JP3193450B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- 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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
-
- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
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- 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
- 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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- 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
- 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]
- G01R33/5617—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] using RF refocusing, e.g. RARE
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ装置に関し、
さらに詳しくは、マルチエコーを用いたＭＲイメージン
グにおける画質改善のための改良に関する。
さらに詳しくは、マルチエコーを用いたＭＲイメージン
グにおける画質改善のための改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】図７は、従来の複数エコーを用いたＭＲ
Ｉ撮像方法の一例の説明図である。ｋ空間ｋｓｐは、２
５６（＝Ｎ）ビューから構成される。各ビューは、−１
２７＊ｇｗｓから＋１２８＊ｇｗｓまでの位相に対応付
けられている（ｇｗｓは、１ワープステップの勾配量で
ある）。ここで、ｋ空間ｋｓｐを、連続する６４（＝
Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，ｂ２，
ｂ３，ｂ４に分ける。そして、第１回目の１次から４次
までの複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，
ｂ２，ｂ３，ｂ４内の最も正側に大きい位相勾配を与え
て、収集する。また、第２回目の１次から４次までの複
数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ２，ｂ
３，ｂ４内の２番目に正側に大きい位相勾配を与えて、
収集する。一般に、第ｉ回目の１次から４次までの複数
エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ２，ｂ
３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与えて、
収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間ｋｓｐ
の２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集する。
Ｉ撮像方法の一例の説明図である。ｋ空間ｋｓｐは、２
５６（＝Ｎ）ビューから構成される。各ビューは、−１
２７＊ｇｗｓから＋１２８＊ｇｗｓまでの位相に対応付
けられている（ｇｗｓは、１ワープステップの勾配量で
ある）。ここで、ｋ空間ｋｓｐを、連続する６４（＝
Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，ｂ２，
ｂ３，ｂ４に分ける。そして、第１回目の１次から４次
までの複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，
ｂ２，ｂ３，ｂ４内の最も正側に大きい位相勾配を与え
て、収集する。また、第２回目の１次から４次までの複
数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ２，ｂ
３，ｂ４内の２番目に正側に大きい位相勾配を与えて、
収集する。一般に、第ｉ回目の１次から４次までの複数
エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ２，ｂ
３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与えて、
収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間ｋｓｐ
の２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集する。
【０００３】図８は、第１回目の１次から４次までの複
数エコーを収集するスピンエコー法のパルスシーケンス
図である。１次のエコーｅ１は、ブロックｂ１内の最も
正側に大きい位相（位相勾配＝＋１２８＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。２次のエコーｅ２は、
ブロックｂ２内の最も正側に大きい位相（位相勾配＝＋
６４＊ｇｗｓ）に対応するビューのデータを与える。３
次のエコーｅ３は、ブロックｂ３内の最も正側に大きい
