JPH067318A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 許容できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有
する画像情報の取得を行なう。 【構成】 充分厚い領域を励起し、位相エンコード方向
のほかにスライス方向にもエンコーディングすることに
よって、厚いスライスの情報をこの方向のフーリエ変換
によって分解する磁気共鳴イメージング装置において、
前記スライス方向のエンコード数を２のべき乗数以外の
数を含む任意の整数とする手段と、この手段によって得
られるエコー信号データを計測空間に格納する手段と、
スライス方向フーリエ変換の点数を前記スライス方向エ
ンコード数以上のべき乗数とし、かつこの点数の設定に
より前記計測空間上の前記エコー信号データが格納され
ていない高周波域の領域に”０”データを格納させる手
段と、を備えた。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置に係り、特に、３次元フーリエ変換法を用いて画像
再構成がなされる磁気共鳴イメージング装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、いわゆる
核磁気共鳴（ＮＭＲ）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
する）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計
測データから該被検体の任意の断面を画像表示するもの
である。

【０００３】そして、このような磁気共鳴イメージング
装置において、近年では、いわゆる３次元フーリエ変換
法を用いて画像再構成がなされるものが知られるように
なった。

【０００４】ここで、３次元フーリエ変換法とは、充分
厚い領域を励起し、位相エンコード方向の他にスライス
方向にもエンコーディングを行なうことによって、厚い
スライスの情報をこの方向のフーリエ変換によって分解
し、薄いスライスの画像を得るものである。

【０００５】そして、この場合、スライス方向のエンコ
ード数は、この方向の離散フーリエ変換を行なう際に最
も都合の良いように、たとえば、８、１６、３２、６
４、１２８というように、２のべき乗数に設定されたも
のであった。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うに構成された磁気共鳴イメージング装置において行な
われる３次元フーリエ変換法は、上述のように、そのス
ライスエンコード数を２のべき乗数となるように設定し
ていたために、スライスエンコード数の増加にともなっ
て撮像時間および撮像領域（高周波磁場で励起される領
域で、スラブ厚と称される）が大幅に増大してしまうと
いう問題点が残されていた。

【０００７】たとえば、ＴＲ：５０ｍｓ、位相エンコー
ド数：２５６、加算回数１回の３次元フーリエ変換法を
用いた三次元計測において、６４スライスエンコード数
で領域が不足の場合、次の２のべき乗数である１２８ス
ライスエンコードを選択することになるが、この場合、
スライスエンコード数を６４から１２８に増大させなけ
ればならなくなり、 ΔＴｓ（秒）＝０.０５×２５６×（１２８−６４）＝
８１９.２ の式から明らかなように、実に１３分以上の撮像時間の
延長を招いてしまうことになっていた。

【０００８】また、特に血流描画にこのような三次元計
測を適用させた場合に、遅い流速の血流描出能が大幅に
低下してしまうという問題点が残されていた。

【０００９】たとえば、スライス厚：１ｍｍ、スライス
エンコード：３２で計測して得られる撮像領域は３２ｍ
ｍとなり、この場合において、関心領域をカバーするこ
とができず、スライスエンコード数を６４（スラブ厚：
６４ｍｍ）にして撮像領域を広げると、流入効果が充分
に得られなくなり抹消の血流描出能が大幅に低下してし
てしまっていた。

【００１０】本発明はこのような事情に基づいてなされ
たものであり、その目的とするところのものは、許容で
きる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の取
得を行ない得る磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とにある。

【００１１】また、本発明の他の目的は、血流描画に適
用させた場合、遅い流速の血流描出能を劣化させること
のない磁気共鳴イメージング装置を提供することにあ
る。

【００１２】

【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、基本的には、充分厚い領域を励起
し、位相エンコード方向のほかにスライス方向にもエン
コーディングすることによって、厚いスライスの情報を
この方向のフーリエ変換によって分解する磁気共鳴イメ
ージング装置において、前記スライス方向のエンコード
数を２のべき乗数以外の数を含む任意の整数とする手段
と、この手段によって得られるエコー信号データを計測
空間に格納する手段と、スライス方向フーリエ変換の点
数を前記スライス方向エンコード数以上のべき乗数と
し、かつこの点数の設定により前記計測空間上の前記エ
コー信号データが格納されていない高周波域の領域に”
０”データを格納させる手段と、を備えたことを特徴と
するものである。

