JP3447099B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP3447099B2 JP3447099B2 JP03374594A JP3374594A JP3447099B2 JP 3447099 B2 JP3447099 B2 JP 3447099B2 JP 03374594 A JP03374594 A JP 03374594A JP 3374594 A JP3374594 A JP 3374594A JP 3447099 B2 JP3447099 B2 JP 3447099B2
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- Japan
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- data
- echo
- sampling
- mri apparatus
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Magnetic R
esonance Imaging）装置におけるデータ収集方法および
イメージング方法およびＭＲＩ装置に関し、さらに詳し
くは、画像再構成時間を短縮できるようにしたＭＲＩ装
置におけるデータ収集方法およびイメージング方法およ
びＭＲＩ装置に関する。
esonance Imaging）装置におけるデータ収集方法および
イメージング方法およびＭＲＩ装置に関し、さらに詳し
くは、画像再構成時間を短縮できるようにしたＭＲＩ装
置におけるデータ収集方法およびイメージング方法およ
びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図８は、ＭＲＩ装置における通常のフル
エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すなわ
ち、ｋ−スペースの周波数軸方向のデータ数をＮとする
とき、エコー中心（プロトン励起用のパルス系列ＳＧに
おける励起パルスからエコー時間ＴＥ後の時間位置）よ
り時間的に前のサンプリング数Ｎ／２およびエコー中心
より時間的に後のサンプリング数Ｎ／２のＮ個のサンプ
リング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリング
データを収集する。従って、図９に示すように、収集し
たサンプリングデータは、ｋ−スペースＳを埋めつく
す。画像再構成では、前記ｋ−スペースＳのデータに対
し２次元フーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚数成分
Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生
成する。
エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すなわ
ち、ｋ−スペースの周波数軸方向のデータ数をＮとする
とき、エコー中心（プロトン励起用のパルス系列ＳＧに
おける励起パルスからエコー時間ＴＥ後の時間位置）よ
り時間的に前のサンプリング数Ｎ／２およびエコー中心
より時間的に後のサンプリング数Ｎ／２のＮ個のサンプ
リング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリング
データを収集する。従って、図９に示すように、収集し
たサンプリングデータは、ｋ−スペースＳを埋めつく
す。画像再構成では、前記ｋ−スペースＳのデータに対
し２次元フーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚数成分
Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生
成する。
【０００３】図１０は、ＭＲＩ装置における従来の非対
称エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すな
わち、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍ
（通常、ｍはＮ×１０％程度である。）およびエコー中
心より時間的に後のサンプリング数Ｎ／２の（ｍ＋Ｎ／
２）個のサンプリング点でエコー信号をサンプリング
し、サンプリングデータを収集する。従って、図１１に
示すように、収集したサンプリングデータはｋ−スペー
スを埋めつくさず、欠けている部分Ｅを生じる。画像再
構成では、まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中
心に対応するｋ−スペースＳを想定し、前記中心軸Ｇｙ
に対称な（ｍ＋ｍ）の範囲のサンプリングデータを用い
て位相補正を行う。この位相補正を行うのは、主磁場不
均一，生体内の磁化率の違いによる局所的磁場不均一，
血流による位相シフトなどに起因する位相歪をサンプリ
ングデータが含むので、この位相歪を除去するためであ
る。そして、ｋ−スペースの半分のデータＨ（図１１）
に対して２次元フーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚
数成分Ｉｍを得て、その実数成分Ｒｅの画像を生成す
る。通常、虚数成分Ｉｍを使用すると望ましい画像が得
られないため、虚数成分Ｉｍは使用しない。
称エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すな
わち、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍ
（通常、ｍはＮ×１０％程度である。）およびエコー中
心より時間的に後のサンプリング数Ｎ／２の（ｍ＋Ｎ／
２）個のサンプリング点でエコー信号をサンプリング
し、サンプリングデータを収集する。従って、図１１に
示すように、収集したサンプリングデータはｋ−スペー
スを埋めつくさず、欠けている部分Ｅを生じる。画像再
構成では、まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中
心に対応するｋ−スペースＳを想定し、前記中心軸Ｇｙ
に対称な（ｍ＋ｍ）の範囲のサンプリングデータを用い
て位相補正を行う。この位相補正を行うのは、主磁場不
均一，生体内の磁化率の違いによる局所的磁場不均一，