位相（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）に対応するビューのデー
タを与える。４次のエコーｅ４は、ブロックｂ４内の最
も正側に大きい位相（位相勾配＝−６４＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。
数エコーを収集するスピンエコー法のパルスシーケンス
図である。１次のエコーｅ１は、ブロックｂ１内の最も
正側に大きい位相（位相勾配＝＋１２８＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。２次のエコーｅ２は、
ブロックｂ２内の最も正側に大きい位相（位相勾配＝＋
６４＊ｇｗｓ）に対応するビューのデータを与える。３
次のエコーｅ３は、ブロックｂ３内の最も正側に大きい
位相（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）に対応するビューのデー
タを与える。４次のエコーｅ４は、ブロックｂ４内の最
も正側に大きい位相（位相勾配＝−６４＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ撮像
方法では、図９に示すように、ＤＣビュー（位相勾配＝
０＊ｇｗｓ）が、ブロックｂ２とブロックｂ３の境界に
位置している。また、低周波領域（図９７のハッチング
部分）がブロックｂ２とブロックｂ３に分かれている。
方法では、図９に示すように、ＤＣビュー（位相勾配＝
０＊ｇｗｓ）が、ブロックｂ２とブロックｂ３の境界に
位置している。また、低周波領域（図９７のハッチング
部分）がブロックｂ２とブロックｂ３に分かれている。
【０００５】しかし、エコー時間ｔｅ２とエコー時間ｔ
ｅ３の時間差により２次のエコーｅ２と３次のエコーｅ
３とはＴ2 減衰による信号強度が異なるため、ＤＣビュ
ーがブロックｂ２とブロックｂ３の境界に位置している
と、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
となり、画質に悪影響が出る問題点がある。
ｅ３の時間差により２次のエコーｅ２と３次のエコーｅ
３とはＴ2 減衰による信号強度が異なるため、ＤＣビュ
ーがブロックｂ２とブロックｂ３の境界に位置している
と、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
となり、画質に悪影響が出る問題点がある。
【０００６】また、低周波領域がＭＲＩ画像のコントラ
ストを決定するが、低周波領域のデータがコントラスト
の異なるブロックｂ２とブロックｂ３に分かれている
と、ＭＲＩ画像のコントラストが、ブロックｂ２のコン
トラストとブロックｂ３のコントラストの混じりあった
ものとなる問題点がある。
ストを決定するが、低周波領域のデータがコントラスト
の異なるブロックｂ２とブロックｂ３に分かれている
と、ＭＲＩ画像のコントラストが、ブロックｂ２のコン
トラストとブロックｂ３のコントラストの混じりあった
ものとなる問題点がある。
【０００７】そこで、この発明の目的は、ＤＣビューの
ところでＴ2 減衰による信号強度の段差が生じることに
よる画質への悪影響をなくすと共にＭＲＩ画像のコント
ラストが複数の異なるコントラストの混じりあったもの
となることを防止できるようにしたＭＲＩ装置を提供す
ることにある。
ところでＴ2 減衰による信号強度の段差が生じることに
よる画質への悪影響をなくすと共にＭＲＩ画像のコント
ラストが複数の異なるコントラストの混じりあったもの
となることを防止できるようにしたＭＲＩ装置を提供す
ることにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】この発明のＭＲＩ撮像方
法は、ｋ空間を構成するＮビューを、連続するＭビュー
づつを１ブロックとする偶数Ｓ個のブロックに分け、１
次からＳ次に関してはそれぞれ異なるブロックに対応す
る位相をエンコードし且つ第１回から第Ｍ回に関しては
それぞれ同一ブロック内の異なるビューに対応する位相
をエンコードするような位相勾配を与えながら、１次か
らＳ次までの複数エコーを収集することを第１回から第
Ｍ回まで繰り返して、ｋ空間を構成するＮ（＝Ｓ×Ｍ）
ビュー分のデータを収集するＭＲＩ撮像方法において、
ＤＣビューが一つのブロックの中央付近のビューとなる
ようなオフセット位相勾配量を、各位相勾配に付加する
ことを構成上の特徴とするものである。
法は、ｋ空間を構成するＮビューを、連続するＭビュー
づつを１ブロックとする偶数Ｓ個のブロックに分け、１
次からＳ次に関してはそれぞれ異なるブロックに対応す
る位相をエンコードし且つ第１回から第Ｍ回に関しては
それぞれ同一ブロック内の異なるビューに対応する位相
をエンコードするような位相勾配を与えながら、１次か
らＳ次までの複数エコーを収集することを第１回から第
Ｍ回まで繰り返して、ｋ空間を構成するＮ（＝Ｓ×Ｍ）
ビュー分のデータを収集するＭＲＩ撮像方法において、
ＤＣビューが一つのブロックの中央付近のビューとなる
ようなオフセット位相勾配量を、各位相勾配に付加する
ことを構成上の特徴とするものである。
【０００９】
【作用】この発明のＭＲＩ撮像方法では、各位相勾配に
オフセット位相勾配量を付加し、ＤＣビューが一つのブ
ロックの中央付近のビューとなるようにする。このと
き、低周波領域は、一つのブロックに収るようになる。
そこで、ＤＣビューが２つのブロックの境界にならない
ので、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じるこ