【００１３】

【作用】このように構成された磁気共鳴イメージング装
置は、スライスエンコード数を２のべき乗以外の整数と
し、この場合において、計測時に印加されるスライスエ
ンコードの傾斜磁場の１ステップ分の強度は、スライス
厚を決定するのに必要な最大強度をスライスエンコード
数／２で除した値に設定されることになる。

【００１４】そして、このように１ステップ分の強度が
設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しなが
ら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スラ
イスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、
この計測によって得られるエコー信号データを計測空間
に格納することになる。

【００１５】さらに、このようにして格納された計測空
間上のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変
換に必要な点数となるように、前記計測空間上の前記エ
コー信号データが格納されていない高周波域の領域に”
０”データが格納されるようになり、その後フーリエ変
換によって画像再構成が行なわれるようになる。

【００１６】したがって、このようなことから、スライ
スエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定す
ることがなくなることから、撮像時間および撮像領域を
増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適な
スラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができ
る。

【００１７】また、上述した画像再構成を血流描画に適
用させた場合、撮像領域を増大させることがないことか
ら、抹消の血流描出能が低下するようなことはなくな
る。すなわち、撮像領域に数回の励起が与えられて信号
が低下している状態で、該撮像領域を通過する移動体
（血流）は、該撮像領域の面積が小さい程励起回数が少
なく、したがって、この部分の信号が大きくとれるから
である。

【００１８】

【実施例】図２は、本発明による磁気共鳴イメージング
装置の全体構成を示す概略ブロック図である。

【００１９】まず、同図において、この磁気共鳴イメー
ジング装置は、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３
と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケ
ンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成さ
れている。

【００２０】静磁場発生磁石２は、被検体の周りにその
体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発
生させるもので、該被検体１の周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式
の磁場発生手段が配置されている。

【００２１】磁場勾配発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方
向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場
コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とからなっている。
後述のシーケンサ７からの命令に従ってそれぞれのコイ
ルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、
Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に
印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方によ
り被検体１に対するスライス面を設定することができ
る。

【００２２】シーケンサ７は、上記被検体１の生体組織
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
波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰返し印
加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断
層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系４、磁場
勾配発生系３および受信系５にそれぞれ送るようになっ
ている。

【００２３】送信系４は、上記シーケンサ７から送り出
される高周波パルスにより被検体の生体組織を構成する
原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁
場を照射するもので、高周波発振器１１、変調器１２、
および高周波増幅器１３、高周波コイル１４ａとからな
っている。上記高周波発振器１１から出力された高周波
パルスをシーケンサ７の命令にしたがって変調器１２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１３で増幅した後に被検体１に近接して配置され
た高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が
上記被検体１に照射されるようになっている。

【００２４】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）
を検出するもので、高周波コイル１４ｂと増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とからなってい
る。高周波コイル１４ａから照射された電磁波による被
検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接
して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器
１５および直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１
７に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケン
サ７からの命令によるタイミングで直行位相検波器１６
によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、
その信号が信号処理系６に送られるようになっている。

【００２５】信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１８および磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等
のディスプレィ２０とからなっている。ＣＰＵ８でフー
リエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行ない、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行なって得られた分布を画像化してディスプレィ２
０に断層像として表示するようになっている。

【００２６】そして、図３は、前記シーケンサ７に組み
込まれたパルスシーケンスの一実施例を示す説明図で、
このパルスシーケンスに沿った動作で３次元フーリエ変
換法を用いた画像再構成がなされるようになっている。

【００２７】同図において、（ａ）は、高周波磁場の信
号の照射タイミングおよび被検体のスライス位置を選択
的に励起するためのエンベロープを示している。（ｂ）
は、スライス方向の傾斜磁場Ｇｚの印加のタイミングお
よびその振幅を変えて計測することを示している。
（ｃ）は、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙの印加の
タイミングおよびその振幅を変えて計測することを示し
ている。（ｄ）は、周波数エンコード方向の傾斜磁場Ｇ
ｘの印加のタイミングを示している。（ｅ）は、計測さ
れるエコー信号（ＮＭＲ信号）を示している。