血流による位相シフトなどに起因する位相歪をサンプリ
ングデータが含むので、この位相歪を除去するためであ
る。そして、ｋ−スペースの半分のデータＨ（図１１）
に対して２次元フーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚
数成分Ｉｍを得て、その実数成分Ｒｅの画像を生成す
る。通常、虚数成分Ｉｍを使用すると望ましい画像が得
られないため、虚数成分Ｉｍは使用しない。
【０００４】この特殊な画像再構成は数学的には後述の
（数１）でｔ０＝０とおいた場合に相当し、第２項がゼ
ロとなり、実数成分より強度が１／２の所望の画像が得
られる。
（数１）でｔ０＝０とおいた場合に相当し、第２項がゼ
ロとなり、実数成分より強度が１／２の所望の画像が得
られる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記フルエコー法で
は、位相補正は全く要らないが、エコー中心より前にサ
ンプリング数Ｎ／２のデータを収集するため、エコー時
間ＴＥを短くすることが出来ない。このため、エコー時
間ＴＥを短くしたい場合は、上記非対称エコー法が用い
られている。しかし、上記従来の非対称エコー法では、
位相補正が必要であるため、画像再構成時間が長くなっ
てしまう問題点がある。なお、位相補正を行わないと、
位相歪によって、画像にアーチファクトを生じてしま
う。また、従来例に示すような特殊な画像再構成を用い
ないとリンギングアーチファクトを生じてしまう。そこ
で、この発明の目的は、非対称エコー法を改良して、上
記位相補正を不要とし、画像再構成時間を短縮できるよ
うにしたＭＲＩ装置におけるデータ収集方法およびイメ
ージング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
は、位相補正は全く要らないが、エコー中心より前にサ
ンプリング数Ｎ／２のデータを収集するため、エコー時
間ＴＥを短くすることが出来ない。このため、エコー時
間ＴＥを短くしたい場合は、上記非対称エコー法が用い
られている。しかし、上記従来の非対称エコー法では、
位相補正が必要であるため、画像再構成時間が長くなっ
てしまう問題点がある。なお、位相補正を行わないと、
位相歪によって、画像にアーチファクトを生じてしま
う。また、従来例に示すような特殊な画像再構成を用い
ないとリンギングアーチファクトを生じてしまう。そこ
で、この発明の目的は、非対称エコー法を改良して、上
記位相補正を不要とし、画像再構成時間を短縮できるよ
うにしたＭＲＩ装置におけるデータ収集方法およびイメ
ージング方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、ＭＲＩ装置において、エコー中心より時間的に前
のサンプリング数をｍ、エコー中心より時間的に後のサ
ンプリング数をｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全デ
ータ数をＮとするとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ
≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ≦Ｎとしてエコー信号をサ
ンプリングしデータを収集することを特徴とするＭＲＩ
装置におけるデータ収集方法を提供する。
明は、ＭＲＩ装置において、エコー中心より時間的に前
のサンプリング数をｍ、エコー中心より時間的に後のサ
ンプリング数をｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全デ
ータ数をＮとするとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ
≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ≦Ｎとしてエコー信号をサ
ンプリングしデータを収集することを特徴とするＭＲＩ
装置におけるデータ収集方法を提供する。
【０００７】第２の観点では、この発明は、ＭＲＩ装置
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をｍ、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
ｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとす
るとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、
且つ、ｍ＋ｐ＝Ｎとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、そのサンプリングデータに
対して２次元フーリエ変換を施し、実数成分Ｒｅおよび
虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の
画像を生成することを特徴とするＭＲＩ装置におけるイ
メージング方法を提供する。
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をｍ、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
ｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとす
るとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、
且つ、ｍ＋ｐ＝Ｎとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、そのサンプリングデータに
対して２次元フーリエ変換を施し、実数成分Ｒｅおよび
虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の
画像を生成することを特徴とするＭＲＩ装置におけるイ
メージング方法を提供する。
【０００８】第３の観点では、この発明は、ＭＲＩ装置
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をｍ、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
ｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとす
るとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、
且つ、ｍ＋ｐ＜Ｎとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、周波数軸方向の中心がエコ
ー中心に対応するｋ−スペース中で前記サンプリングデ
ータの欠けた部分に０を代入し、そのｋ−スペースのデ
ータに対して２次元フーリエ変換を施し、実数成分Ｒｅ
および虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉ
ｍ2｝の画像を生成することを特徴とするＭＲＩ装置に
おけるイメージング方法を提供する。
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をｍ、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
ｐ、ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとす
るとき、ｍ＜ｐ、且つ、Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、
且つ、ｍ＋ｐ＜Ｎとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、周波数軸方向の中心がエコ
ー中心に対応するｋ−スペース中で前記サンプリングデ
ータの欠けた部分に０を代入し、そのｋ−スペースのデ
ータに対して２次元フーリエ変換を施し、実数成分Ｒｅ
および虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉ
ｍ2｝の画像を生成することを特徴とするＭＲＩ装置に
おけるイメージング方法を提供する。
【０００９】第４の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ≦Ｎとして
エコー信号をサンプリングしデータを収集するデータ収
集手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供す
る。
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ≦Ｎとして
エコー信号をサンプリングしデータを収集するデータ収
集手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供す
る。
【００１０】第５の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＝Ｎとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、そのサンプリングデータに対
して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒｅおよび虚数
成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を
生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とする
ＭＲＩ装置を提供する。
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＝Ｎとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、そのサンプリングデータに対
して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒｅおよび虚数
成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を
生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とする
ＭＲＩ装置を提供する。
【００１１】第６の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＜Ｎとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、周波数軸方向の中心がエコー
中心に対応するｋ−スペース中で前記サンプリングデー
タの欠けた部分に“０”を代入しそのｋ−スペースのデ
ータに対して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒｅお
よび虚数成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝
の画像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特
徴とするＭＲＩ装置を提供する。
より時間的に前のサンプリング数ｍがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数ｐより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するＭＲＩ装置において、ｋ−
スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとするとき、
Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＜Ｎとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、周波数軸方向の中心がエコー
中心に対応するｋ−スペース中で前記サンプリングデー
タの欠けた部分に“０”を代入しそのｋ−スペースのデ
ータに対して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒｅお
よび虚数成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝
の画像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特
徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１２】
【作用】図１２に示す非対称エコー信号ｘ’（ｔ）は、
非対称エコー法によるサンプリングデータに相当する。
エコー中心を時刻ｔ＝０とし、また、非対称エコー法で
