JP3576641B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3576641B2 JP3576641B2 JP16325895A JP16325895A JP3576641B2 JP 3576641 B2 JP3576641 B2 JP 3576641B2 JP 16325895 A JP16325895 A JP 16325895A JP 16325895 A JP16325895 A JP 16325895A JP 3576641 B2 JP3576641 B2 JP 3576641B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse
- data
- phase
- gradient
- phase encoding
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims description 38
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 36
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 34
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 claims description 34
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 claims description 34
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 20
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 21
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 20
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 12
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 5
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 4
- 230000002542 deteriorative effect Effects 0.000 description 4
- RGCLLPNLLBQHPF-HJWRWDBZSA-N phosphamidon Chemical group CCN(CC)C(=O)C(\Cl)=C(/C)OP(=O)(OC)OC RGCLLPNLLBQHPF-HJWRWDBZSA-N 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 2
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 2
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 239000000696 magnetic material Substances 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
この発明は、ＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止することが出来るＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図１１は、従来のスピンエコー法（ＳＥ法）のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＶ１では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“−Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｈ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“−Ｇｍａｘ＋ΔＧ”（ΔＧは位相エンコードステップ）の位相エンコード勾配パルスｈ（２）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端の上記データ収集軌跡Ｌ１の次のデータ収集軌跡Ｌ２上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、位相エンコード量を変えながら前記励起ＲＦパルスＲの印加からエコーＳＥのサンプリングまでを繰り返し、ｋ空間Ｓ１を埋めるＭＲデータを収集する。
図１３は、位相エンコード勾配パルスｈ（１），ｈ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
【０００３】
図１４は、従来の高速スピンエコー法（Ｆａｓｔ ＳＥ法）のパルスシーケンスである。なお、スライス選択勾配および読み出し勾配については図１１と同様のため説明を省略する。
このパルスシーケンスＶ２では、励起ＲＦパルスＲを印加する。次に、第１の反転ＲＦパルスＰ１を印加する。次に、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）を印加する。次に、第１のエコーＳＥ１からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）の極性を反転したリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，１）を印加する。
次に、第２の反転ＲＦパルスＰ２を印加し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）を印加し、第２エコーＳＥ２からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）の極性を反転したリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，２）を印加する。
以下、同様にして、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら反転ＲＦパルスＰｍの印加からリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｍ＝３，…，Ｍについて繰り返す。
また、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら上記の励起ＲＦパルスＲの印加からリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｊ＝１，２，…，Ｊについて繰り返し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する。
【０００４】
図１５に、上記パルスシーケンスＶ２によるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡を示す。なお、図１５は、Ｍ＝４，ｊ＝１の場合のＭＲデータ収集軌跡を表している。
位相エンコード勾配パルスｇ（１，１），ｇ（１，２），ｇ（１，３），ｇ（１，４）によりＭＲデータ収集軌跡ｋ（１，１），ｋ（１，２），ｋ（１，３），ｋ（１，４）の位相軸上の位置が決められ、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１），ｇｒ（１，２），ｇｒ（１，３），ｇｒ（１，４）により位相軸上の“０”の位置に戻されている。
Ｍ＝４のエコー列の場合、ｋ空間Ｓ２を４つのブロックＢ１，Ｂ２，Ｂ３，Ｂ４に分割し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）の振幅を変えて第１ブロックＢ１を埋めるＭＲデータを第１エコーＳＥ１から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）の振幅を変えて第２ブロックＢ２を埋めるＭＲデータを第２エコーＳＥ２から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，３）の振幅を変えて第３ブロックＢ３を埋めるＭＲデータを第３エコーＳＥ３から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，４）の振幅を変えて第４ブロックＢ４を埋めるＭＲデータを第４エコーＳＥ４から収集する。
図１６は、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１），ｇｒ（１，１），ｇ（１，２），ｇｒ（１，２），ｇ（１，３），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
【０００５】
図１７は、ＭＲＩ装置のマグネットアセンブリの一例の模式図である。
このマグネットアセンブリ５００では、対向型永久磁石５２，５３により静磁場を形成させ、整磁板（ポールピース）５４，５５により磁場を調整し、磁場不均一性をなくしている。５０，５１はヨークである。
【０００６】
整磁板５４，５５は、磁性材料で構成されており、磁性ヒステリシス特性を持っている。このため、勾配磁場パルスを印加すると磁化され、残留磁化が残り、この残留磁化によって静磁場の不均一性状態が変化する。
図１８に、勾配磁場パルスと静磁場の不均一性変化の特性図を示す。
この特性図は、勾配磁場パルスを印加した後、静磁場の不均一状態が、勾配磁場パルスを印加しないときの静磁場の不均一状態を基準としてどれくらい変化したかを表している。
