JP2915090B2 - 磁気共鳴影像方法及び装置 - Google Patents
磁気共鳴影像方法及び装置Info
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- JP2915090B2 JP2915090B2 JP2146057A JP14605790A JP2915090B2 JP 2915090 B2 JP2915090 B2 JP 2915090B2 JP 2146057 A JP2146057 A JP 2146057A JP 14605790 A JP14605790 A JP 14605790A JP 2915090 B2 JP2915090 B2 JP 2915090B2
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、対象が安定均一磁界内に位置し、磁気共鳴
信号を対象の領域から取得する取得シーケンスを受け該
取得シーケンスは対象内に原子スピンを励起するrfパル
スと、位相エンコーディング勾配と、磁気共鳴信号を取
得するよう逆転される読取り勾配とよりなり、取得シー
ケンスは位相エンコーディング勾配の時間積分の異なる
値で多数回繰り返される磁気共鳴影像方法に係る。
信号を対象の領域から取得する取得シーケンスを受け該
取得シーケンスは対象内に原子スピンを励起するrfパル
スと、位相エンコーディング勾配と、磁気共鳴信号を取
得するよう逆転される読取り勾配とよりなり、取得シー
ケンスは位相エンコーディング勾配の時間積分の異なる
値で多数回繰り返される磁気共鳴影像方法に係る。
本発明は又、安定均一磁界を発生する手段と、rfパル
スを励起する手段と、磁界勾配を発生する手段と、均一
磁界に位置する対象内で該手段で得られた磁気共鳴信号
を検出し、サンプリングする手段と、該手段を制御する
制御手段と、画像再生手段と、読取り勾配で勾配再生エ
コーを取得する取得シーケンスが該手段の手段により対
象に印加されるようにプログラムされたプログラム手段
とからなる磁気共鳴装置に係る。
スを励起する手段と、磁界勾配を発生する手段と、均一
磁界に位置する対象内で該手段で得られた磁気共鳴信号
を検出し、サンプリングする手段と、該手段を制御する
制御手段と、画像再生手段と、読取り勾配で勾配再生エ
コーを取得する取得シーケンスが該手段の手段により対
象に印加されるようにプログラムされたプログラム手段
とからなる磁気共鳴装置に係る。
この種の方法及び装置は、ハンドブック「プラクティ
カルNMRイメージング」、エム．エー．フォスター及び
ジェー．エム・エス．バッチンソン、1987年アイアール
エルプレス、15−22頁及び28−28頁で知られている。フ
ーリエ変換シーケンスはそのハンドブックの19頁に示さ
れ、NMR影像装置のブロック系統図はその29頁に示され
ている。その方法では、人体はスライス選択勾配の存在
下で、90゜の角度でラーマー周波数で回転する回転フレ
ームでの人体のスライスの、該スピン又は適合電子スピ
ンのようなフリッピング原子スピンはFID信号（自由誘
導消滅）を生じる。次に、FIDは第１の磁極を有する読
取り勾配で順次ディフェーズされ、読取り勾配を逆転さ
せてリフェーズされる。リフェーズ中、いわゆる勾配再
生エコーが発生する。２次元コーディングは、可変振幅
位相エンコーディング勾配を印化することにより、ま
た、エコー信号をサンプリングすることにより達成され
る。フーリエ再現はグレースケールとしてモニターに表
示されうるスライスの空間的に解像スピン分布を与え
る。３次元画像への拡張は公知であり、簡単であり、そ
れでいわゆる投射再生シーケンスへのシーケンスの変形
例である。シーケンスでは、エコーの最大はt0でのパル
スの中心から時間teの点で発生する。時間差te−t0はい
わゆるエコーの時間であり、それは完全なエコーがサン
プルされるべき場合に非常に小さくは選ばれない。あま
りにも小さいエコー時間はエコー歪み、そして最後に画
像アーティファクトを起こす。短いエコー時間が望まれ
る場合には、例えばナトリウム画像用、より少ない流れ
のアーティファクト用、又は異なる画像コントラストを
得る為、ゆがんだエコーは略エコー最大（非対称サンプ
リング）に正しくサンプルされる。理想的に画像は実数
になり、画像の実数部分の表示は満足になる。しかし、
なかんずくBO−非均一性、磁化率、過電流及び流れによ
り、画像は実数ではない。従って、直接実数部分再現又
は、均等的Ｋ−空間のデータ鏡像は許容できない画像人
為結果をもたらす。
カルNMRイメージング」、エム．エー．フォスター及び
ジェー．エム・エス．バッチンソン、1987年アイアール
エルプレス、15−22頁及び28−28頁で知られている。フ
ーリエ変換シーケンスはそのハンドブックの19頁に示さ
れ、NMR影像装置のブロック系統図はその29頁に示され
ている。その方法では、人体はスライス選択勾配の存在
下で、90゜の角度でラーマー周波数で回転する回転フレ
ームでの人体のスライスの、該スピン又は適合電子スピ
ンのようなフリッピング原子スピンはFID信号（自由誘
導消滅）を生じる。次に、FIDは第１の磁極を有する読
取り勾配で順次ディフェーズされ、読取り勾配を逆転さ
せてリフェーズされる。リフェーズ中、いわゆる勾配再