のサンプリング開始時刻を−ｔ０とし、 ｈ（ｔ）＝１ ｔ≧−ｔ０ ｈ（ｔ）＝０ ｔ＜−ｔ０ なる窓関数ｈ（ｔ）を想定すると、前記非対称エコー信
号ｘ’（ｔ）は、窓関数ｈ（ｔ）を対称エコー信号ｘ
（ｔ）に乗算したものと等価であるから、 ｘ’（ｔ）＝ｘ（ｔ）・ｈ（ｔ） と表せる。そこで、非対称エコー信号ｘ’（ｔ）のフー
リエ変換Ｆ［ｘ’（ｔ）］は、 Ｆ［ｘ’（ｔ）］＝Ｆ［ｘ（ｔ）・ｈ（ｔ）］ ＝Ｆ［ｘ（ｔ）］＊Ｆ［ｈ（ｔ）］ …(ａ) となる。ここで、ｔ０＝０とすると、 Ｆ［ｈ（ｔ）］＝δ（ｆ）／２−ｉ／(２πｆ) （但し、δ（ｆ）はデルタ関数） であるから、 Ｆ［ｈ（ｔ＋ｔ０）］ ＝exp｛ｉ・２π・ｔ０｝・（δ（ｆ）／２−ｉ／(２πｆ)） …(ｂ) となる。式（ａ）に式（ｂ）を代入して整理し、 Ｆ［ｘ’（ｔ）］＝Ｉ（ｆ） Ｆ［ｘ（ｔ）］ ＝Ｘ（ｆ） とおけば、次の（数１）が得られる。
非対称エコー法によるサンプリングデータに相当する。
エコー中心を時刻ｔ＝０とし、また、非対称エコー法で
のサンプリング開始時刻を−ｔ０とし、 ｈ（ｔ）＝１ ｔ≧−ｔ０ ｈ（ｔ）＝０ ｔ＜−ｔ０ なる窓関数ｈ（ｔ）を想定すると、前記非対称エコー信
号ｘ’（ｔ）は、窓関数ｈ（ｔ）を対称エコー信号ｘ
（ｔ）に乗算したものと等価であるから、 ｘ’（ｔ）＝ｘ（ｔ）・ｈ（ｔ） と表せる。そこで、非対称エコー信号ｘ’（ｔ）のフー
リエ変換Ｆ［ｘ’（ｔ）］は、 Ｆ［ｘ’（ｔ）］＝Ｆ［ｘ（ｔ）・ｈ（ｔ）］ ＝Ｆ［ｘ（ｔ）］＊Ｆ［ｈ（ｔ）］ …(ａ) となる。ここで、ｔ０＝０とすると、 Ｆ［ｈ（ｔ）］＝δ（ｆ）／２−ｉ／(２πｆ) （但し、δ（ｆ）はデルタ関数） であるから、 Ｆ［ｈ（ｔ＋ｔ０）］ ＝exp｛ｉ・２π・ｔ０｝・（δ（ｆ）／２−ｉ／(２πｆ)） …(ｂ) となる。式（ａ）に式（ｂ）を代入して整理し、 Ｆ［ｘ’（ｔ）］＝Ｉ（ｆ） Ｆ［ｘ（ｔ）］ ＝Ｘ（ｆ） とおけば、次の（数１）が得られる。
【００１３】
【数１】
【００１４】（数１）の実数成分は、対称エコー信号ｘ
（ｔ）の１／２パワーの画像と，ｔ０により決まる周波
数成分のシンク（ｓｉｎｃ）関数と対称エコー信号のた
たみ込みの和になっている。このことは、ｔ０が小さい
場合はリンギングアーチファクトを無視できないが、ｔ
０が大きい場合はリンギングアーチファクトを無視でき
ることを示している。従来のようにｔ０が小さいデータ
で従来例のような特殊な画像再構成を用いないとリンギ
ングアーチファクトが問題となる。
（ｔ）の１／２パワーの画像と，ｔ０により決まる周波
数成分のシンク（ｓｉｎｃ）関数と対称エコー信号のた
たみ込みの和になっている。このことは、ｔ０が小さい
場合はリンギングアーチファクトを無視できないが、ｔ
０が大きい場合はリンギングアーチファクトを無視でき
ることを示している。従来のようにｔ０が小さいデータ
で従来例のような特殊な画像再構成を用いないとリンギ
ングアーチファクトが問題となる。
【００１５】さて、この発明のＭＲＩ装置におけるデー
タ収集方法およびイメージング方法およびＭＲＩ装置で
は、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍをｋ
−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２０％以上
とするから、従来の非対称エコー法（通常、１０％程
度）に比べて、上記ｔ０が大きくなっている。従って、
位相補正を行わないが、位相歪によるアーチファクトを
低減できることになる。また、従来例のような特殊な画
像再構成を行わなくてもリンギングアーチファクトが無
視できるぐらい小さい。また、エコー中心より時間的に
前のサンプリング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の
全データ数Ｎの３５％以下とするから、非対称エコー法
の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応できる。そ
して、位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮
できるようになる。
タ収集方法およびイメージング方法およびＭＲＩ装置で
は、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍをｋ
−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２０％以上
とするから、従来の非対称エコー法（通常、１０％程
度）に比べて、上記ｔ０が大きくなっている。従って、
位相補正を行わないが、位相歪によるアーチファクトを
低減できることになる。また、従来例のような特殊な画
像再構成を行わなくてもリンギングアーチファクトが無
視できるぐらい小さい。また、エコー中心より時間的に
前のサンプリング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の
全データ数Ｎの３５％以下とするから、非対称エコー法
の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応できる。そ
して、位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮
できるようになる。
【００１６】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。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装置の一
実施例のブロック図である。このＭＲＩ装置１００にお
いて、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入
するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取り
まくようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁
場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル
（勾配コイルは、読み出し，位相エンコード，スライス
選択の各軸のコイルを備えている）と、被検体内の原子
核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与える送信コ
