JP2000023942A - 生デ―タを取得するためのパルスシ―ケンスおよび核スピントモグラフィ装置 - Google Patents
生デ―タを取得するためのパルスシ―ケンスおよび核スピントモグラフィ装置Info
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- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＭＲ信号によって対象物から像を計算するた
めに生データを取得するためのパルスシーケンスにおい
て、ターボスピンエコーシーケンスの際の分解能損失を
回避する。 【解決手段】 ターボスピンエコーシーケンスにおい
て、核共鳴信号の位相コード化が、それぞれ励起の後に
生ずるエコーＥ１〜Ｅ７が生データマトリックスＲＤの
関連する行からのセグメントＳに対応付けられているよ
うな時間的経過で実行される。
めに生データを取得するためのパルスシーケンスにおい
て、ターボスピンエコーシーケンスの際の分解能損失を
回避する。 【解決手段】 ターボスピンエコーシーケンスにおい
て、核共鳴信号の位相コード化が、それぞれ励起の後に
生ずるエコーＥ１〜Ｅ７が生データマトリックスＲＤの
関連する行からのセグメントＳに対応付けられているよ
うな時間的経過で実行される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は生データを取得する
ためのパルスシーケンスおよび核スピントモグラフィ装
置に関する。
ためのパルスシーケンスおよび核スピントモグラフィ装
置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲ装置において像情報を取得するため
の特に速い方法はたとえば米国特許第5,545,990号明細
書に記載されているようないわゆるターボスピンエコー
法である。その際に核スピンは９０°高周波励起パルス
により励起され、続いて多くの１８０°高周波再焦点合
わせパルスにより再焦点合わせされる。これはいわゆる
反復時間ＴＲの間隔で、完全なＭＲ像用のすべてのデー
タが得られるまで、何回も繰り返される。この方法は、
各々の励起の後にただ１つの再焦点合わせが行われる、
すなわちただ１つの核共鳴信号が取得される従来のスピ
ンエコーシーケンスよりもはるかに速い。しかしなが
ら、普通一般にＴ１コントラストおよび陽子密度コント
ラスト用に使用されるターボスピンエコー法はスピンエ
コー法に比較して可視の分解能損失を有する。
の特に速い方法はたとえば米国特許第5,545,990号明細
書に記載されているようないわゆるターボスピンエコー
法である。その際に核スピンは９０°高周波励起パルス
により励起され、続いて多くの１８０°高周波再焦点合
わせパルスにより再焦点合わせされる。これはいわゆる
反復時間ＴＲの間隔で、完全なＭＲ像用のすべてのデー
タが得られるまで、何回も繰り返される。この方法は、
各々の励起の後にただ１つの再焦点合わせが行われる、
すなわちただ１つの核共鳴信号が取得される従来のスピ
ンエコーシーケンスよりもはるかに速い。しかしなが
ら、普通一般にＴ１コントラストおよび陽子密度コント
ラスト用に使用されるターボスピンエコー法はスピンエ
コー法に比較して可視の分解能損失を有する。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、ター
ボスピンエコーシーケンスの際の分解能損失を回避する
ことである。
ボスピンエコーシーケンスの際の分解能損失を回避する
ことである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】この課題は、本発明によ
れば、請求項１の特徴事項により解決される。その際
に、取得された核共鳴信号がもはや、従来のターボスピ
ンエコー法の際のように、個々の励起のなかのエコー数
に従ってではなく、励起に従ってグループ分けされて生
データマトリックスのセグメントに書込まれる。それに
よって生データマトリックスの縁行は、生データマトリ
ックスの中央の行と比較可能である振幅を有する。縁行
が像の分解能を決定するので、像の分解能が相応に改善
される。
れば、請求項１の特徴事項により解決される。その際
に、取得された核共鳴信号がもはや、従来のターボスピ
ンエコー法の際のように、個々の励起のなかのエコー数
に従ってではなく、励起に従ってグループ分けされて生
データマトリックスのセグメントに書込まれる。それに
よって生データマトリックスの縁行は、生データマトリ
ックスの中央の行と比較可能である振幅を有する。縁行
が像の分解能を決定するので、像の分解能が相応に改善
される。
【０００５】各々の高周波励起パルスの後で入射される
高周波再焦点合わせパルスの数は遅いほうの高周波励起
パルスの際には増大する。生データマトリックスの中央
の行はコントラストを決定するので、任意に長いエコー
列は、Ｔ１コントラストおよび陽子密度コントラストを
悪化することなしに、その中央の行用に使用され得な
い。しかし、生データマトリックスの縁行に対応付けら
れる遅いほうの核共鳴信号は決定的に分解能のみを決定
するので、それらの記録のためにより長いエコー列、す