生エコーが発生する。２次元コーディングは、可変振幅
位相エンコーディング勾配を印化することにより、ま
た、エコー信号をサンプリングすることにより達成され
る。フーリエ再現はグレースケールとしてモニターに表
示されうるスライスの空間的に解像スピン分布を与え
る。３次元画像への拡張は公知であり、簡単であり、そ
れでいわゆる投射再生シーケンスへのシーケンスの変形
例である。シーケンスでは、エコーの最大はt0でのパル
スの中心から時間teの点で発生する。時間差te−t0はい
わゆるエコーの時間であり、それは完全なエコーがサン
プルされるべき場合に非常に小さくは選ばれない。あま
りにも小さいエコー時間はエコー歪み、そして最後に画
像アーティファクトを起こす。短いエコー時間が望まれ
る場合には、例えばナトリウム画像用、より少ない流れ
のアーティファクト用、又は異なる画像コントラストを
得る為、ゆがんだエコーは略エコー最大（非対称サンプ
リング）に正しくサンプルされる。理想的に画像は実数
になり、画像の実数部分の表示は満足になる。しかし、
なかんずくBO−非均一性、磁化率、過電流及び流れによ
り、画像は実数ではない。従って、直接実数部分再現又
は、均等的Ｋ−空間のデータ鏡像は許容できない画像人
為結果をもたらす。
繰り返し補正アルゴリズムを示す欧州特許出願第0250
050号からこれらの問題のいくつかを補正する補正方法
が知られている。アルゴリズムはＫ−空間の半分以上
（例えばエコーの5/8番目がサンプルされる）が必要
で，従ってエコー時間減少を制限する。かかる補正方法
はＫ−空間のデータ50％が失われ、又は例えば血液の流
れの場合に急速に画像の位相が変わる場合、アーティフ
ァクトに応じがちになる。次に、それは全Ｋ−空間に亘
ってデータを取得するのに便利である。
050号からこれらの問題のいくつかを補正する補正方法
が知られている。アルゴリズムはＫ−空間の半分以上
（例えばエコーの5/8番目がサンプルされる）が必要
で，従ってエコー時間減少を制限する。かかる補正方法
はＫ−空間のデータ50％が失われ、又は例えば血液の流
れの場合に急速に画像の位相が変わる場合、アーティフ
ァクトに応じがちになる。次に、それは全Ｋ−空間に亘
ってデータを取得するのに便利である。
本発明の目的は、短いエコー時間を有し、例えば速い
位相変化により許容できないアーティファクトに導びか
ないNMR影像方法を提供することである。
位相変化により許容できないアーティファクトに導びか
ないNMR影像方法を提供することである。
この為に、本発明による方法は対称は該読取り勾配と
逆の読取り勾配を有する点で該取得シーケンスと異なる
更なる取得シーケンスを受け、取得シーケンス及び更な
る取得シーケンスからの磁気共鳴信号は第１及び第２の
組のサンプルを与える共鳴信号の最高点から少なくとも
略初めのサンプリングがサンプルされ、該時間積分の同
じ値に対応する第１及び第２の組からのサンプルが再生
エコーを形成するよう組み合わされ、画像が再生エコー
から再生されることを特徴とする。流れアーティファク
トを妨害しない非常に短いエコー時間は、例えば通常の
画像パラメータを有する３及び4.5msec間の1.5Tシステ
ムで得られる。Ｋ−空間の中心でのサンプルは２回測定
され、平均は「ハーフエコー」を全「仮エコー」と組み
合わせた時、得られる。２つの読取り勾配が逆の符号を
有するので、それで読取り方向の動作で流れ−励起され
た位相シフトがもたらされる。従って、Ｋ−空間中心サ
ンプルの為、アーティファクト再生を取り消される。こ
の結果は短いTEシーケンスの流れ−励起された位相シフ
ト低感度により高められる。
逆の読取り勾配を有する点で該取得シーケンスと異なる
更なる取得シーケンスを受け、取得シーケンス及び更な
る取得シーケンスからの磁気共鳴信号は第１及び第２の
組のサンプルを与える共鳴信号の最高点から少なくとも
略初めのサンプリングがサンプルされ、該時間積分の同
じ値に対応する第１及び第２の組からのサンプルが再生
エコーを形成するよう組み合わされ、画像が再生エコー
から再生されることを特徴とする。流れアーティファク
トを妨害しない非常に短いエコー時間は、例えば通常の
画像パラメータを有する３及び4.5msec間の1.5Tシステ
ムで得られる。Ｋ−空間の中心でのサンプルは２回測定
され、平均は「ハーフエコー」を全「仮エコー」と組み
合わせた時、得られる。２つの読取り勾配が逆の符号を
有するので、それで読取り方向の動作で流れ−励起され
た位相シフトがもたらされる。従って、Ｋ−空間中心サ
ンプルの為、アーティファクト再生を取り消される。こ
の結果は短いTEシーケンスの流れ−励起された位相シフ
ト低感度により高められる。
本発明による方法の実施例は、再生エコーを形成する
前に、第１及び第２のサンプリングシフトが夫々第１及
び第２の組のサンプルに印加され、該第１及び第２のサ
ンプリングシフトは各第１のサンプルのシフトを信号最
大に決めることにより該時間積分の所定値で取得された
共鳴信号からのサンプルから得られることを特徴とす
る。従って、ハーフエコーの許容できない不整合は、ハ
ーフエコーを再生された完全なエコーと組み合せる前に
補正されるようなされる。サンプリングシフトは、例え
ば零位相エンコーディング用に決められ、実際に２つ又
は３つのサンプリング間隔になる。別な位相エコーディ