イルと、被検体からのＮＭＲ（Nuclear Magnetic Reson
ance）信号を検出する受信コイル等が配置されている。
静磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信
コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路
３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されて
いる。
に詳しく説明する。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装置の一
実施例のブロック図である。このＭＲＩ装置１００にお
いて、マグネットアセンブリ１は、内部に被検体を挿入
するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取り
まくようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁
場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル
（勾配コイルは、読み出し，位相エンコード，スライス
選択の各軸のコイルを備えている）と、被検体内の原子
核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与える送信コ
イルと、被検体からのＮＭＲ（Nuclear Magnetic Reson
ance）信号を検出する受信コイル等が配置されている。
静磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルおよび受信
コイルは、それぞれ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路
３，ＲＦ電力増幅器４および前置増幅器５に接続されて
いる。
【００１７】シーケンス記憶回路８は、計算機７からの
指令に従い、スピンエコー法やグラジエントエコー法な
どのパルス系列に基づいて、勾配磁場駆動回路３を操作
し、前記マグネットアセンブリ１の勾配磁場コイルから
勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作
し、ＲＦ発振回路１０の高周波出力信号を所定タイミン
グ・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをＲＦパ
ルスとしてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４
でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送
信コイルに印加し、被検体の目的のスライスを選択励起
する。
指令に従い、スピンエコー法やグラジエントエコー法な
どのパルス系列に基づいて、勾配磁場駆動回路３を操作
し、前記マグネットアセンブリ１の勾配磁場コイルから
勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路９を操作
し、ＲＦ発振回路１０の高周波出力信号を所定タイミン
グ・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをＲＦパ
ルスとしてＲＦ電力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４
でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ１の送
信コイルに印加し、被検体の目的のスライスを選択励起
する。
【００１８】前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１
の受信コイルで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増
幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、
ＲＦ発振回路１０の出力を参照信号とし、前置増幅器５
からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に
与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信
号をディジタル信号に変換して、計算機７に入力する。
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からのデジタル信号に対
する画像再構成演算を行い、目的のスライスのイメージ
（プロトン密度像）を生成する。このイメージは、表示
装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３
から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受
け持つ。
の受信コイルで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増
幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、
ＲＦ発振回路１０の出力を参照信号とし、前置増幅器５
からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に
与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信
号をディジタル信号に変換して、計算機７に入力する。
計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からのデジタル信号に対
する画像再構成演算を行い、目的のスライスのイメージ
（プロトン密度像）を生成する。このイメージは、表示
装置６にて表示される。また、計算機７は、操作卓１３
から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受
け持つ。
【００１９】図２は、上記ＭＲＩ装置１００における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第１例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第１例では、ｍはＮ×２５％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第１