なわちより大きい数の高周波再焦点合わせパルスが使用
され得る。
高周波再焦点合わせパルスの数は遅いほうの高周波励起
パルスの際には増大する。生データマトリックスの中央
の行はコントラストを決定するので、任意に長いエコー
列は、Ｔ１コントラストおよび陽子密度コントラストを
悪化することなしに、その中央の行用に使用され得な
い。しかし、生データマトリックスの縁行に対応付けら
れる遅いほうの核共鳴信号は決定的に分解能のみを決定
するので、それらの記録のためにより長いエコー列、す
なわちより大きい数の高周波再焦点合わせパルスが使用
され得る。
【０００６】請求項４による測定値の平均化により生デ
ータマトリックスのなかの振幅跳躍が回避され得る。
ータマトリックスのなかの振幅跳躍が回避され得る。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下、図１ないし図７に示されて
いる実施形態により本発明を一層詳細に説明する。
いる実施形態により本発明を一層詳細に説明する。
【０００８】本発明の課題を説明するため、図１および
図２に先ず従来のターボスピンエコー法の際の核共鳴信
号の配列が示されている。９０°ＨＦ励起パルスＲＦ１
にこの実施形態では５つの１８０°ＨＦ再焦点合わせパ
ルスＲＦＲが続く。これらのＨＦ再焦点合わせパルスＲ
ＦＲの各々の後で核共鳴信号がエコーＥ１〜Ｅ５の形態
で測定される。反復時間ＴＲの間隔で励起および再焦点
合わせからのその後のパルス列が続く。
図２に先ず従来のターボスピンエコー法の際の核共鳴信
号の配列が示されている。９０°ＨＦ励起パルスＲＦ１
にこの実施形態では５つの１８０°ＨＦ再焦点合わせパ
ルスＲＦＲが続く。これらのＨＦ再焦点合わせパルスＲ
ＦＲの各々の後で核共鳴信号がエコーＥ１〜Ｅ５の形態
で測定される。反復時間ＴＲの間隔で励起および再焦点
合わせからのその後のパルス列が続く。
【０００９】エコーＥごとに、位相に感ずる復調、サン
プリングおよびディジタル化によりｍ個の測定値が取得
され、これらがエコーＥごとに生データマトリックスＲ
Ｄの行に書込まれる。個々のエコーの位相コード化によ
り公知のようにｋ空間行へのそのつどのエコーの対応付
けが確定される。従来のターボスピンエコー法では生デ
ータマトリックスは、各々の励起の後のエコーＥの数に
相応する複数個のセグメントＳに分けられる。各々のセ
グメントは、完全な像データレコードを作成するための
励起の数に相応する複数個の行を有する。個々のエコー
に対する測定値の配列はいま、中央セグメントにすべて
の励起のすべての第１のエコーＥ１が書込まれるように
行われる。その基礎となっているのは、生データマトリ
ックスの中央の行が決定的に像コントラストおよびＳＮ
比を決定するという事実である。従って、ＳＮ比を顧慮
して、最高の振幅を有する信号を中央のｋ空間行に対し
て使用するように努められる。しかし、図１で認識され
るように、信号振幅はＴ２緩和時間を有する励起からの
間隔の増大と共に低下する。さらに注意すべきこととし
て、第１のエコーＥ１は最も強い陽子密度（Ｐｄ）また
はＴ１重みを有し、またそれによって望まれる仕方で像
の陽子密度コントラストまたはＴ１コントラストを決定
する。それに対してその後のエコーはＴ２重みを有す
る。しかし、これらは縁行のなかで像コントラストへの
影響が小さいので、望まれるＴ１コントラストまたは陽
子密度コントラストはほとんど乱されない。
プリングおよびディジタル化によりｍ個の測定値が取得
され、これらがエコーＥごとに生データマトリックスＲ
Ｄの行に書込まれる。個々のエコーの位相コード化によ
り公知のようにｋ空間行へのそのつどのエコーの対応付
けが確定される。従来のターボスピンエコー法では生デ
ータマトリックスは、各々の励起の後のエコーＥの数に
相応する複数個のセグメントＳに分けられる。各々のセ
グメントは、完全な像データレコードを作成するための
励起の数に相応する複数個の行を有する。個々のエコー
に対する測定値の配列はいま、中央セグメントにすべて
の励起のすべての第１のエコーＥ１が書込まれるように
行われる。その基礎となっているのは、生データマトリ
ックスの中央の行が決定的に像コントラストおよびＳＮ
比を決定するという事実である。従って、ＳＮ比を顧慮
して、最高の振幅を有する信号を中央のｋ空間行に対し
て使用するように努められる。しかし、図１で認識され
るように、信号振幅はＴ２緩和時間を有する励起からの
間隔の増大と共に低下する。さらに注意すべきこととし
て、第１のエコーＥ１は最も強い陽子密度（Ｐｄ）また
はＴ１重みを有し、またそれによって望まれる仕方で像
の陽子密度コントラストまたはＴ１コントラストを決定
する。それに対してその後のエコーはＴ２重みを有す
る。しかし、これらは縁行のなかで像コントラストへの
影響が小さいので、望まれるＴ１コントラストまたは陽
子密度コントラストはほとんど乱されない。
【００１０】要約すると、従来の方法では生データマト
リックスの中央の行が、最適なＳＮ比とＴ１重みまたは
陽子密度重みとが得られるように、最高の振幅も最高の
Ｔ１重みまたは陽子密度重みも有するエコー信号により
占められていると言うことができる。縁に向かって極め
て小さい振幅およびＴ２重みを有するエコーが配置され