ングステップに対して、所定のサンプリングシフトはハ
ーフエコーを組み合わせる前に印加される。
前に、第１及び第２のサンプリングシフトが夫々第１及
び第２の組のサンプルに印加され、該第１及び第２のサ
ンプリングシフトは各第１のサンプルのシフトを信号最
大に決めることにより該時間積分の所定値で取得された
共鳴信号からのサンプルから得られることを特徴とす
る。従って、ハーフエコーの許容できない不整合は、ハ
ーフエコーを再生された完全なエコーと組み合せる前に
補正されるようなされる。サンプリングシフトは、例え
ば零位相エンコーディング用に決められ、実際に２つ又
は３つのサンプリング間隔になる。別な位相エコーディ
ングステップに対して、所定のサンプリングシフトはハ
ーフエコーを組み合わせる前に印加される。
本発明による方法及び装置の特性及び利点は、図面と
共にする以下の本発明をより詳細な説明により明らかと
なろう。
共にする以下の本発明をより詳細な説明により明らかと
なろう。
第１図において、安定均一磁界BOを発生する手段２
と、対象４に対して照射されるべきrfパルスを励起する
手段３と、rfパルスを変調する変調手段５と励起された
磁気共鳴信号を検出する検出手段６と、磁気共鳴信号を
サンプルするサンプリング手段７と、該手段3,5,6及び
７を制御する制御手段８とからなる本発明による磁気共
鳴装置１が概略的に示されている。装置１は更にサンプ
ルされた磁気共鳴信号から画像を再生するフーリエ変換
（又は濾波された逆一投射）手段９と安定磁界に重畳さ
れる勾配磁界を発生する手段10とを有する。更に詳細に
は、手段３は、手段、５と電力増幅器11と、方向性結合
器12と、コイル13とからなる。手段５は変調器14及び発
振器15からなる。手段３はrfパルスを発信する時対象４
に該スピンを励起し、手段６がそれで応答して磁気共鳴
信号を受信する。復調手段は、直角復調器及び２つのA/
D変換器が磁気共鳴信号の各sin及びcos成分の直角検出
サンプルを与えるサンプリング手段７とからなる。手段
10は勾配磁界Gx,Gy及びGzを夫々の発生させる磁気コイ
ル17,18及び19を別々に制御する制御手段８で制御され
るべき電源16からなる。勾配磁気コイルは勾配磁界の磁
界方向が安定均一磁界の方向と一致し、相互に垂直な軸
X,Y及びＺで示されるように勾配の方向が相互に垂直で
あるように勾配される。装置１が起動され、対象４が磁
気コイル２の内側に置かれる場合、小さな過剰分の核ス
ピン（磁気モーメントを有する核）は、磁化M,平衡磁化
として巨視的に考えられうる安定均一磁界の方向に向け
られる。MRI装置のより詳細な説明と、MRIの原理の一般
的説明に対して該ハンドブック「プラクティカルNMRイ
メージング」参照のこと。
と、対象４に対して照射されるべきrfパルスを励起する
手段３と、rfパルスを変調する変調手段５と励起された
磁気共鳴信号を検出する検出手段６と、磁気共鳴信号を
サンプルするサンプリング手段７と、該手段3,5,6及び
７を制御する制御手段８とからなる本発明による磁気共
鳴装置１が概略的に示されている。装置１は更にサンプ
ルされた磁気共鳴信号から画像を再生するフーリエ変換
（又は濾波された逆一投射）手段９と安定磁界に重畳さ
れる勾配磁界を発生する手段10とを有する。更に詳細に
は、手段３は、手段、５と電力増幅器11と、方向性結合
器12と、コイル13とからなる。手段５は変調器14及び発
振器15からなる。手段３はrfパルスを発信する時対象４
に該スピンを励起し、手段６がそれで応答して磁気共鳴
信号を受信する。復調手段は、直角復調器及び２つのA/
D変換器が磁気共鳴信号の各sin及びcos成分の直角検出
サンプルを与えるサンプリング手段７とからなる。手段
10は勾配磁界Gx,Gy及びGzを夫々の発生させる磁気コイ
ル17,18及び19を別々に制御する制御手段８で制御され
るべき電源16からなる。勾配磁気コイルは勾配磁界の磁
界方向が安定均一磁界の方向と一致し、相互に垂直な軸
X,Y及びＺで示されるように勾配の方向が相互に垂直で
あるように勾配される。装置１が起動され、対象４が磁
気コイル２の内側に置かれる場合、小さな過剰分の核ス
ピン（磁気モーメントを有する核）は、磁化M,平衡磁化
として巨視的に考えられうる安定均一磁界の方向に向け
られる。MRI装置のより詳細な説明と、MRIの原理の一般
的説明に対して該ハンドブック「プラクティカルNMRイ
メージング」参照のこと。
第２図では時間ｔの関数として本発明によるパルスシ
ーケンスが示される。ｔ＝t0の時間で、rfパルスＰは該
手段３で励起され、対象４に照射される。対象４の一部
を選択する為（例えばＺ軸に垂直なスライス）選択勾配
Gzが勾配磁気コイル19によりrfパルスＰ中に印加され
る。rfパルスＰは選択的に磁化（90゜又はそれ以下）を
回転させる。XY平面の磁化（横方向磁化）はFID信号
（図示せず）を与える。位相エンコーディング勾配Gyは
対象の一部に位相エンコーディング核スピン用の勾配磁
気コイル18によりrfパルスＰの後に印加される。勾配Gy
中、読取り勾配Gxもスピンをディフェーズする勾配コイ
ル17により印加される。その後、読取り勾配Gxはｔ＝t
e、エコーｅの時点で再現FIDを与えて逆転される。エコ
ーｅは直角検出され、２つのA/D変換器でサンプリング