例では、ｐはＮ×７５％とする。）のＮ個のサンプリン
グ点でエコー信号をサンプリングし、サンプリングデー
タを収集する。従って、図３に示すように、収集したサ
ンプリングデータはｋ−スペースを埋めつくす。画像再
構成では、前記ｋ−スペースＳのデータに対し２次元フ
ーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚数成分Ｉｍを得
て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
以上の第１例のデータ収集方法およびイメージング方法
では、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍを
ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２５％と
するから、ｔ０が大きく、位相補正を行わないが位相歪
によるアーチファクトを低減できる。また、従来例のよ
うな特殊な画像再構成を行わなくてもリンギングアーチ
ファクトが無視できるぐらい小さい。また、非対称エコ
ー法の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応でき
る。また、位相補正を行わないため、画像再構成時間を
短縮することが出来る。さらに、従来は収集していなか
った高周波成分（図３に示すＱの部分）を含むため、画
像分解能を上げることが出来る。
対称エコー法によるデータ収集方法の第１例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第１例では、ｍはＮ×２５％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第１
例では、ｐはＮ×７５％とする。）のＮ個のサンプリン
グ点でエコー信号をサンプリングし、サンプリングデー
タを収集する。従って、図３に示すように、収集したサ
ンプリングデータはｋ−スペースを埋めつくす。画像再
構成では、前記ｋ−スペースＳのデータに対し２次元フ
ーリエ変換を行い、実数成分Ｒｅと虚数成分Ｉｍを得
て、絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
以上の第１例のデータ収集方法およびイメージング方法
では、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍを
ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２５％と
するから、ｔ０が大きく、位相補正を行わないが位相歪
によるアーチファクトを低減できる。また、従来例のよ
うな特殊な画像再構成を行わなくてもリンギングアーチ
ファクトが無視できるぐらい小さい。また、非対称エコ
ー法の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応でき
る。また、位相補正を行わないため、画像再構成時間を
短縮することが出来る。さらに、従来は収集していなか
った高周波成分（図３に示すＱの部分）を含むため、画
像分解能を上げることが出来る。
【００２０】図４は、上記ＭＲＩ装置１００における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第２例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第２例では、ｍはＮ×３５％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第２
例では、ｐはＮ×５０％とする。）の（ｍ＋ｐ）個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図５に示すように、収
集したサンプリングデータはｋ−スペースＳを埋めつく
さず、欠けている部分Ｆ１を生じる。画像再構成では、
まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中心に対応す
るｋ−スペースＳを想定し、サンプリングデータの欠け
ている部分Ｆ１に“０”を代入する。そして、そのｋ−
スペースＳのデータに対して２次元フーリエ変換を施
し、実数成分Ｒｅおよび虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ
＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
対称エコー法によるデータ収集方法の第２例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第２例では、ｍはＮ×３５％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第２
例では、ｐはＮ×５０％とする。）の（ｍ＋ｐ）個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図５に示すように、収
集したサンプリングデータはｋ−スペースＳを埋めつく
さず、欠けている部分Ｆ１を生じる。画像再構成では、
まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中心に対応す
るｋ−スペースＳを想定し、サンプリングデータの欠け
ている部分Ｆ１に“０”を代入する。そして、そのｋ−
スペースＳのデータに対して２次元フーリエ変換を施
し、実数成分Ｒｅおよび虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ
＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
【００２１】以上の第２例のデータ収集方法およびイメ
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数
Ｎの３５％とするから、ｔ０が大きく、位相補正を行わ
ないがリンギングアーチファクトを低減できる。また、
非対称エコー法の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに
対応できる。また、位相補正を行わないため、画像再構
成時間を短縮することが出来る。
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数
Ｎの３５％とするから、ｔ０が大きく、位相補正を行わ
ないがリンギングアーチファクトを低減できる。また、
非対称エコー法の利点を失わず、短いエコー時間ＴＥに
対応できる。また、位相補正を行わないため、画像再構
成時間を短縮することが出来る。
【００２２】図６は、上記ＭＲＩ装置１００における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第３例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第３例では、ｍはＮ×２０％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第３
例では、ｐはＮ×３０％とする。）の（ｍ＋ｐ）個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図７に示すように、収
集したサンプリングデータはｋ−スペースＳを埋めつく
さず、欠けている部分Ｆ１，Ｆ２を生じる。画像再構成
では、まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中心に
対応するｋ−スペースＳを想定し、サンプリングデータ
の欠けている部分Ｆ１，Ｆ２に“０”を代入し、そのｋ
−スペースＳのデータに対して２次元フーリエ変換を施
し、実数成分Ｒｅおよび虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ
＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
対称エコー法によるデータ収集方法の第３例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数ｍ（第３例では、ｍはＮ×２０％とする。）およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ（第３
例では、ｐはＮ×３０％とする。）の（ｍ＋ｐ）個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図７に示すように、収
集したサンプリングデータはｋ−スペースＳを埋めつく
さず、欠けている部分Ｆ１，Ｆ２を生じる。画像再構成
では、まず、周波数軸方向の中心軸Ｇｙがエコー中心に
対応するｋ−スペースＳを想定し、サンプリングデータ
の欠けている部分Ｆ１，Ｆ２に“０”を代入し、そのｋ
−スペースＳのデータに対して２次元フーリエ変換を施
し、実数成分Ｒｅおよび虚数成分Ｉｍを得て、絶対値Ｚ
＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画像を生成する。
【００２３】以上の第３例のデータ収集方法およびイメ
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数
Ｎの２０％とするから、ｔ０が大きく、位相補正を行わ
ないが位相歪によるアーチファクトおよびリンギングア
ーチファクトを低減できる。また、非対称エコー法の利
点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応できる。また、
位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮するこ
とが出来る。
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数ｍをｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数
Ｎの２０％とするから、ｔ０が大きく、位相補正を行わ
ないが位相歪によるアーチファクトおよびリンギングア
ーチファクトを低減できる。また、非対称エコー法の利
点を失わず、短いエコー時間ＴＥに対応できる。また、
位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮するこ
とが出来る。
【００２４】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ装置におけるデータ収
集方法およびイメージング方法およびＭＲＩ装置によれ
ば、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍをｋ
−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２０％以上
３５％以下とするから、位相補正を行わなくても位相歪
によるアーチファクトおよびリンギングアーチファクト
を低減できる。また、非対称エコー法の利点を失わず、
短いエコー時間ＴＥに対応できる。そして、位相補正を
行わないため、画像再構成時間を短縮することが出来
る。特に、タイムオブフライト・アンジオグラフィにお
いて有用である。
集方法およびイメージング方法およびＭＲＩ装置によれ
ば、エコー中心より時間的に前のサンプリング数ｍをｋ
−スペースの周波数軸方向の全データ数Ｎの２０％以上
３５％以下とするから、位相補正を行わなくても位相歪
によるアーチファクトおよびリンギングアーチファクト
を低減できる。また、非対称エコー法の利点を失わず、
短いエコー時間ＴＥに対応できる。そして、位相補正を
行わないため、画像再構成時間を短縮することが出来
る。特に、タイムオブフライト・アンジオグラフィにお
いて有用である。
【図１】この発明のＭＲＩ装置の一実施例のブロック図
である
である
【図２】図１のＭＲＩ装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第１例の説明図である。
るデータ収集方法の第１例の説明図である。
【図３】図２のデータ収集方法にかかるｋ−スペースの
説明図である。
説明図である。
【図４】図１のＭＲＩ装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第２例の説明図である。
るデータ収集方法の第２例の説明図である。
【図５】図４のデータ収集方法にかかるｋ−スペースの
説明図である。
説明図である。