るが、その際にこれらはＳＮ比にも像コントラストにも
決定的に影響せずに、像分解能にのみ作用する。
リックスの中央の行が、最適なＳＮ比とＴ１重みまたは
陽子密度重みとが得られるように、最高の振幅も最高の
Ｔ１重みまたは陽子密度重みも有するエコー信号により
占められていると言うことができる。縁に向かって極め
て小さい振幅およびＴ２重みを有するエコーが配置され
るが、その際にこれらはＳＮ比にも像コントラストにも
決定的に影響せずに、像分解能にのみ作用する。
【００１１】Ｔ１重みまたはＰｄ重みを有する現在のタ
ーボスピンエコーシーケンスでは励起あたり通常一般に
３つないし５つのエコーが再焦点合わせをされる。その
際に、エコー・エコー間隔がおよそ１０ｍｓ〜２０ｍｓ
にあるように、比較的低い読出し帯域幅が使用される。
ーボスピンエコーシーケンスでは励起あたり通常一般に
３つないし５つのエコーが再焦点合わせをされる。その
際に、エコー・エコー間隔がおよそ１０ｍｓ〜２０ｍｓ
にあるように、比較的低い読出し帯域幅が使用される。
【００１２】従来のターボスピンエコー法の際に生ず
る、像の分解能を決定する生データマトリックスの縁行
のＴ２重みは、従来のターボスピンエコーシーケンスに
くらべて著しい分解能損失を惹起する。この分解能損失
は、励起あたり再焦点合わせされるエコーの数が増大す
ると、強められて生ずる。なぜならば、それによって励
起の時間間隔、従って最後のエコーの信号振幅が減少す
るからである。分解能損失はさらに緩和時間Ｔ２の減少
と共に増大する。
る、像の分解能を決定する生データマトリックスの縁行
のＴ２重みは、従来のターボスピンエコーシーケンスに
くらべて著しい分解能損失を惹起する。この分解能損失
は、励起あたり再焦点合わせされるエコーの数が増大す
ると、強められて生ずる。なぜならば、それによって励
起の時間間隔、従って最後のエコーの信号振幅が減少す
るからである。分解能損失はさらに緩和時間Ｔ２の減少
と共に増大する。
【００１３】本発明の実施形態が以下に図３ないし６に
より示されている。図３は図１に準拠して先ずエコーパ
ルス列を示し、その際にこの例では励起ＨＦパルスＲＦ
１による最初の励起の後に９つのエコーＥ１ないしＥ９
が再焦点合わせされる。Ｔ２降下に基づいて最後のエコ
ーＥ９の振幅を決定する、励起と最後のエコーＥ９との
間の時間間隔を過度に大きくしないために、エコー・エ
コー間隔が約４〜５ｍｓとなるように、比較的高い読出
し帯域幅が使用される。読出し継続時間は公知のように
読出し帯域幅と反比例関係にある。
より示されている。図３は図１に準拠して先ずエコーパ
ルス列を示し、その際にこの例では励起ＨＦパルスＲＦ
１による最初の励起の後に９つのエコーＥ１ないしＥ９
が再焦点合わせされる。Ｔ２降下に基づいて最後のエコ
ーＥ９の振幅を決定する、励起と最後のエコーＥ９との
間の時間間隔を過度に大きくしないために、エコー・エ
コー間隔が約４〜５ｍｓとなるように、比較的高い読出
し帯域幅が使用される。読出し継続時間は公知のように
読出し帯域幅と反比例関係にある。
【００１４】従来の技術の際のように図４に示されてい
る生データマトリックスの行は再びセグメントに分けら
れるが、この場合にはセグメントがもはや特定のエコー
番号に対応付けられておらずに、特定の励起に対応付け
られている。中央セグメントに第１の励起ｅｘｃ１の９
つのエコーＥ１〜Ｅ９が書込まれ、正方向に続くセグメ
ントＳ１に第２の励起ｅｘｃ２のエコーが書込まれ、負
方向に続くセグメントＳ−１に第３の励起ｅｘｃ３のす
べてのエコーが書込まれる（以下同様）。この形式の配
列により縁セグメントのエコー振幅およびＴ２重みはほ
ぼ中央セグメントのエコー振幅およびＴ２重みに相当
し、従ってＴ２降下による上記分解能損失は生じない。
る生データマトリックスの行は再びセグメントに分けら
れるが、この場合にはセグメントがもはや特定のエコー
番号に対応付けられておらずに、特定の励起に対応付け
られている。中央セグメントに第１の励起ｅｘｃ１の９
つのエコーＥ１〜Ｅ９が書込まれ、正方向に続くセグメ
ントＳ１に第２の励起ｅｘｃ２のエコーが書込まれ、負
方向に続くセグメントＳ−１に第３の励起ｅｘｃ３のす
べてのエコーが書込まれる（以下同様）。この形式の配
列により縁セグメントのエコー振幅およびＴ２重みはほ
ぼ中央セグメントのエコー振幅およびＴ２重みに相当
し、従ってＴ２降下による上記分解能損失は生じない。
【００１５】有利な仕方で縁セグメントに対して励起あ
たりのエコーの数を高くすることができる。たとえば励
起２ないし５ではそれぞれ３３個のエコーを取得するこ
とができる。それによって確かに励起の後の最初のエコ
ーから最後のエコーへのＴ２降下に基づく信号降下はよ
り大きくなるが、このことは縁セグメントではあまり障
害とならない。
たりのエコーの数を高くすることができる。たとえば励
起２ないし５ではそれぞれ３３個のエコーを取得するこ
とができる。それによって確かに励起の後の最初のエコ
ーから最後のエコーへのＴ２降下に基づく信号降下はよ
り大きくなるが、このことは縁セグメントではあまり障
害とならない。
【００１６】図４による実施形態では、像質を悪化させ
得る個々のセグメントの間の比較的強い振幅跳躍が生ず