され、これにより、実及び虚信号成分が取得される。取
得シーケンスは位相エンコーディング勾配Gyの時間積分
の異なる値に対して繰り返される。サンプルは蓄積さ
れ、第１のサンプルの組を作り上げる。前記のシーケン
スと同一である勾配Gxに対する別な取得シーケンスが印
加される。そこでの勾配Gx′は勾配Gxと逆である。更な
る取得シーケンスで取得されたサンプルは蓄積され、第
２のサンプルの組を作り上げる。第１及び第２のサンプ
ルの組は再生されたエコーを形成するよう組み合わされ
る。フーリエ変換手段９により、２次元のフーリエ変換
がスピン密度分布を得るよう組合わされた組に対して実
行される。スピン密度分布はモニター（図示せず）上に
例えばグレースケール画像として表示される。
ーケンスが示される。ｔ＝t0の時間で、rfパルスＰは該
手段３で励起され、対象４に照射される。対象４の一部
を選択する為（例えばＺ軸に垂直なスライス）選択勾配
Gzが勾配磁気コイル19によりrfパルスＰ中に印加され
る。rfパルスＰは選択的に磁化（90゜又はそれ以下）を
回転させる。XY平面の磁化（横方向磁化）はFID信号
（図示せず）を与える。位相エンコーディング勾配Gyは
対象の一部に位相エンコーディング核スピン用の勾配磁
気コイル18によりrfパルスＰの後に印加される。勾配Gy
中、読取り勾配Gxもスピンをディフェーズする勾配コイ
ル17により印加される。その後、読取り勾配Gxはｔ＝t
e、エコーｅの時点で再現FIDを与えて逆転される。エコ
ーｅは直角検出され、２つのA/D変換器でサンプリング
され、これにより、実及び虚信号成分が取得される。取
得シーケンスは位相エンコーディング勾配Gyの時間積分
の異なる値に対して繰り返される。サンプルは蓄積さ
れ、第１のサンプルの組を作り上げる。前記のシーケン
スと同一である勾配Gxに対する別な取得シーケンスが印
加される。そこでの勾配Gx′は勾配Gxと逆である。更な
る取得シーケンスで取得されたサンプルは蓄積され、第
２のサンプルの組を作り上げる。第１及び第２のサンプ
ルの組は再生されたエコーを形成するよう組み合わされ
る。フーリエ変換手段９により、２次元のフーリエ変換
がスピン密度分布を得るよう組合わされた組に対して実
行される。スピン密度分布はモニター（図示せず）上に
例えばグレースケール画像として表示される。
第3A,3B及び3C図ではハーフエコーの再現エコーへの
組合せが詳細に示される。第3A図は時間ｔの関数として
該取得シーケンスで取得されたハーフエコーe1及びe2実
部Re及び虚部Imを示す。ハーフエコーe1及びe2を再生エ
コーに組み合わせる前に、第１及び２のサンプリングシ
フトssh1及びssh2は実際の第１のサンプルts1及びts2に
関して決められる。サンプリングシフトssh1及びssh2は
夫々信号最大M1及びM2周辺のサンプルの最大率から決め
られる。典型的に、サンプリングシフトssh1及びssh2は
２−３サンプリング間隔siの順になる。例えば、零位相
エンコーディング用に決められたサンプリングシフトss
h1及びssh2は他の全ての位相エンコーディングステップ
に対し印加される。ハーフエコー（FID取得エコー）を
再生エコーにつなぐ以前の第１次の位相補正は、対称再
生エコーが得られることを確実にし、さもなければ低い
空間周波数に対する人為結果が生じる。Ｋ−空間（KxK
y）が示される第３図Ｂでは、Ｋ−空間が対称的に走査
され、Gy＝ｏに対して、右走査rs及び左走査Lsが示され
る。実際の状態では、位相補正の省略は非対称の空間の
Ｋ−空間走査を生じさせる。第3C図では、類似の状態
は、投影再生シーケンスを印加する時、示される。本発
明による方法により、非常に短いエコー時間が達成され
る。（一般的に実際にはならない）位相誤差がなく、短
いエコー時間が例えば右半分のＫ−空間データからも達
成されるが、複素絶対値再生は行われないことに注意す
べきである。位相誤差は、単に右半分のＫ−データを用
いる時実際の状態で許容できない画像アーティファクト
を導く。本発明による方法は人体全体1.5T系で実施され
る250mmの視界、（1mm画像解像度を与える）256×256画
像マトリクス及び5mmのスライス厚の場に対して、２次
元FT又は３次元FTでは、3.0及び4.5msec間の速い画像シ
ーケンス時間が得られる。短いシーケンス繰り返し時間
（例えば＜100msec）に対し逆の勾配Gy、及びスプリア
スFIDに対し一定のディフェージング勾配Gx（繰り返し
時間＜200msec）は信号サンプリングの後に印加され
た。例えば、画像はヘッドコイルを用いる人体頭部又は
全身コイルを用いた心臓画像からできている。ゲーティ
ング及び30msecのシーケンス繰り返し時間を用いる多重
スライス例では、心臓画像は同じスライスに対して毎秒
32画像の画像周波数で作られる。流れ画像は複素絶対値
画像の代わりに位相画像を表示する時に作られうる。第
１及び第２の組用の信号の取得の順は自由に選ばれる
が、連続的に位相エンコーディング勾配の時間積分の同
じ値に対する逆の読取り勾配で信号を取得することは有
利であることに注意すべきである。更に、取得シーケン
スが修正され、シーケンスが例えば多重エコーシーケン
スを構成してもよいよう、本発明は上記シーケンスの多