【００２８】９０°パルス印加と同時に傾斜磁場Ｇｚを
印加すると、この傾斜磁場Ｇｚの強度に応じた検査部位
（断面）において、いわゆる巨視的磁化が９０°倒れ、
引き続きその回転位相がバラバラに乱れ始める。Ｔｅ／
２時間後に傾斜磁場Ｇｚの印加と同時に１８０°パルス
を印加すると該巨視的磁化は１８０°回転し、Ｔｅ時間
後に互に収束することになってエコー信号が発生するこ
とになる。

【００２９】このパルスシーケンスは、周知のスピンエ
コー法からなるもので、傾斜磁場Ｇｚの振幅を図示Ａの
ように変えて計測することに特徴を有し、これにより厚
いスライスの情報を得ることができるようになってい
る。

【００３０】ここで、図３のＡに示す該傾斜磁場Ｇｚに
おける傾斜磁場強度に対するスライス厚（スライス方向
分解能）、撮像領域（スラブ厚）、スライス位置の変化
分（スライスピッチ）の関係を図４（ａ）を用いて示
す。

【００３１】まず、スライス厚（スライス方向分解能）
Δｄは、次式（１）で示され、スライスエンコード傾斜
磁場強度の最大値Ｇｓｅによって決定され、スライスエ
ンコード数Ｎｓｅに依存しないことが判る。

【００３２】

【数１】 Δｄ＝π／（γ・Ｇｓｅ・Δｔ） ……（１） ここで、スライスエンコード傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の
増分をΔＧｓｅとすると、

【００３３】

【数２】 ΔＧｓｅ＝２・Ｇｓｅ／Ｎｓｅ ……（２） となる。そして、この計測によって得られる撮像領域
（スラブ厚）Ｄは、

【００３４】

【数３】 Ｄ＝２π／（γ・ΔＧｓｅ・Δｔ） ……（３） で表せる。

【００３５】したがって、上式（１）ないし（３）よ
り、

【００３６】

【数４】Δｄ＝Ｄ／Ｎｓｅ ……（４） となり、スライス厚はスラブ厚をスライスエンコード数
で除した値となる。

【００３７】一方、スライス位置の変化分（スライスピ
ッチ）ΔＰは、

【００３８】

【数５】ΔＰ＝Ｄ／Ｎｆｔ ……（５） となる。

【００３９】さらに、上式の関係を図４（ｂ）および
（ｃ）を用いて具体的に説明する。

【００４０】まず、２のべき乗以外のスライスエンコー
ド数としてたとえば４８スライスエンコードを選定した
場合を考える。

【００４１】ここで、離散フーリエ変換を効率良く行な
うためには、フーリエ変換の点数は２のべき乗とするの
がよいことから、４８以上の２のべき乗の数として６４
が選定される。

【００４２】スライスエンコード：６４、スライス厚：
１ｍｍの撮像を行なう場合のスライスエンコードの最大
傾斜磁場強度をＧ₆₄とすると、上式（１）よりＧｓｅの
値が等しければ、スライス厚も等しいことから、

【００４３】

【数６】Ｇ₄₈＝Ｇ₆₄ ……（６） となるようなＧ₄₈をかけることによって６４スライスエ
ンコード時と同じスライス厚１ｍｍの画像が得られるこ
とになる。

【００４４】また、Ｇｓｅは等しくてもＮｓｅは異なる
ため、上式（２）から傾斜磁場の１ｓｔｅｐ分の増分Δ
Ｇ₄₈は、

【００４５】

【数７】ΔＧ₄₈＝ ６４／４８・ΔＧ₆₄ ……（７） となる。

【００４６】また、上式（３）から、撮像領域（スラブ
厚）ＤはΔＧｓｅによって決定されるためスライスエン
コード６４の撮像領域に対して４８／６４だけ狭くなっ
てしまう。

【００４７】したがって、スライス厚一定のままスライ
スエンコード数を任意に設定することにより、任意に撮
像領域を設定することができるようになる。

【００４８】また、スラブ厚は４８／６４に減少する
が、スライス厚とスライス枚数は等しいことから、図５
（ｂ）のように、スライスピッチは、

【００４９】

【数８】ΔＰ₄₈＝４８／６４・ΔＰ₆₄ ……（８） で求められる。なお、図５（ａ）は、本実施例を適用し
ていない６４スライスエンコードの場合を示した説明図
である。