とによる画質への悪影響をなくすことが出来る。また、
低周波領域が一つのブロックに収るので、ＭＲＩ画像の
コントラストが複数の異なるコントラストの混じりあっ
たものとなることを防止することが出来る。
オフセット位相勾配量を付加し、ＤＣビューが一つのブ
ロックの中央付近のビューとなるようにする。このと
き、低周波領域は、一つのブロックに収るようになる。
そこで、ＤＣビューが２つのブロックの境界にならない
ので、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じるこ
とによる画質への悪影響をなくすことが出来る。また、
低周波領域が一つのブロックに収るので、ＭＲＩ画像の
コントラストが複数の異なるコントラストの混じりあっ
たものとなることを防止することが出来る。
【００１０】
【実施例】以下、図に示す実施例に基づいてこの発明を
説明する。なお、これによりこの発明が限定されるもの
ではない。図１は、この発明のＭＲＩ撮像方法を実施す
るためのＭＲＩ装置１のブロック図である。
説明する。なお、これによりこの発明が限定されるもの
ではない。図１は、この発明のＭＲＩ撮像方法を実施す
るためのＭＲＩ装置１のブロック図である。
【００１１】計算機２は、操作卓１３からの指示に基づ
き、全体の作動を制御する。シーケンスコントローラ３
は、記憶しているシーケンスに基づいて、勾配磁場駆動
回路４を作動させ、マグネットアセンブリ５の静磁場コ
イル，勾配磁場コイルで静磁場，勾配磁場を発生させ
る。また、ゲート変調回路７を制御し、ＲＦ発振回路６
で発生したＲＦパルスを所定の波形に変調して、ＲＦ電
力増幅器８からマグネットアセンブリ５の送信コイルに
加える。
き、全体の作動を制御する。シーケンスコントローラ３
は、記憶しているシーケンスに基づいて、勾配磁場駆動
回路４を作動させ、マグネットアセンブリ５の静磁場コ
イル，勾配磁場コイルで静磁場，勾配磁場を発生させ
る。また、ゲート変調回路７を制御し、ＲＦ発振回路６
で発生したＲＦパルスを所定の波形に変調して、ＲＦ電
力増幅器８からマグネットアセンブリ５の送信コイルに
加える。
【００１２】マグネットアセンブリ５の受信コイルで得
られたＮＭＲ信号は、前置増幅器９を介して位相検波器
１０に入力され、さらにＡＤ変換器１１を介して計算機
２に入力される。計算機２は、ＡＤ変換器１１から得た
ＮＭＲ信号のデータに基づき、イメージを再構成し、表
示装置１２で表示する。この発明のＭＲＩ撮像方法は、
計算機２およびシーケンスコントローラ３に記憶された
手順により実施される。
られたＮＭＲ信号は、前置増幅器９を介して位相検波器
１０に入力され、さらにＡＤ変換器１１を介して計算機
２に入力される。計算機２は、ＡＤ変換器１１から得た
ＮＭＲ信号のデータに基づき、イメージを再構成し、表
示装置１２で表示する。この発明のＭＲＩ撮像方法は、
計算機２およびシーケンスコントローラ３に記憶された
手順により実施される。
【００１３】図２は、この発明のＭＲＩ撮像方法の一実
施例の説明図である。ｋ空間ｋｓｐは、２５６（＝Ｎ）
ビューから構成される。各ビューは、−９５＊ｇｗｓか
ら＋１６０＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられている
（ｇｗｓは、１ワープステップの勾配量である）。すな
わち、各ビューは、元々は−１２７＊ｇｗｓから＋１２
８＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられているのである
が、オフセット位相勾配量＋３２＊ｇｗｓを加えられて
いるために、−９５＊ｇｗｓから＋１６０＊ｇｗｓまで
の位相に対応付けられる結果となっている。
施例の説明図である。ｋ空間ｋｓｐは、２５６（＝Ｎ）
ビューから構成される。各ビューは、−９５＊ｇｗｓか
ら＋１６０＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられている
（ｇｗｓは、１ワープステップの勾配量である）。すな
わち、各ビューは、元々は−１２７＊ｇｗｓから＋１２
８＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられているのである
が、オフセット位相勾配量＋３２＊ｇｗｓを加えられて
いるために、−９５＊ｇｗｓから＋１６０＊ｇｗｓまで
の位相に対応付けられる結果となっている。
【００１４】ここで、ｋ空間ｋｓｐを、連続する６４
（＝Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４に分ける。そして、第１回目の１次から
４次までの複数エコーについては、それぞれブロックｂ
１，ｂ２，ｂ３，ｂ４内の最も正側に大きい位相勾配を
与えて、収集する。また、第２回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内の２番目に正側に大きい位相勾配を与
えて、収集する。一般に、第ｉ回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与
えて、収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間
ｋｓｐの２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集
する。
（＝Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４に分ける。そして、第１回目の１次から