くの変形例に適用可能であることに注意すべきである。
組合せが詳細に示される。第3A図は時間ｔの関数として
該取得シーケンスで取得されたハーフエコーe1及びe2実
部Re及び虚部Imを示す。ハーフエコーe1及びe2を再生エ
コーに組み合わせる前に、第１及び２のサンプリングシ
フトssh1及びssh2は実際の第１のサンプルts1及びts2に
関して決められる。サンプリングシフトssh1及びssh2は
夫々信号最大M1及びM2周辺のサンプルの最大率から決め
られる。典型的に、サンプリングシフトssh1及びssh2は
２−３サンプリング間隔siの順になる。例えば、零位相
エンコーディング用に決められたサンプリングシフトss
h1及びssh2は他の全ての位相エンコーディングステップ
に対し印加される。ハーフエコー（FID取得エコー）を
再生エコーにつなぐ以前の第１次の位相補正は、対称再
生エコーが得られることを確実にし、さもなければ低い
空間周波数に対する人為結果が生じる。Ｋ−空間（KxK
y）が示される第３図Ｂでは、Ｋ−空間が対称的に走査
され、Gy＝ｏに対して、右走査rs及び左走査Lsが示され
る。実際の状態では、位相補正の省略は非対称の空間の
Ｋ−空間走査を生じさせる。第3C図では、類似の状態
は、投影再生シーケンスを印加する時、示される。本発
明による方法により、非常に短いエコー時間が達成され
る。（一般的に実際にはならない）位相誤差がなく、短
いエコー時間が例えば右半分のＫ−空間データからも達
成されるが、複素絶対値再生は行われないことに注意す
べきである。位相誤差は、単に右半分のＫ−データを用
いる時実際の状態で許容できない画像アーティファクト
を導く。本発明による方法は人体全体1.5T系で実施され
る250mmの視界、（1mm画像解像度を与える）256×256画
像マトリクス及び5mmのスライス厚の場に対して、２次
元FT又は３次元FTでは、3.0及び4.5msec間の速い画像シ
ーケンス時間が得られる。短いシーケンス繰り返し時間
（例えば＜100msec）に対し逆の勾配Gy、及びスプリア
スFIDに対し一定のディフェージング勾配Gx（繰り返し
時間＜200msec）は信号サンプリングの後に印加され
た。例えば、画像はヘッドコイルを用いる人体頭部又は
全身コイルを用いた心臓画像からできている。ゲーティ
ング及び30msecのシーケンス繰り返し時間を用いる多重
スライス例では、心臓画像は同じスライスに対して毎秒
32画像の画像周波数で作られる。流れ画像は複素絶対値
画像の代わりに位相画像を表示する時に作られうる。第
１及び第２の組用の信号の取得の順は自由に選ばれる
が、連続的に位相エンコーディング勾配の時間積分の同
じ値に対する逆の読取り勾配で信号を取得することは有
利であることに注意すべきである。更に、取得シーケン
スが修正され、シーケンスが例えば多重エコーシーケン
スを構成してもよいよう、本発明は上記シーケンスの多
くの変形例に適用可能であることに注意すべきである。
第４図は、サンプリング期間中Ｍ＝０である読取り勾
配の第１のモーメントと、ｔ＝t0でのエコー最大値とに
関して時間ｔの関数として、高速映像化のような従来の
シーケンスに対する読み取り方向にスピンを流すことに
より誘起される位相シフト（FE）及び本発明による読み
取り方向にスピンを流すことにより誘起される位相シフ
ト（FAcE）を示す。本発明において、２つの読取り勾配
が逆の符号を有するので、流れ誘起された位相シフトは
読取り方向に動くことで起こされる。Ｋ−空間中心サン
プルに対し、アーティファクトは再生中相殺される。流
れ補償された速い画像シーケンス及び本発明によるシー
ケンスでの実験は本発明の優れたアーティファクト抑圧
を示す。この高度の流れアーティファクト抑圧のため、
生体画像で脳の非常に細かい分枝管、肺管を表示する。
配の第１のモーメントと、ｔ＝t0でのエコー最大値とに
関して時間ｔの関数として、高速映像化のような従来の
シーケンスに対する読み取り方向にスピンを流すことに
より誘起される位相シフト（FE）及び本発明による読み
取り方向にスピンを流すことにより誘起される位相シフ
ト（FAcE）を示す。本発明において、２つの読取り勾配
が逆の符号を有するので、流れ誘起された位相シフトは
読取り方向に動くことで起こされる。Ｋ−空間中心サン
プルに対し、アーティファクトは再生中相殺される。流
れ補償された速い画像シーケンス及び本発明によるシー
ケンスでの実験は本発明の優れたアーティファクト抑圧
を示す。この高度の流れアーティファクト抑圧のため、
生体画像で脳の非常に細かい分枝管、肺管を表示する。
第１図は本発明による時期共鳴装置を概略的に示す図、 第２図は本発明によるパルスシーケンスを示す図、 第3A,3B及び3C図はハーフエコーを再現エコーへの組み
合わせを示す図、 第４図は読取り方向にスピンを流すことにより誘起され
た位相シフトを示す図である。 １……磁気共鳴装置、２……安定均一磁界発生手段、３
……rfパルス励起手段、４……対象、５……変調手段、
６……検出手段、７……サンプリング手段、８……制御
手段、９……フーリエ変換手段、10……勾配磁界発生手
段、11……電力増幅器、12……方向性結合器、13……コ
イル、14……変調器、15……発生器、16……電源、17,1
8,19……勾配磁気コイル。