勾配磁場パルスの振幅を“＋Ｇｍａｘ”まで順に増加させて行くと、経路ａのように不均一性変化が大きくなって行き、点ωに至る。次に、勾配磁場パルスの振幅を“＋Ｇｍａｘ”から順に“０”に近づけて行くと、経路ｂのように不均一性変化は一定のままである。次に、勾配磁場パルスの振幅を“−Ｇｍａｘ”まで順に変化させて行くと、経路ｃのように不均一性変化が“０”になっていく。次に、勾配磁場パルスの振幅を“−Ｇｍａｘ”から順に“０”に近づけて行くと、経路ｄのように不均一性変化は“０”のままである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
従来のＳＥ法では、位相エンコード勾配パルスｈの大きさを“−Ｇｍａｘ”から“＋Ｇｍａｘ”まで順に変えてＭＲデータを収集するが、図１３に示すように、位相エンコード勾配パルスが零からプラスに振幅と極性が変わる過程で静磁場の不均一性変化が異なってくる。このため、ｋ−空間での負領域においてＭＲデータの間に位相ずれを生じ、イメージ上にリンギングアーチファクト（Ｒｉｎｇｉｎｇ Ａｒｔｉｆａｃｔ）やゴーストアーチファクト（Ｇｈｏｓｔ Ａｒｔｉｆａｃｔ）などを生じ、イメージの画質が劣化する問題点がある。
【０００８】
また、従来の高速ＳＥ法では、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１）を印加した後１番目のＭＲデータを収集し、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）を印加した後２番目のＭＲデータを収集するが、図１６に示すように、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１）とリワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）とは振幅および極性が変っているため、静磁場の不均一性変化が異なっている。このため、１番目のＭＲデータと２番目のＭＲデータの間に位相ずれを生じる。また同様に、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）とリワインド勾配パルスｇｒ（１，２）および位相エンコード勾配ｇ（１，３）とは振幅および極性が変っているため、静磁場の不均一性変化が異なっており、２番目のＭＲデータと３番目のＭＲデータの間にも位相ずれを生じる。このように、ＭＲデータを収集する際の静磁場の不均一性変化が毎回異なっているため、ＭＲデータ間に位相ずれを生じ、イメージ上に上記のアーチファクトを生じ、イメージの画質が劣化する問題点がある。
【０００９】
そこで、この発明の目的は、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止することが出来るＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲデータ収集方法において、前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集し、前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集し、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくし且つ正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集して、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１１】
第２の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲデータ収集方法において、前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集し、前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集し、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし且つ時間幅を変えて位相エンコード量を変更し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１２】
第３の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、次に位相エンコード勾配パルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集し、次にリワインド勾配パルスを印加し、前記反転ＲＦパルスの印加から前記リワインド勾配パルスの印加までを位相エンコード量を変えながらＭ（≧２）回繰り返し、ｋ空間を位相軸について分割するＭ個のブロックの各ＭＲデータを収集し、これを位相エンコード量を変えながらＪ回（≧２）繰り返して各ブロック内のＪ個のＭＲデータをそれぞれ収集するＭＲデータ収集方法において、同じブロック内のＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を一定とし時間幅を変え、異なるブロックの各ＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅，極性または時間幅の少なくとも１つを変え、異なるブロックのＭＲデータ間で生じた位相ずれは補正演算により補正することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１３】
第４の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくし且つ正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集して、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１４】
第５の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし且つ時間幅を変えて位相エンコード量を変更し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１５】
第６の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスを印加し、次に位相エンコード勾配印加手段により位相エンコード勾配パルスを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、次に位相エンコード勾配印加手段によりリワインド勾配パルスを印加し、前記反転ＲＦパルスの印加から前記リワインド勾配パルスの印加までを位相エンコード量を変えながらＭ（≧２）回繰り返し、ｋ空間を位相軸について分割するＭ個のブロックの各ＭＲデータを収集し、これを位相エンコード量を変えながらＪ回（≧２）繰り返して各ブロック内のＪ個のＭＲデータをそれぞれ収集するＭＲＩ装置において、前記位相エンコード勾配印加手段は、同じブロック内のＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を一定とし時間幅を変え、異なるブロックの各ＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅，極性または時間幅の少なくとも１つを変えると共に、異なるブロックのＭＲデータ間で生じた位相ずれを補正演算によって補正する補正演算手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１６】
第７の観点では、この発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、あるブロックのＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスの直前に印加するリワインド勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスおよび前記位相エンコード勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスを前記勾配磁場印加手段により印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスを印加し、次に前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により反転ＲＦパルスを印加し、次に前記反転ＲＦパルスからの時間間隔が前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの時間間隔と一致しない時刻にエコー強度がピークになるように前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加しながら前記エコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、そのＭＲデータに基づいて前記補正演算手段が補正を行うことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１７】
【作用】
上記第１の観点によるＭＲデータ収集方法および上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集する際には励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集する際には反転ＲＦパルスの後に位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加する。また、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくしていく。さらに、正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集する。
これにより、位相エンコード勾配パルスは、振幅が最大から順に小さくなり、且つ、極性が変化しなくなる。この結果、図１８の経路ｂ上での静磁場の不均一性変化に限定される。すなわち、静磁場の不均一性変化が一定となり、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなる。従って、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００１８】