る。このことを回避するため、米国特許第 5,545,990号
明細書に提案されている方法に基づいて、相い異なって
取得された生データレコードの平均化を行い得る。これ
はたとえば図５に示されている。そのために、例では励
起の数を５から１０へ倍増することによって、２つの完
全なデータレコードを取得する、すなわち２つの完全な
生データマトリックスＲＤ１，ＲＤ２を占有する。両方
のデータレコードＲＤ１，ＲＤ２は同一にセグメント化
されている。第１の励起のエコーは第１のデータレコー
ドＲＤ１の中央セグメントに書込まれ、第２の励起Ｅｘ
ｃ２のエコーは第２のデータレコードＲＤ２の中央のセ
グメントに書込まれ、第３の励起のエコーは第１の生デ
ータマトリックスのセグメントＳ１に書込まれ、第４の
励起Ｅｘｃ４のエコーは第２の生データマトリックスの
セグメントＳ１に書込まれる（以下同様）。この場合に
もちろん励起あたりのエコーの数は第１および第２の生
データレコードＲＤ１およびＲＤ２のなかの付属の励起
のなかで合致していなければならない。位相コード化は
その際に、占有されるｋ空間行の順序が両方の生データ
レコードのなかで逆向きに延びるように制御される。換
言すれば、生データレコードＲＤ１では各々の励起の最
初のエコーが当該セグメントの最も高い行番号に対応付
けら、各々の励起の最後のエコーが相応のセグメントの
最も低い行番号に対応付けられている。それに対してデ
ータレコードＲＤ２では各々の励起の最初のエコーが当
該セグメントの最も低い行番号に対応付けられ、また最
後のエコーが最も高い行番号に対応付けられている。そ
れによって各々のセグメントに対して生データレコード
ＲＤ１およびＲＤ２の行にわたって逆方向の振幅経過が
生ずる（図５では参照符号ＡＲＤ１またはＡＲＤ２を付
して示されている）。いま両方のデータレコードを加え
合わせると（または換言すれば、平均化すると）、図５
の右側部分に参照符号ＡＳｕで示されているようなほぼ
均された振幅経過が得られる。
得る個々のセグメントの間の比較的強い振幅跳躍が生ず
る。このことを回避するため、米国特許第 5,545,990号
明細書に提案されている方法に基づいて、相い異なって
取得された生データレコードの平均化を行い得る。これ
はたとえば図５に示されている。そのために、例では励
起の数を５から１０へ倍増することによって、２つの完
全なデータレコードを取得する、すなわち２つの完全な
生データマトリックスＲＤ１，ＲＤ２を占有する。両方
のデータレコードＲＤ１，ＲＤ２は同一にセグメント化
されている。第１の励起のエコーは第１のデータレコー
ドＲＤ１の中央セグメントに書込まれ、第２の励起Ｅｘ
ｃ２のエコーは第２のデータレコードＲＤ２の中央のセ
グメントに書込まれ、第３の励起のエコーは第１の生デ
ータマトリックスのセグメントＳ１に書込まれ、第４の
励起Ｅｘｃ４のエコーは第２の生データマトリックスの
セグメントＳ１に書込まれる（以下同様）。この場合に
もちろん励起あたりのエコーの数は第１および第２の生
データレコードＲＤ１およびＲＤ２のなかの付属の励起
のなかで合致していなければならない。位相コード化は
その際に、占有されるｋ空間行の順序が両方の生データ
レコードのなかで逆向きに延びるように制御される。換
言すれば、生データレコードＲＤ１では各々の励起の最
初のエコーが当該セグメントの最も高い行番号に対応付
けら、各々の励起の最後のエコーが相応のセグメントの
最も低い行番号に対応付けられている。それに対してデ
ータレコードＲＤ２では各々の励起の最初のエコーが当
該セグメントの最も低い行番号に対応付けられ、また最
後のエコーが最も高い行番号に対応付けられている。そ
れによって各々のセグメントに対して生データレコード
ＲＤ１およびＲＤ２の行にわたって逆方向の振幅経過が
生ずる（図５では参照符号ＡＲＤ１またはＡＲＤ２を付
して示されている）。いま両方のデータレコードを加え
合わせると（または換言すれば、平均化すると）、図５
の右側部分に参照符号ＡＳｕで示されているようなほぼ
均された振幅経過が得られる。
【００１７】生データマトリックスの行のなかの個々の
測定信号の配列は知られているように核共鳴信号の位相
コード化により確定される。生データマトリックスは一
般にｋ空間と呼ばれる測定データ空間として考察するこ
とができる。ｋ空間に対しては下記の定義が当てはま
る。
測定信号の配列は知られているように核共鳴信号の位相
コード化により確定される。生データマトリックスは一
般にｋ空間と呼ばれる測定データ空間として考察するこ
とができる。ｋ空間に対しては下記の定義が当てはま
る。
【数１】 ここでγはラーモア定数、ＧＸ、ＧＹ、ＧＺは直角座標
系のｘ、ｙまたはｚ方向の磁界勾配である。
系のｘ、ｙまたはｚ方向の磁界勾配である。
【００１８】ｋ空間のなかの生データレコード、すなわ
ち図４による生データマトリックスＲＤからいま像を再
構成することができる。なぜならば、ローカル空間（す
なわち像）とｋ空間との間に数学的に下記の多次元フー
リエ変換に関する関係が存在するからである。
ち図４による生データマトリックスＲＤからいま像を再
構成することができる。なぜならば、ローカル空間（す
なわち像）とｋ空間との間に数学的に下記の多次元フー
リエ変換に関する関係が存在するからである。