【００５０】このことから、スライスエンコード：６４
でフーリエ変換の点数が６４点であるならば、スライス
厚が１ｍｍのとき、スライスピッチΔＰ₆₄は１ｍｍとな
るが、ΔＰ₄₈は０.７５ｍｍとなる。

【００５１】ここで、４８スライスエンコードの場合は
４８スライスエンコード分のデータしかないため、図１
（ｃ）に示すように、計測空間上の高周波領域には”
０”をつめることによつて、６４スライスエンコード分
のデータを構成し、これにより、フーリエ変換の点数を
２のべき乗数としてフーリエ変換を行なう。

【００５２】なお、図１（ａ）は、本実施例を適用して
いない６４スライスエンコードの場合を示した説明図
で、また、図１（ｂ）は、第１スライスエンコードステ
ップ分の計測データを示す説明図である。

【００５３】上述した実施例のように構成した磁気共鳴
イメージング装置によれば、スライスエンコード数を２
のべき乗数以外の整数とし、この場合において、計測時
に印加されるスライスエンコードの傾斜磁場の１ステッ
プ分の強度は、スライス厚を決定するのに必要な最大強
度をスライスエンコード数／２で除した値に設定される
ことになる。

【００５４】そして、このように１ステップ分の強度が
設定されたスライスエンコードの傾斜磁場を印加しなが
ら、所定の繰返し時間ＴＲで、位相エンコード数×スラ
イスエンコード数×加算回数分のデータ計測を行ない、
この計測によって得られるエコー信号データを計測空間
に格納することになる。

【００５５】さらに、このようにして格納された計測空
間上のエコー信号データは、スライス方向のフーリエ変
換に必要な点数となるように、前記計測空間上の前記エ
コー信号データが格納されていない高周波域の領域に”
０”データが格納されるようになり、その後フーリエ変
換によって画像再構成が行なわれるようになる。

【００５６】したがって、このようなことから、スライ
スエンコード数を特に２のべき乗数となるように設定す
ることがなくなることから、撮像時間および撮像領域を
増大させることがなく、許容できる撮像時間内で最適な
スラブ厚を有する画像情報の取得を行なうことができ
る。

【００５７】そして、上述した構成を、特に、血流描画
に適用させることによって、遅い流速の血流描出能を劣
化させることがなくなる。この理由は、撮像領域に数回
の励起が与えられて信号が低下している状態で、該撮像
領域を通過する移動体（血流）は、該撮像領域の面積が
小さい程励起回数が少なく、したがって、この部分の信
号を大きくとれるからである。

【００５８】なお、本発明が適用される血流描画の方法
としては、たとえば次に示すように、Ｔｉｍｅ−ｏｆ−
ｆｌｉｇｈｔ法、Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法、
あるいはＰｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法等のようなも
のが知られている。

【００５９】Ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ法 同一の領域に対して、高周波磁場による励起をたとえば
１０ｍｓの短時間で連続的に行なった場合、該領域の組
織に含まれるスピンは飽和状態となり、得られる信号は
低いものになる。これに対して、血流に含まれるスピン
は随時該領域から流出し、新たに未飽和のスピンが流入
してくるため、相対的に他の組織により高い信号を得る
ことができる。この流入効果を利用して、複数枚のスラ
イスについて撮像を行ない、得られた画像を重ねあわせ
投影処理を行なうことによって血流の描画が得られるこ
とになる。

【００６０】Ｐｈａｓｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ法 たとえば時刻ｔ₁においてＸ₀の位置に２個のスピン
Ｓ₁、Ｓ₂が存在し、一方のスピンＳ₁は静止しており、
他方のスピンＳ₂は速度ｖでｘ方向に移動しているとし
た場合、図６に示すように、時刻ｔ₁からｔ₂までの周波
数エンコード方向の傾斜磁場Ｇｘの印加により、それぞ
れ次式（９）、（１０）に示す位相変化Φｓ、Φｆを受
けることになる。