合わせを示す図、 第４図は読取り方向にスピンを流すことにより誘起され
た位相シフトを示す図である。 １……磁気共鳴装置、２……安定均一磁界発生手段、３
……rfパルス励起手段、４……対象、５……変調手段、
６……検出手段、７……サンプリング手段、８……制御
手段、９……フーリエ変換手段、10……勾配磁界発生手
段、11……電力増幅器、12……方向性結合器、13……コ
イル、14……変調器、15……発生器、16……電源、17,1
8,19……勾配磁気コイル。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (8)
- 【請求項１】安定均一磁界を発生する手段（２）と、rf
パルスを励起する手段（３）と、傾斜磁界を発生する手
段（10）と、上記均一磁界内に在る対象（４）内で上記
手段を用いて獲得された磁気共鳴信号を検出する手段
（６）及びサンプリングする手段（７）と、上記rfパル
スを励起する手段（３）及び上記傾斜磁界を発生する手
段（10）を制御する手段（８）と、画像再生手段（９）
と、読み取り傾斜を用いて傾斜再生エコーを取得する取
得シーケンスが上記rfパルスを励起する手段（３）及び
上記傾斜磁界を発生する手段（10）によって上記対象
（４）に印加されるようにプログラムされたプログラム
手段とを含む磁気共鳴装置（１）において、 逆極性の読み取り傾斜を用いて更なる傾斜再生エコーを
取得する更なる取得シーケンスが上記対象に印加される
ようにプログラムされた更なるプログラム手段を更に有
し、 少なくとも上記夫々のシーケンスの共鳴信号の略最大値
の付近から始まるハーフエコーサンプル（e1,e2）が取
得され、 サンプリングシフト（ssh1,ssh2）は上記ハーフエコー
サンプル（e1,e2）に印加され、 上記ハーフエコーサンプル（e1,e2）は再生された完全
エコーに合成され、 画像は上記再生された完全エコーから再生されることを
特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項２】再生された完全エコーを形成する前に、第
１及び第２のサンプリングシフト（ssh1,ssh2）が第１
及び第２のハーフエコーサンプルの組（e1,e2）に夫々
に加えられるようにプログラムされた別のプログラム手
段を更に有し、 上記第１及び第２のサンプリングシフト（ssh1,ssh2）
は、第１のサンプルの信号最大値へのシフトを決定する
ことにより、時間積分の所定の値で取得された共鳴信号
のサンプルから獲得される請求項１記載の磁気共鳴装
置。 - 【請求項３】最大値に対する上記シフト（ssh1,ssh2）
が最大値周辺のサンプルの複素絶対値から決定されるよ
うにプログラムされた別のプログラム手段を更に有する
請求項２記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項４】画像が複素絶対値画像として再生されるよ
うプログラムされた別のプログラム手段を更に有する請
求項１記載の磁気共鳴装置。 - 【請求項５】安定均一磁界を発生する手段（２）と、rf
パルスを励起する手段（３）と、傾斜磁界を発生する手
段（10）と、上記均一磁界内に在る対象（４）内で上記
手段を用いて獲得された磁気共鳴信号を検出する手段
（６）及びサンプリングする手段（７）と、上記rfパル
スを励起する手段（３）及び上記傾斜磁界を発生する手
段（10）を制御する手段（８）と、画像再生手段（９）
と、 投射再生シーケンスが上記静止均一磁界内の対象から磁
気共鳴信号（ｅ）を取得するため発生されるようにプロ
グラムされたプログラム手段とを有し、 上記投射再生シーケンスは、上記対象内に原子スピンを
励起するrfパルス（ｐ）と、上記磁気共鳴信号を取得す
るため反転された読み取り傾斜とを含み、 上記投射再生シーケンスは上記読み取り傾斜の時間積分
の異なる値を用いて多数回に亘り繰り返される磁気共鳴
装置（１）において、 上記対象は、上記投射再生シーケンスの極性と反対の極
性を有する点で上記投射再生シーケンスとは異なる更な
る投射再生シーケンスを受けるようにプログラムされた
更なるプログラム手段を更に有し、 上記投射再生シーケンス及び上記更なる投射再生シーケ
ンスからの上記磁気共鳴信号（ｅ）は、第１及び第２の
ハーフエコーサンプルの組（e1,e2）を与える上記共鳴
信号の少なくとも最大値周辺からサンプリングを開始す
ることによりサンプリングされ、 上記時間積分の同じ値に対応した上記第１及び第２のハ
ーフエコーサンプルの組（e1,e2）は再生された完全エ
コーを形成するように合成され、 画像は上記再生された完全エコーから再生されることを
特徴とする磁気共鳴装置。 - 【請求項６】再生された完全エコーを形成する前に、第
１及び第２のサンプリングシフト（ssh1,ssh2）が第１
及び第２のハーフエコーサンプルの組（e1,e2）に夫々
に加えられるようにプログラムされた別のプログラム手
段を更に有し、 上記第１及び第２のサンプリングシフト（ssh1,ssh2）
は、第１のサンプルの信号最大値へのシフトを決定する
ことにより、時間積分の所定の値で取得された共鳴信号
のサンプルから獲得される請求項５記載の磁気共鳴装
置。 - 【請求項７】最大値に対する上記シフトが最大値周辺の
サンプルの複素絶対値から決定されるようにプログラム