【数２】 ここでρ（ｘ，ｙ，ｚ）はスピン密度分布、Ｅは得られ
た信号である。測定値は離散的な数値として存在するの
で、フーリエ変換は離散的なフーリエ変換としてＦＥＴ
（高速フーリエ変換）により実行される。
た信号である。測定値は離散的な数値として存在するの
で、フーリエ変換は離散的なフーリエ変換としてＦＥＴ
（高速フーリエ変換）により実行される。
【００１９】前記のように、各々の信号Ｅは生データマ
トリックスの行を占有する。行位置はその際に上述の実
施形態に相応して値ｋｙにより、すなわちｙ方向の先行
の位相コード化勾配にわたる時間積分により確定されて
いる。
トリックスの行を占有する。行位置はその際に上述の実
施形態に相応して値ｋｙにより、すなわちｙ方向の先行
の位相コード化勾配にわたる時間積分により確定されて
いる。
【００２０】図６には核共鳴信号の位相コード化の例が
上記の生データマトリックスＲＤのセグメントＳ０の７
つのエコーに対して示されている。第１の行には後続の
１８０°ＨＦ再焦点合わせパルスを有する９０°ＨＦ励
起パルスが示されている。各々のＨＦ励起パルスＲＦＲ
の後に、行２による読出し勾配ＧＲの作用により周波数
コード化されるエコーＥが続いている。この周波数コー
ド化により生データマトリックスＲＤの行方向に位相分
散が生ずる。位相コード化勾配ＧＤは第３の行に示され
ている。第１のエコーＥ１は、ｋ空間位置に相応して中
央セグメントＳ０のなかで最上の行を占有するように、
最も強く正方向に位相コード化される。続いて、このエ
コーＥ１に対する位相コード化が、ターボスピンエコー
シーケンスの際にはよく行われているように、再びリセ
ットされる。後続のエコーはより低い振幅により、位相
コード化を有しておらず従って生データマトリックスＲ
Ｄの０行を占有するエコーＥ４まで位相コード化され
る。続いてエコーはますます負に位相コード化される。
上記の生データマトリックスＲＤのセグメントＳ０の７
つのエコーに対して示されている。第１の行には後続の
１８０°ＨＦ再焦点合わせパルスを有する９０°ＨＦ励
起パルスが示されている。各々のＨＦ励起パルスＲＦＲ
の後に、行２による読出し勾配ＧＲの作用により周波数
コード化されるエコーＥが続いている。この周波数コー
ド化により生データマトリックスＲＤの行方向に位相分
散が生ずる。位相コード化勾配ＧＤは第３の行に示され
ている。第１のエコーＥ１は、ｋ空間位置に相応して中
央セグメントＳ０のなかで最上の行を占有するように、
最も強く正方向に位相コード化される。続いて、このエ
コーＥ１に対する位相コード化が、ターボスピンエコー
シーケンスの際にはよく行われているように、再びリセ
ットされる。後続のエコーはより低い振幅により、位相
コード化を有しておらず従って生データマトリックスＲ
Ｄの０行を占有するエコーＥ４まで位相コード化され
る。続いてエコーはますます負に位相コード化される。
【００２１】図７にはＴ２降下に基づくエコーＥ１〜Ｅ
７の振幅経過が示されている。その際に、パルス列の遅
いほうのエコーは明らかにより低い振幅を有するが、２
つの完全な生データレコードの取得の後に上記の平均化
により再び等しくされ得ることが明らかになる。
７の振幅経過が示されている。その際に、パルス列の遅
いほうのエコーは明らかにより低い振幅を有するが、２
つの完全な生データレコードの取得の後に上記の平均化
により再び等しくされ得ることが明らかになる。
【００２２】補足的に言及すべきこととして、ここに説
明された方法は、生データマトリックスのすべての行で
はなく、その半分よりもやや多い行のみが測定される半
フーリエ法とも組み合わされ得る。生データマトリック
スは理想的な場合には共役対称であるから、生データレ
コードの半分を測定すれば完全な像の作成のために十分
である。
明された方法は、生データマトリックスのすべての行で
はなく、その半分よりもやや多い行のみが測定される半
フーリエ法とも組み合わされ得る。生データマトリック
スは理想的な場合には共役対称であるから、生データレ
コードの半分を測定すれば完全な像の作成のために十分
である。
【００２３】さらに、説明された方法により、それ自体
は公知の仕方で、位相コード化勾配と読出し勾配とに対
して垂直な方向に別の位相コード化が実行されることに
よって、三次元のデータレコードも作成され得る。この
ような方法はそれ自体十分に知られているので、ここで
これ以上に詳細に説明する必要はない。
は公知の仕方で、位相コード化勾配と読出し勾配とに対
して垂直な方向に別の位相コード化が実行されることに
よって、三次元のデータレコードも作成され得る。この
ような方法はそれ自体十分に知られているので、ここで
これ以上に詳細に説明する必要はない。
【００２４】図８には核スピントモグラフィ装置の構成
がごく簡単化して示されている。これは、電流供給部１
１から給電されて均一な基本磁界を発生する磁石システ
ム１〜４から成っている。磁石システムのなかに、勾配
増幅器１２により駆動される勾配コイルシステム７、８
が設けられている。勾配コイルシステムは座標系６の３
つの空間方向ｘ、ｙ、ｚに磁界勾配を発生するべく構成
されている。検査対象物５は、高周波送信ユニット１４
と高周波受信ユニット１５とに接続されている高周波ア