【００６１】

【数９】

【００６２】

【数１０】

【００６３】この式（９）と式（１０）とから、

【００６４】

【数１１】

【００６５】となる。そして、この式（１１）から、静
止スピンＳ₁と移動スピンＳ₂との位相差は、移動速度ｖ
に比例していることがわかる。

【００６６】このため、図７（ａ）ないし（ｅ）に示す
標準的スピンエコーシーケンスにおいては、エコー信号
Ｅの計測の際に、同図（ｅ）に示すように、静止スピン
（破線カーブ）と移動スピン（実線カーブ）との位相が
揃わないこととなる。そこで、図８（ａ）ないし（ｅ）
に示すように負方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを追加することに
より、同図（ｅ）に示すようにエコー信号Ｅのピークに
一致して静止スピンと移動スピンとの位相が揃うことに
なる。

【００６７】ここで、前者のパルスシーケンスは位相感
応型シーケンスと称され、また後者のパルスシーケンス
は位相不感型シーケンスと称されている。

【００６８】位相不感型シーケンスでは、静止部分につ
いては位相感応型シーケンスで得られる信号強度と等強
度の信号が得られ、移動磁化の存在部位では位相拡散に
よる信号の欠損を抑え、位相感応型シーケンスより高い
信号が得られる。従って、図９に示すように、位相感応
型シーケンスで計測した位相感応画像Ｉ₁と位相不感型
シーケンスで計測した位相不感画像Ｉ₂との差をとって
差分画像Ｉ₃を得ることにより、たとえば血管２１内の
血流のような移動部分のみを画像化することができる。

【００６９】Ｐｈａｓｅ−ｃｏｎｔｒａｓｔ法 傾斜磁場の印加により血流内のスピンは位相回転を受け
ることから、図１０に示すような正負１対の傾斜磁場パ
ルスを印加した場合、その印加順序によって、血流内の
スピンは、流速に応じた位相回転Φｆ（−）、Φｆ
（＋）を受けることになる。この正負１対の傾斜磁場パ
ルスはフローエンコードパルスと称され、このフローエ
ンコードパルスの曲性を反転（＋−の順序を逆転）すれ
ば、位相回転の曲性も反転するため、これらを交互に印
加し得られる信号の複素差分をとれば、位相回転を受け
ない静止部分の信号は除去され、血流信号のみ検出され
ることになる。

【００７０】

【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、許容
できる撮像時間内で最適なスラブ厚を有する画像情報の
取得を行なうことができる。また、血流描画に適用させ
た場合、遅い流速の血流描出能を劣化させることがなく
なる。

【図面の簡単な説明】

【図１】（ｃ）は本発明によるＮＭＲイメージング装置
の原理を示す説明図、（ａ）、（ｂ）は従来の原理を示
す原理図である。

【図２】本発明によるＮＭＲイメージング装置の概略全
体構成図である。

【図３】本発明によるＮＭＲイメージング装置に適用さ
れるパルスシーケンスの一実施例を示す説明図である。

【図４】（ａ）は傾斜磁場に対するスライス厚等の関係
を示す説明図、（ｂ）は従来の方法における傾斜磁場に
対するスライス厚等の関係を示す説明図、（ｃ）は本発
明の方法における傾斜磁場に対するスライス厚等の関係
を示す説明図である。

【図５】（ａ）は従来におけるスライスピッチを示す説
明図、（ｂ）は本発明におけるスライスピッチを示す説
明図である。

【図６】血流描画原理を示すための説明図である。

【図７】血流描画原理を示すための説明図である。

【図８】血流描画を行なうためのパルスシーケンスであ
る。

【図９】血流のみを描画する説明図である。

【図１０】血流描画原理を示すための説明図である。

【符号の説明】

Ａ 傾斜磁場 ７ シーケンサ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｓ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 充分厚い領域を励起し、位相エンコード
   方向のほかにスライス方向にもエンコーディングするこ
   とによって、厚いスライスの情報をこの方向のフーリエ
   変換によって分解する磁気共鳴イメージング装置におい
   て、 前記スライス方向のエンコード数を２のべき乗数以外の
   数を含む任意の整数とする手段と、この手段によって得
   られるエコー信号データを計測空間に格納する手段と、
   スライス方向フーリエ変換の点数を前記スライス方向エ
   ンコード数以上のべき乗数とし、かつこの点数の設定に
   より前記計測空間上の前記エコー信号データが格納され
   ていない高周波域の領域に”０”データを格納させる手
   段と、を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング
   装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の発明を血流描画に適用さ
   せたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。