JPH0579329B2 - - Google Patents
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- JPH0579329B2 JPH0579329B2 JP2191985A JP19198590A JPH0579329B2 JP H0579329 B2 JPH0579329 B2 JP H0579329B2 JP 2191985 A JP2191985 A JP 2191985A JP 19198590 A JP19198590 A JP 19198590A JP H0579329 B2 JPH0579329 B2 JP H0579329B2
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Classifications
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
- Y02E—REDUCTION OF GREENHOUSE GAS [GHG] EMISSIONS, RELATED TO ENERGY GENERATION, TRANSMISSION OR DISTRIBUTION
- Y02E60/00—Enabling technologies; Technologies with a potential or indirect contribution to GHG emissions mitigation
- Y02E60/10—Energy storage using batteries
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、磁気共鳴（MR；nuclear magnetic
resonance〜以下「MR」と称する）現象を利用
して生体を診断するMRI（Magnetic resonance
imaging）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向への
２次元の投影像（以下「スキヤノグラム」と称す
る）として画像化する方法に関するものである。
resonance〜以下「MR」と称する）現象を利用
して生体を診断するMRI（Magnetic resonance
imaging）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向への
２次元の投影像（以下「スキヤノグラム」と称す
る）として画像化する方法に関するものである。
従来、医用診断のMRI装置において、スキヤ
ノグラムを得るためには、一次元投影像（プロジ
エクシヨンデータ〜以下（PD」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H0を作用させ、一対の傾斜磁場コイル１Ａ，
１Ｂにより静磁場H0にｚ軸方向についての線型
磁場勾配を付加する。静磁場H0に対して特定の
原子核は次式で示される角周波数ω0で共鳴する。
ノグラムを得るためには、一次元投影像（プロジ
エクシヨンデータ〜以下（PD」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H0を作用させ、一対の傾斜磁場コイル１Ａ，
１Ｂにより静磁場H0にｚ軸方向についての線型
磁場勾配を付加する。静磁場H0に対して特定の
原子核は次式で示される角周波数ω0で共鳴する。
ω0＝γH0 ……(1)
(1)式においてγ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ω0で回転磁場H1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GS）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つている）
のみにMR現象を生ぜしめる。MR現象は一対の
受信コイル３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰
（FID；free induction decay）信号（以下「FID
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H0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、位相エンコーデイ
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
の線上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（E1〜Eoとする）より信号D1〜Dn（一
種のFID信号）を生ずると考える。信号D1〜Do
の振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場線
E1〜Eo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D1〜
Doをすべき加え合わせたもの（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。
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ω0で回転磁場H1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GS）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つている）
のみにMR現象を生ぜしめる。MR現象は一対の
受信コイル３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰
（FID；free induction decay）信号（以下「FID
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H0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、位相エンコーデイ
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
の線上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（E1〜Eoとする）より信号D1〜Dn（一
種のFID信号）を生ずると考える。信号D1〜Do
の振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場線
E1〜Eo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D1〜
Doをすべき加え合わせたもの（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
示すようにスキヤノグラムSGが得られる。
移動して、連続して投影することにより第３図に
示すようにスキヤノグラムSGが得られる。
スキヤノグラムSGの被検体Ｐ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
ス厚を充分薄くして、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複雑にな
る。また、FID信号の大きさは、励起された磁化
の量に比例するため、スライス厚を薄くすればす
るほどFID信号は非常に小さくなり、信号／雑音
比（以下「Ｓ／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
ためにも投影時間が長くなるという問題が生ず
る。特にMRI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スキヤナに比して
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。
分解能を満足できるものにするためには、スライ
ス厚を充分薄くして、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複雑にな
る。また、FID信号の大きさは、励起された磁化
の量に比例するため、スライス厚を薄くすればす
るほどFID信号は非常に小さくなり、信号／雑音
比（以下「Ｓ／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
ためにも投影時間が長くなるという問題が生ず
る。特にMRI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スキヤナに比して
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。
本発明は被検体のスキヤノグラムを得るにあた
り、被検体とMRI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。
り、被検体とMRI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。
本発明の特徴とするところは、所謂位相エンコ
ーデイ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、静磁場方向であつて、被検体の体軸方向であ
る。また、本発明では、広い領域を一括してスキ
ヤ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。
ーデイ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、静磁場方向であつて、被検体の体軸方向であ