ンテナ９により囲まれている。高周波送信ユニット１４
および高周波受信ユニット１５は、なかんずく受信した
信号をサンプリングし、位相に感ずる復調をする高周波
システム１６の構成部分である。復調された信号から像
コンピュータ１７により像が構成され、この像がモニタ
ー１８に表示される。すべてのユニットは制御コンピュ
ータ２０により、たとえば図６によるパルスシーケンス
が得られるように、また生データメモリのなかに生デー
タの上記の配列が行われるように駆動される。
がごく簡単化して示されている。これは、電流供給部１
１から給電されて均一な基本磁界を発生する磁石システ
ム１〜４から成っている。磁石システムのなかに、勾配
増幅器１２により駆動される勾配コイルシステム７、８
が設けられている。勾配コイルシステムは座標系６の３
つの空間方向ｘ、ｙ、ｚに磁界勾配を発生するべく構成
されている。検査対象物５は、高周波送信ユニット１４
と高周波受信ユニット１５とに接続されている高周波ア
ンテナ９により囲まれている。高周波送信ユニット１４
および高周波受信ユニット１５は、なかんずく受信した
信号をサンプリングし、位相に感ずる復調をする高周波
システム１６の構成部分である。復調された信号から像
コンピュータ１７により像が構成され、この像がモニタ
ー１８に表示される。すべてのユニットは制御コンピュ
ータ２０により、たとえば図６によるパルスシーケンス
が得られるように、また生データメモリのなかに生デー
タの上記の配列が行われるように駆動される。
【図１】通常のターボスピンエコー法によるパルス列の
例を示す概略図。
例を示す概略図。
【図２】従来のスピンエコー法によるスピンエコーの配
列およびそれらの振幅を示す概略図。
列およびそれらの振幅を示す概略図。
【図３】本発明の実施形態としてのパルス列を示す概略
図。
図。
【図４】生データマトリックスのなかのスピンエコーの
配列のための実施形態ならびに本発明の実施形態として
の相応の振幅経過を示す概略図。
配列のための実施形態ならびに本発明の実施形態として
の相応の振幅経過を示す概略図。
【図５】核共鳴信号の平均化のための実施形態を示す概
略図。
略図。
【図６】核共鳴信号の位相コード化のための実施形態を
示す概略図。
示す概略図。
【図７】エコー列にわたる核共鳴信号のＴ２降下を示す
概略図。
概略図。
【図８】本発明を実施するための装置の実施形態を示す
概略図。
概略図。
１〜４ 磁石システム ５ 検査対象物 ６ 座標系 ７、８ 勾配コイルシステム ９ 高周波アンテナ １１ 電流供給部 １２ 勾配増幅器 １４ 高周波送信ユニット １５ 高周波受信ユニット １６ 高周波システム １７ 像コンピュータ １８ モニター ２０ 制御コンピュータ Ｅ エコー、信号、核共鳴信号 ＧＰ 位相コード化勾配 ＲＤ１、ＲＤ２ 生データマトリックス ＲＦ１ ＨＦ励起パルス ＲＦＲ 再焦点合わせパルス Ｓ セグメント ＴＲ 反復時間 Ｔ２ 緩和時間
Claims (8)
- 【請求項１】 ＭＲ信号によって対象物から像を計算す
るために生データを取得するためのパルスシーケンスに
おいて、 ａ）反復時間（ＴＲ）により対象物にＨＦ励起パルス
（ＲＦ）が入射され、 ｂ）各々の励起パルスの後にｎ個のＨＦ再焦点合わせパ
ルス（ＲＦＲ１〜ＲＦＲｎ）が入射され、 ｃ）各々のＨＦ再焦点合わせパルス（ＲＦＲ１〜ＲＦＲ
ｎ）の後に少なくとも１つの核共鳴信号（Ｅ）が取得さ
れ、 ｄ）各々の核共鳴信号（Ｅ）が予め設定された位相コー
ド化勾配により少なくとも１つの方向に位相コード化さ
れ、 ｅ）核共鳴信号（Ｅ）がサンプリングされてディジタル
化され、位相に感ずる復調をされ、またそれらの位相コ
ード化に相応する順序で生データマトリックス（ＲＤ）
に書込まれ、 ｆ）核共鳴信号の位相コード化が、それぞれ励起の後に
生ずるエコー（Ｅ）が生データマトリックス（ＲＤ）の
関連する行からのセグメント（Ｓ）に対応付けられてい
るような時間的経過で実行されることを特徴とするパル
スシーケンス。 - 【請求項２】 生データマトリックス（ＲＤ）の中央の
行に対応付けられている核共鳴信号（Ｓ）が第１のＨＦ
励起パルス（ＲＦ１）の後で、また生データマトリック
スの中央から増大する間隔を有する行に対応付けられて
いる核共鳴信号（Ｓ）がますます遅いほうのＨＦ励起パ
ルス（ＲＦ）の後で取得されることを特徴とする請求項
１記載のパルスシーケンス。 - 【請求項３】 各々のＨＦ励起パルス（ＲＦ）の後で入
射されるＨＦ再焦点合わせパルス（ＲＦＲ）の数が遅い
ほうのＨＦ励起パルス（ＲＦ）の際には増大することを
特徴とする請求項２記載のパルスシーケンス。 - 【請求項４】 少なくとも１つのセグメント（Ｓ）の各
々の行に対して２つの測定値がＴ２降下に基づいて相い
異なる信号振幅を有する２つの相い異なるＨＦ励起パル
ス（ＲＦ）の後で取得され、これらの両測定値が平均化
されることを特徴とする請求項１ないし３の１つに記載
のパルスシーケンス。 - 【請求項５】 少なくとも１つのセグメント（Ｓ）のす
べての行に対する測定値が２つの相い続くＨＦ励起パル
ス（ＲＦ）の後で生データマトリックスの行占有の時間
的に逆の順序で取得され、その際に各々の行に対する測
定値が平均化されることを特徴とする請求項４記載のパ