された別のプログラム手段を更に有する請求項６記載の
磁気共鳴装置。 - 【請求項８】画像が複素絶対値画像として再生されるよ
うプログラムされた別のプログラム手段を更に有する請
求項５記載の磁気共鳴装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP89201458.0 | 1989-06-07 | ||
| EP89201458A EP0401429A1 (en) | 1989-06-07 | 1989-06-07 | Magnetic resonance method and device for acquiring short echotime images |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0330755A JPH0330755A (ja) | 1991-02-08 |
| JP2915090B2 true JP2915090B2 (ja) | 1999-07-05 |
Family
ID=8202404
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2146057A Expired - Lifetime JP2915090B2 (ja) | 1989-06-07 | 1990-06-04 | 磁気共鳴影像方法及び装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5160889A (ja) |
| EP (1) | EP0401429A1 (ja) |
| JP (1) | JP2915090B2 (ja) |
| DE (1) | DE69026976T2 (ja) |
| IL (1) | IL94610A0 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| JP3403751B2 (ja) * | 1992-03-31 | 2003-05-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5521502A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-28 | Georgia Tech Research Corporation | Flow differentiation scheme for magnetic resonance angiography |
| JPH11512957A (ja) * | 1996-07-08 | 1999-11-09 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴による画像化のための方法及び装置 |
| JP5042862B2 (ja) * | 2005-02-11 | 2012-10-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 短いエコー時間での磁気共鳴イメージング |
| US8219176B2 (en) * | 2007-03-08 | 2012-07-10 | Allegheny-Singer Research Institute | Single coil parallel imaging |
| US7541808B2 (en) * | 2007-04-11 | 2009-06-02 | Allegheny-Singer Research Institute | Rapid MRI dynamic imaging using MACH |
| US7834625B2 (en) * | 2008-01-03 | 2010-11-16 | Allegheny-Singer Research Institute | Split-echo with fractional temporal-interpolation |
| US8688193B2 (en) * | 2008-06-26 | 2014-04-01 | Allegheny-Singer Research Institute | Magnetic resonance imager, method and program which continuously applies steady-state free precession to k-space |
| US8131046B2 (en) * | 2008-10-29 | 2012-03-06 | Allegheny-Singer Research Institute | Magnetic resonance imager using cylindrical offset region of excitation, and method |
| US20100234721A1 (en) * | 2009-03-11 | 2010-09-16 | Allegheny-Singer Research Institute | Method and MRI for referenceless flow imaging |