る。また、本発明では、広い領域を一括してスキ
ヤ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。
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。
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、ｚ）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ヤ
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。
密度の分布をｆ（ｘ、ｙ、ｚ）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ヤ
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（jωp）
……(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。ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）は原子核ス
ピン密度を表わす実数、ｊは虚数単位（＝√−
１）である。ωは(1)式で求まる回転角周波数、ｔ
は時間でありそれぞれ実数である。
……(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。ｆ（ｘ，ｙ，ｚ）は原子核ス
ピン密度を表わす実数、ｊは虚数単位（＝√−
１）である。ωは(1)式で求まる回転角周波数、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ｚ軸方向の磁場勾
配Gz(t)を被検体Ｐにτz時間印加する。
配Gz(t)を被検体Ｐにτz時間印加する。
γl∫〓z 0Gz(t)dt＝ξn ……(3)
ここで、γはある特定ので原子核の磁気回転
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２Ａ，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
ｎ＝１でサインカーブgz sinτ／τzｔとすればgzの 大きさを変えれば(3)式を満足できる。
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２Ａ，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
ｎ＝１でサインカーブgz sinτ／τzｔ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ｂ
のようにはじめ90°パルスにより同一方向（ただ
し(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ZE点の法が
ZS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τz時間のみ
しか印加されないので、傾斜磁場が切れると、ZS
とZE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だけ異なつている。
のようにはじめ90°パルスにより同一方向（ただ
し(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ZE点の法が
ZS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τz時間のみ
しか印加されないので、傾斜磁場が切れると、ZS
とZE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だけ異なつている。
φ＝ξＺ／ｌ ……(4)
ここで、ξ、ｌは(3)式と同一、またはＺはZSと
ZEの間隔である。
ZEの間隔である。
従つて、Ｚ方向の傾斜磁場がτz時間印加される
ことにより、磁化は第５図ｃ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。
ことにより、磁化は第５図ｃ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ｎ
は(3)式と同一である。Ｃは比例定数である。
，ｚ）exp〔ｊ（ωt＋φn）〕……(5) ここで、Ｍ、ｆ、ｊ、ω、ｔは(2)式と、またｎ
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Ｚ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、スキヤノグラム（２次元の投影像）が
得られる。
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、スキヤノグラム（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Gxyを静磁場に加
えると（第４図参照）、次式で表わされるFID信
号が得られる。
角度をなすx′軸方向に磁場勾配Gxyを静磁場に加
えると（第４図参照）、次式で表わされるFID信
号が得られる。
Fd（ｔ，ｎ）＝K∫∫∫∞ -∞ｆ（x′cosθ−y′sinθ，
x′sinθ＋y′cosθ，Ｚ）・exp（ｊ（ω（x′）ｔ＋φ
(五)（Ｚ）ｎ）〕dx′dZ ……(6) ここで、Ｋは比例定数である。
x′sinθ＋y′cosθ，Ｚ）・exp（ｊ（ω（x′）ｔ＋φ
(五)（Ｚ）ｎ）〕dx′dZ ……(6) ここで、Ｋは比例定数である。
(1)式よりω(X)＝γCxyx′、また(4)式よりφ(Z)＝
ξｌＺであり、これらの関係から(6)式を書き換
えると Fd（ｔ，ｎ）＝Kl／ξγGxy∫∫∫∞ -∞ｆ（x′cosθ−
y′sinθ， x′sinθ＋y′cosθ，Ｚ）dy′・exp（ｊ（ωtt＋φn）
〕
dωdφ ……(6)′ スキヤノグラムSg（X′，Ｚ）は次式で表わされ
る。
ξｌＺであり、これらの関係から(6)式を書き換
えると Fd（ｔ，ｎ）＝Kl／ξγGxy∫∫∫∞ -∞ｆ（x′cosθ−
y′sinθ， x′sinθ＋y′cosθ，Ｚ）dy′・exp（ｊ（ωtt＋φn）
〕
dωdφ ……(6)′ スキヤノグラムSg（X′，Ｚ）は次式で表わされ
る。
Sg（X′，Ｚ）＝∫∞ -∞ｆ（x′cosθ−y′sinθ，x′s
inθ＋
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。
inθ＋
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）＝Kl／ξγGxy∫∫∞ -∞Sg（x′，Ｚ）exp
〔ｊ （ωt＋φn）〕・dωdφ ……(8) したがつて(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ヤノグラ
ムSg（X′，ｚ）が得られる。
〔ｊ （ωt＋φn）〕・dωdφ ……(8) したがつて(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ヤノグラ
ムSg（X′，ｚ）が得られる。
Sg（x′，ｚ）＝１／（2π）2ξγGxy／Kl∫∫∞ -∞Ed
（ｔ，ｎ）・ exp〔−ｊ（ωt＋φn）〕dndt ……(9) FID信号は、通常(3)に式におけるξ値をFd（ｔ，
ｎ）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。
（ｔ，ｎ）・ exp〔−ｊ（ωt＋φn）〕dndt ……(9) FID信号は、通常(3)に式におけるξ値をFd（ｔ，
ｎ）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。
ここで磁場の矢印方法を第６図によりまとめて
説明する。第１ステツプでｚ軸方向の方向に線型
磁場勾配Gz（スライス用傾斜磁場）を設けて、あ
る周波数成分のみより成る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ステツプで上記(3)式を満足する
Gzを印加する。このとき印加される負のGxyは信
号を第３ステツプのτS時間後に発生させるための
もので、そのステツプ２における反転磁場は、磁
化を180°倒すものであり、ステツプ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。
説明する。第１ステツプでｚ軸方向の方向に線型
磁場勾配Gz（スライス用傾斜磁場）を設けて、あ
る周波数成分のみより成る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ステツプで上記(3)式を満足する
Gzを印加する。このとき印加される負のGxyは信
号を第３ステツプのτS時間後に発生させるための
もので、そのステツプ２における反転磁場は、磁
化を180°倒すものであり、ステツプ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。
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ステツプとして、
インパルス状の90°パルス（非選択励起用パルス）
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。）内の特定原子核ピンの磁化を90°倒
す。このとき、非選択励起パルス90°は、多くの
周波数成分を持つているので、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ステツプ
では、スライス部位を決定するための傾斜磁場