４次までの複数エコーについては、それぞれブロックｂ
１，ｂ２，ｂ３，ｂ４内の最も正側に大きい位相勾配を
与えて、収集する。また、第２回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内の２番目に正側に大きい位相勾配を与
えて、収集する。一般に、第ｉ回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与
えて、収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間
ｋｓｐの２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集
する。
【００１５】図３は、第１回目の１次から４次までの複
数エコーを収集するスピンエコー法のパルスシーケンス
図である。１次のエコーＥ１は、ブロックｂ１内の最も
正側に大きい位相（位相勾配＝＋１６０＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。２次のエコーＥ２は、
ブロックｂ２内の最も正側に大きい位相（位相勾配＝＋
９６＊ｇｗｓ）に対応するビューのデータを与える。３
次のエコーＥ３は、ブロックｂ３内の最も正側に大きい
位相（位相勾配＝＋３２＊ｇｗｓ）に対応するビューの
データを与える。４次のエコーＥ４は、ブロックｂ４内
の最も正側に大きい位相（位相勾配＝−３２＊ｇｗｓ）
に対応するビューのデータを与える。
数エコーを収集するスピンエコー法のパルスシーケンス
図である。１次のエコーＥ１は、ブロックｂ１内の最も
正側に大きい位相（位相勾配＝＋１６０＊ｇｗｓ）に対
応するビューのデータを与える。２次のエコーＥ２は、
ブロックｂ２内の最も正側に大きい位相（位相勾配＝＋
９６＊ｇｗｓ）に対応するビューのデータを与える。３
次のエコーＥ３は、ブロックｂ３内の最も正側に大きい
位相（位相勾配＝＋３２＊ｇｗｓ）に対応するビューの
データを与える。４次のエコーＥ４は、ブロックｂ４内
の最も正側に大きい位相（位相勾配＝−３２＊ｇｗｓ）
に対応するビューのデータを与える。
【００１６】上記ＭＲＩ撮像方法では、図４に示すよう
に、ＤＣビュー（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）が、ブロック
ｂ３の中央に位置している。また、低周波領域（図４の
ハッチング部分）がブロックｂ３に収っている。このた
め、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
がなくなり、画質に悪影響を与えない。また、ＭＲＩ画
像のコントラストがブロックｂ３のコントラストにより
決定され、異なるコントラストの混じりあったものとな
ることが防止される。
に、ＤＣビュー（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）が、ブロック
ｂ３の中央に位置している。また、低周波領域（図４の
ハッチング部分）がブロックｂ３に収っている。このた
め、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
がなくなり、画質に悪影響を与えない。また、ＭＲＩ画
像のコントラストがブロックｂ３のコントラストにより
決定され、異なるコントラストの混じりあったものとな
ることが防止される。
【００１７】図５は、この発明のＭＲＩ撮像方法の他の
実施例の説明図である。各ビューは、−１５９＊ｇｗｓ
から＋９６＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられている。
これは、元々の−１２７＊ｇｗｓから＋１２８＊ｇｗｓ
までの位相に対して、オフセット位相勾配量−３２＊ｇ
ｗｓを加えたものである。ｋ空間ｋｓｐは、連続する６
４（＝Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，
ｂ２，ｂ３，ｂ４に分け、第ｉ回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与
えて収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間ｋ
ｓｐの２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集す
る。
実施例の説明図である。各ビューは、−１５９＊ｇｗｓ
から＋９６＊ｇｗｓまでの位相に対応付けられている。
これは、元々の−１２７＊ｇｗｓから＋１２８＊ｇｗｓ
までの位相に対して、オフセット位相勾配量−３２＊ｇ
ｗｓを加えたものである。ｋ空間ｋｓｐは、連続する６
４（＝Ｍ）ビューづつの４（＝Ｓ）個のブロックｂ１，
ｂ２，ｂ３，ｂ４に分け、第ｉ回目の１次から４次まで
の複数エコーについては、それぞれブロックｂ１，ｂ
２，ｂ３，ｂ４内のｉ番目に正側に大きい位相勾配を与
えて収集する。これを第６４回まで繰り返し、ｋ空間ｋ
ｓｐの２５６（＝４×６４）ビュー分のデータを収集す
る。
【００１８】上記ＭＲＩ撮像方法では、図６に示すよう
に、ＤＣビュー（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）が、ブロック
ｂ２の中央に位置している。また、低周波領域（図６の
ハッチング部分）がブロックｂ２に収っている。このた
め、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
がなくなり、画質に悪影響を与えない。また、ＭＲＩ画