ルスシーケンス。 - 【請求項６】 勾配増幅器（１２）および高周波送信・
受信ユニット（１６）を駆動するための制御装置（２
０）と、メモリユニット（１７ａ）とを備え、メモリユ
ニットのなかに、高周波送信・受信ユニット（１６）か
ら取得されて復調されかつディジタル化されたサンプリ
ング値がそれらの位相ファクタに従って並べられて記憶
され、その際に送信・受信ユニット（１６）から反復時
間（ＴＲ）により複数のＨＦ励起パルス（ＲＦ）が、ま
た各々のＨＦ励起パルス（ＲＦ）の後に複数のＨＦ再焦
点合わせパルス（ＲＦＲ）が発生され、その際に勾配増
幅器（１２）が、各々のＨＦ再焦点合わせパルス（ＲＦ
Ｒ）の後に複数の直接的に相い続く位相コード化ステッ
プが実行されるように制御されることを特徴とする核ス
ピントモグラフィ装置。 - 【請求項７】 ｋ空間の半分よりもいくらか多くの空間
のみが核共鳴信号により占有されることを特徴とする請
求項１ないし５の１つに記載のパルスシーケンス。 - 【請求項８】 三次元の生データマトリックスが得られ
るように、層選択方向にも位相コード化勾配がスイッチ
ングされることを特徴とする請求項１ないし６の１つに
記載のパルスシーケンス。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19824762A DE19824762C2 (de) | 1998-06-03 | 1998-06-03 | Pulssequenz zur Gewinnung von Rohdaten und Kernspintomographiegerät |
| DE19824762.1 | 1998-06-03 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000023942A true JP2000023942A (ja) | 2000-01-25 |
Family
ID=7869757
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11154039A Withdrawn JP2000023942A (ja) | 1998-06-03 | 1999-06-01 | 生デ―タを取得するためのパルスシ―ケンスおよび核スピントモグラフィ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6420870B1 (ja) |
| JP (1) | JP2000023942A (ja) |
| DE (1) | DE19824762C2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014014400A (ja) * | 2012-07-06 | 2014-01-30 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及びｆｓｅ撮像方法 |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19962476B4 (de) * | 1999-12-24 | 2004-04-08 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren zur bildgebenden Untersuchung einer Probe mittels einer Aufnahmesequenz und Umordnung von Echosignalen |
| US6486667B1 (en) * | 2000-03-31 | 2002-11-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Combination of fluid-attenuated inversion-recovery complex images acquired using magnetic resonance imaging |
| US8653816B2 (en) * | 2009-11-04 | 2014-02-18 | International Business Machines Corporation | Physical motion information capturing of a subject during magnetic resonce imaging automatically motion corrected by the magnetic resonance system |
| US8482281B2 (en) * | 2010-04-01 | 2013-07-09 | General Electric Company | Apparatus and method for parallel transmission of RF pulses in a spin echo sequence |
| US10353035B2 (en) * | 2015-07-23 | 2019-07-16 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | System and method for magnetic resonance imaging reconstruction using novel k-space sampling sequences |