| US8198892B2 (en) * | 2009-04-22 | 2012-06-12 | Allegheny-Singer Research Institute | Steady-state-free-precession (SSFP) magnetic resonance imaging (MRI) and method |
| US8405394B2 (en) * | 2009-10-20 | 2013-03-26 | Allegheny-Singer Research Institute | Targeted acquisition using holistic ordering (TACHO) approach for high signal to noise imaging |
| US20110215805A1 (en) * | 2010-03-03 | 2011-09-08 | Allegheny-Singer Research Institute | MRI and method using multi-slice imaging |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6117054A (ja) * | 1984-07-03 | 1986-01-25 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴断層撮影装置 |
| US4731583A (en) * | 1985-11-15 | 1988-03-15 | General Electric Company | Method for reduction of MR image artifacts due to flowing nuclei by gradient moment nulling |
| GB8528357D0 (en) * | 1985-11-18 | 1985-12-24 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance imaging |
| EP0237105A2 (de) * | 1986-03-06 | 1987-09-16 | Philips Patentverwaltung GmbH | Verfahren zum Bestimmen der spektralen Verteilung der Kernmagnetisierung in einem begrenzten Volumenbereich |
| IL82878A0 (en) * | 1986-06-18 | 1987-12-20 | Philips Nv | Method of and device for reconstructing a nuclear magnetization distribution from a partial magnetic resonance measurement |
| JPH0747023B2 (ja) * | 1986-07-14 | 1995-05-24 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPH0687847B2 (ja) * | 1987-03-06 | 1994-11-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US4818914A (en) * | 1987-07-17 | 1989-04-04 | Sri International | High efficiency lamp |
| NL8702701A (nl) * | 1987-11-12 | 1989-06-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor automatische fasecorrectie van complexe nmr spectra. |
-
1989
- 1989-06-07 EP EP89201458A patent/EP0401429A1/en not_active Withdrawn
-
1990
- 1990-05-16 US US07/524,409 patent/US5160889A/en not_active Expired - Fee Related
- 1990-06-01 DE DE69026976T patent/DE69026976T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1990-06-04 IL IL94610A patent/IL94610A0/xx unknown
- 1990-06-04 JP JP2146057A patent/JP2915090B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0330755A (ja) | 1991-02-08 |
| DE69026976T2 (de) | 1996-11-21 |
| EP0401429A1 (en) | 1990-12-12 |
| DE69026976D1 (de) | 1996-06-20 |
| US5160889A (en) | 1992-11-03 |
| IL94610A0 (en) | 1991-04-15 |
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