像のコントラストがブロックｂ２のコントラストにより
決定され、異なるコントラストの混じりあったものとな
ることが防止される。
に、ＤＣビュー（位相勾配＝０＊ｇｗｓ）が、ブロック
ｂ２の中央に位置している。また、低周波領域（図６の
ハッチング部分）がブロックｂ２に収っている。このた
め、ＤＣビューのところで信号強度の段差が生じること
がなくなり、画質に悪影響を与えない。また、ＭＲＩ画
像のコントラストがブロックｂ２のコントラストにより
決定され、異なるコントラストの混じりあったものとな
ることが防止される。
【００１９】また、上記２つの実施例から分るように、
オフセット位相勾配量を変えることによって、コントラ
ストの異なるＭＲＩ画像を得ることが出来る。なお、上
記実施例では、ｋ空間を４つのブロックに分けたが、偶
数個ならブロック数は任意である。
オフセット位相勾配量を変えることによって、コントラ
ストの異なるＭＲＩ画像を得ることが出来る。なお、上
記実施例では、ｋ空間を４つのブロックに分けたが、偶
数個ならブロック数は任意である。
【００２０】さらに、上記実施例では、得られるデータ
はＤＣビューに対して非対称となり、ブロック数が小さ
い場合には画質劣化の一因となるが、データの複素共役
をとる等の手法によりｋ空間をうめる画像再構成手法等
と組み合わせることにより、これも回避できる。また、
上記実施例では、ＳＥ法のマルチエコー手法を利用した
パルスシーケンスを用いているが、ＩＲ法のマルチエコ
ー手法を適用したパルスシーケンスなどを利用する場合
にも、この発明を適用できる。
はＤＣビューに対して非対称となり、ブロック数が小さ
い場合には画質劣化の一因となるが、データの複素共役
をとる等の手法によりｋ空間をうめる画像再構成手法等
と組み合わせることにより、これも回避できる。また、
上記実施例では、ＳＥ法のマルチエコー手法を利用した
パルスシーケンスを用いているが、ＩＲ法のマルチエコ
ー手法を適用したパルスシーケンスなどを利用する場合
にも、この発明を適用できる。
【００２１】
【発明の効果】この発明によれば、ＤＣビューのところ
でＴ2 減衰による信号強度の段差が生じることによる画
質への悪影響がなくなる。また、ＭＲＩ画像のコントラ
ストが、異なるコントラストの混じりあったものとなる
ことが防止される。この結果、良好な画質が得られるよ
うになる。
でＴ2 減衰による信号強度の段差が生じることによる画
質への悪影響がなくなる。また、ＭＲＩ画像のコントラ
ストが、異なるコントラストの混じりあったものとなる
ことが防止される。この結果、良好な画質が得られるよ
うになる。
【図１】この発明のＭＲＩ撮像方法を実施するためのＭ
ＲＩ装置の一例のブロック図である。
ＲＩ装置の一例のブロック図である。
【図２】この発明のＭＲＩ撮像方法の一実施例の説明図
である。
である。
【図３】図２の実施例に係るパルスシーケンスの例示図
である。
である。
【図４】図２の実施例の効果の説明図である。
【図５】この発明のＭＲＩ撮像方法の他の実施例の説明
図である。
図である。
【図６】図５の実施例の効果の説明図である。
【図７】従来のＭＲＩ撮像方法の一例の説明図である。
【図８】図７の従来例に係るパルスシーケンスの例示図
である。
である。
【図９】図７の従来例の問題点の説明図である。
１ ＭＲＩ装置 ２ 計算機 ３ シーケンスコントローラ ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４ ブロック Ｅ１ １次エコー Ｅ２ ２次エコー Ｅ３ ３次エコー Ｅ４ ４次エコー ｇｗｓ １ビュー当たりの勾配量 Ｎ 全ビュー数 Ｍ １ブロック当たりのビュー数
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭63−183046（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−245123（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−253202（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (1)
- 【請求項１】 マルチエコーの収集を繰り返し、収集し
たエコーのデータに基づいて画像を生成するＭＲＩ装置
であって、 ｋ空間を構成するＮビューを、連続するＭビューづつを
１ブロックとする偶数であるＳ個のブロックに分け、前
記マルチエコーに対応する１次からＳ次に関してはそれ
ぞれ異なるブロックに対応する位相をエンコードし且つ
第１回から第Ｍ回に関してはそれぞれ同一ブロック内の
異なるビューに対応する位相をエンコードする位相勾配
を与えるとともに、ＤＣビューが一つのブロックの中央
付近のビューとなるオフセット位相勾配量を各位相勾配
に付加しながら、前記１次からＳ次までの複数エコーを
収集することを前記第１回から第Ｍ回まで繰り返して、
ｋ空間を構成するＮ（＝Ｓ×Ｍ）ビュー分のデータを収
集するパルスシーケンスを実行する手段を備えたことを
特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (7)
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Family Applications (1)
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-
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