| CN106646302B (zh) * | 2015-10-29 | 2019-11-19 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种磁共振成像方法 |
| CN106361336B (zh) * | 2015-07-23 | 2020-12-04 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种磁共振成像方法及系统 |
| DE102017221154A1 (de) | 2017-11-27 | 2019-05-29 | Siemens Healthcare Gmbh | Verbesserung der Bildqualität bei Dixon-Turbo-Spin-Echo-Sequenzen |
| CN109917315B (zh) | 2019-04-30 | 2021-09-28 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 磁共振成像扫描方法、装置、计算机设备和存储介质 |
| JP7374822B2 (ja) * | 2020-03-09 | 2023-11-07 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| EP0572075B1 (en) * | 1992-05-27 | 1998-08-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for magnetic resonance imaging |
| US5402067A (en) * | 1993-08-04 | 1995-03-28 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Apparatus and method for rare echo imaging using k-space spiral coverage |
| US5545990A (en) * | 1994-03-25 | 1996-08-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Averaging of identically phase-encoded MR signals to reduce image degradation caused by spin-spin relaxation |
| US5532595A (en) * | 1994-04-18 | 1996-07-02 | Picker International, Inc. | Three-dimensional spiral echo volume imaging |
| DE19616387C2 (de) * | 1996-04-24 | 2002-09-19 | Siemens Ag | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät |
| US5825185A (en) * | 1996-11-27 | 1998-10-20 | Picker International, Inc. | Method for magnetic resonance spin echo scan calibration and reconstruction |
| US6252400B1 (en) * | 1999-03-18 | 2001-06-26 | Picker International, Inc. | Spin and field echo (safe) FSE |
-
1998
- 1998-06-03 DE DE19824762A patent/DE19824762C2/de not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-06-01 JP JP11154039A patent/JP2000023942A/ja not_active Withdrawn
- 1999-06-02 US US09/324,447 patent/US6420870B1/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014014400A (ja) * | 2012-07-06 | 2014-01-30 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及びｆｓｅ撮像方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19824762C2 (de) | 2000-05-11 |
| DE19824762A1 (de) | 1999-12-16 |
| US6420870B1 (en) | 2002-07-16 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20060801 |