを経
   て発生するエコー信号を、それらの位相が互いに逆向き
   となるようにして時間的に同時に発生させるよう複数の
   励起パルスの位相を制御する手段と、同じ位相エンコー
   ディング量のものとして収集したデータ同士を符号付け
   加算する手段とを備えることを特徴とするＭＲＩ装置。