【図６】図１のＭＲＩ装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第３例の説明図である。
るデータ収集方法の第３例の説明図である。
【図７】図６のデータ収集方法にかかるｋ−スペースの
説明図である。
説明図である。
【図８】フルエコー法によるデータ収集方法の説明図で
ある。
ある。
【図９】図８のデータ収集方法にかかるｋ−スペースの
説明図である。
説明図である。
【図１０】従来の非対称エコー方法によるデータ収集方
法の説明図である。
法の説明図である。
【図１１】図１０のデータ収集方法にかかるｋ−スペー
スの説明図である。
スの説明図である。
【図１２】非対称エコー信号と対称エコー信号と窓関数
の説明図である。
の説明図である。
１００ ＭＲ装置
１ マグネットアセンブリ
７ 計算機
８ シーケンスコントローラ
９ ゲート変調回路
１０ ＲＦ発振回路
１３ 操作卓
Ｎ ｋ−スペースの周波数軸方向の全デー
タ数 ｍ エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数 ｐ エコー中心より時間的に後のサンプリ
ング数 ＴＥ エコー時間 ＳＧ プロトン励起用のパルス系列
タ数 ｍ エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数 ｐ エコー中心より時間的に後のサンプリ
ング数 ＴＥ エコー時間 ＳＧ プロトン励起用のパルス系列
Claims (5)
- 【請求項１】 エコー中心より時間的に前のサンプリン
グ数ｍがエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ
より少ない非対称のサンプリング点でデータを取得する
ＭＲＩ装置において、 ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとすると
き、 Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＝Ｎ としてエコー信号をサンプリングすることによりデータ
を収集するデータ収集手段と、そのサンプリングデータ
に対して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒｅおよび
虚数成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉｍ2｝の画
像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴と
するＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 エコー中心より時間的に前のサンプリン
グ数ｍがエコー中心より時間的に後のサンプリング数ｐ
より少ない非対称のサンプリング点でデータを取得する
ＭＲＩ装置において、 ｋ−スペースの周波数軸方向の全データ数をＮとすると
き、 Ｎ×２０％≦ｍ≦Ｎ×３５％、且つ、ｍ＋ｐ＜Ｎ としてエコー信号をサンプリングすることによりデータ
を収集するデータ収集手段と、周波数軸方向の中心がエ
コー中心に対応するｋ−スペース中で前記サンプリング
データの欠けた部分に“０”を代入しそのｋ−スペース
のデータに対して２次元フーリエ変換を施し実数成分Ｒ
ｅおよび虚数成分Ｉｍを得て絶対値Ｚ＝√｛Ｒｅ2＋Ｉ
ｍ2｝の画像を生成する画像再構成手段とを具備したこ
とを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、 ｍ＝Ｎ×２５％ であることを特徴とするＭＲＩ装置。
- 【請求項４】 請求項２に記載のＭＲＩ装置において、 ｍ＝Ｎ×３５％ ， ｐ＝Ｎ×５０％ であることを特徴とするＭＲＩ装置。
- 【請求項５】 請求項２に記載のＭＲＩ装置において、 ｍ＝Ｎ×２０％ ， ｐ＝Ｎ×３０％ であることを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03374594A JP3447099B2 (ja) | 1994-03-03 | 1994-03-03 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03374594A JP3447099B2 (ja) | 1994-03-03 | 1994-03-03 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07241280A JPH07241280A (ja) | 1995-09-19 |
| JP3447099B2 true JP3447099B2 (ja) | 2003-09-16 |
Family
ID=12394959
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03374594A Expired - Lifetime JP3447099B2 (ja) | 1994-03-03 | 1994-03-03 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3447099B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003061928A (ja) * | 2001-08-14 | 2003-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴信号獲得装置および磁気共鳴撮影装置 |
| DE102013218279A1 (de) | 2013-09-12 | 2015-03-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Erzeugung einer räumlich selektiven Anregung in einer Magnetresonanzeinrichtung und Magnetresonanzeinrichtung |
-
1994
- 1994-03-03 JP JP03374594A patent/JP3447099B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07241280A (ja) | 1995-09-19 |
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