（通常はGz）は印加しない。
インパルス状の90°パルス（非選択励起用パルス）
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。）内の特定原子核ピンの磁化を90°倒
す。このとき、非選択励起パルス90°は、多くの
周波数成分を持つているので、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ステツプ
では、スライス部位を決定するための傾斜磁場
（通常はGz）は印加しない。
次に、この第１ステツプに引き続き第２ステツ
プにおいて、前記第１軸に沿う方向（この場合は
ｚ軸）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Gz）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、Gxy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Gz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
得る。
プにおいて、前記第１軸に沿う方向（この場合は
ｚ軸）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Gz）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、Gxy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Gz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
得る。
次に、この第２ステツプに引続き第３ステツプ
において、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つて信号を収集するための
傾斜磁場Gxy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ステツプでのGxyは、
投影方向により、Gx、Gy、Gxyを適宜選択でき
る。
において、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つて信号を収集するための
傾斜磁場Gxy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ステツプでのGxyは、
投影方向により、Gx、Gy、Gxyを適宜選択でき
る。
これら第１〜第３ステツプを前記位相情報を付
加するための傾斜磁場Gz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、この磁気共鳴信号に対して２次元フーリエ変
換処理を施す。
加するための傾斜磁場Gz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、スキヤノグラムを得る領域すべきの磁化を
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。
たり、スキヤノグラムを得る領域すべきの磁化を
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ヤノグラム（２次元
投影像）が得られる。
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ヤノグラム（２次元
投影像）が得られる。
さらに、第１ステツプにおいては、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（Gz）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ステツプ以降の手
順を図示の左方にシフトできる。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
になると、この時間短縮の程度は大きいものであ
る。
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（Gz）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ステツプ以降の手
順を図示の左方にシフトできる。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
になると、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。
者を拘束する時間の短縮化が図られ、臨床上有利
である。
本発明によれば、被検体中に存在するある特定
の原子核ピン密度の分布を、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、しかも対軸方向に満足
できる空間分解能でスキヤノグラムとして画像化
し得る方法を提供できる。
の原子核ピン密度の分布を、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、しかも対軸方向に満足
できる空間分解能でスキヤノグラムとして画像化
し得る方法を提供できる。
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ヤノグ
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〜ｃは同実施例における磁化の運動を示す模式
図（ａ；静磁場が印加されたとき、ｂ；90°パル
スを印加したとき、ｃ；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、H0……静磁場、１Ａ，１Ｂ…
…傾斜磁場コイル、H1……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。
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ヤノグ
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〜ｃは同実施例における磁化の運動を示す模式
図（ａ；静磁場が印加されたとき、ｂ；90°パル
スを印加したとき、ｃ；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、H0……静磁場、１Ａ，１Ｂ…
…傾斜磁場コイル、H1……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)
- １ MRI装置の静磁場中に被検体を置き、その
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
のスキヤ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ステツプと、この
第１ステツプに引続き行われるものであつて、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ステツプと、この第２ス
テツプに引続き行われるものであつて、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
沿つ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
ツ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次元フリーエ変換処理を施すことを特徴
とするMRI装置によるスキヤノグラム生成方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2191985A JPH0373131A (ja) | 1990-07-20 | 1990-07-20 | Ｍｒｉ装置によるスキャノグラム生成方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2191985A JPH0373131A (ja) | 1990-07-20 | 1990-07-20 | Ｍｒｉ装置によるスキャノグラム生成方法 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57170379A Division JPS5957640A (ja) | 1982-09-29 | 1982-09-29 | Ｍｒｉ装置によるスキャノグラム生成方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0373131A JPH0373131A (ja) | 1991-03-28 |
| JPH0579329B2 true JPH0579329B2 (ja) | 1993-11-02 |
Family
ID=16283713
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2191985A Granted JPH0373131A (ja) | 1990-07-20 | 1990-07-20 | Ｍｒｉ装置によるスキャノグラム生成方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0373131A (ja) |
-
1990
- 1990-07-20 JP JP2191985A patent/JPH0373131A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0373131A (ja) | 1991-03-28 |
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