上記第２の観点によるＭＲデータ収集方法および上記第５の観点によるＭＲＩ装置では、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集する際には励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集する際には反転ＲＦパルスの後に位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加する。また、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし、時間幅を変えることにより位相エンコード量を変更する。
このように位相エンコード勾配パルスの振幅が一定で且つ極性が変化しないと、図１８の点ωでの静磁場の不均一性変化に限定される。すなわち、静磁場の不均一性変化が一定となり、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなる。従って、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００１９】
上記第３の観点によるＭＲデータ収集方法および第６の観点によるＭＲＩ装置では、１つの励起ＲＦパルスに対してＭ個の反転ＲＦパルスを順に印加し、結像する第１のエコーから第Ｍのエコーをサンプリングして、ｋ空間を分割する第１のブロックから第Ｍのブロックにそれぞれ属する各ＭＲデータを収集し、これをＪ回繰り返して各ブロックを埋めるＭＲデータを収集する。そして、第１のエコーに対する位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅と極性が一定で、時間幅のみが変わるようにする。また同様に、第ｍ（＝２〜Ｍ）のエコーに対する位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅と極性が一定で、時間幅のみが変わるようにする。一方、第１〜第Ｍのエコーのそれぞれに対する各位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅，極性または時間幅の少なくとも１つが変わるようにする。
このとき、同じブロック内のＭＲデータ間では、サンプリングの直前に印加されている位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されているリワインド勾配パルスの振幅と極性が常に一定であるから、位相ずれを生じない。
一方、異なるブロックのＭＲデータ間では、サンプリングの直前に印加されている位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されているリワインド勾配パルスの振幅，極性が異なっている可能性があるから、位相ずれを生じる可能性がある。ところが、振幅，極性の異なり方は常に一定であるから、位相ずれも常に一定であり、補正演算により補正可能である。従って、異なるブロックのＭＲデータ間の位相ずれは補正演算により補正する。
これにより、全てのＭＲデータ間で位相エンコード勾配に起因する位相ずれがなくなる。従って、残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００２０】
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、等価リワインド勾配パルスおよび等価位相エンコード勾配パルスを印加して、いわゆるＦａｔ／ＷａｔｅｒのＤｉｘｏｎシーケンスを実施し、位相ずれを実測する。そして、その実測値から異なるブロックのＭＲデータ間の位相ずれを求め、その位相ずれをキャンセルするように位相補正を行う。
これにより、ＭＲＩ装置ごとの磁気特性に応じた補正を行うことが出来るようになる。
【００２１】
【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。
【００２２】
−第１実施例−
図１は、この発明の第１実施例のＭＲＩ装置１００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永久磁石１ｐと、スライス選択軸，読み出し軸，位相エンコード軸の勾配磁場パルスを発生するための勾配磁場コイル１ｇ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１ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１ｒとが配置されている。前記勾配磁場コイル１ｇ，送信コイル１ｔおよび受信コイル１ｒは、それぞれ勾配磁場駆動回路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。
【００２３】
シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、記憶しているパルスシーケンス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１ｇから勾配磁場パルス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の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状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１ｔに印加し、目的のスライス領域を選択励起する。
【００２４】
前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１の受信コイル１ｒ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の搬送波出力信号を参照信号とし、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ＭＲデータを読み込み、画像再構成演算を行い、目的のスライス領域のイメージを生成する。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。
【００２５】
図２は、この発明の第１実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＱ１では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の負領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌｎ上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（２）を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、励起ＲＦパルスＲと反転ＲＦパルスＰの間に位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…を印加し、反転ＲＦパルスＰの後に位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…を印加し、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域と正領域のＭＲデータを交互に収集する。ここで、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…の振幅を順に小さくし，極性および時間幅は同じとする。また、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…の振幅を順に小さくし，極性および時間幅は前記位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…と同じとする。
【００２６】
図３は、位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の極性は変化せず、振幅が“＋Ｇｍａｘ”から順に小さくなっている。従って、図４に示す実線の経路ｂ上での静磁場の不均一性変化に限定され、静磁場の不均一性変化が一定となる。
このため、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなり、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できる。
【００２７】
−第２実施例−
第２実施例のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図５は、この発明の第２実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＱ２では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の負領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌｎ上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（２）を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、励起ＲＦパルスＲと反転ＲＦパルスＰの間に位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…を印加し、反転ＲＦパルスＰの後に位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…を印加し、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集する。ここで、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…の時間幅を順に小さくし，振幅および極性は同じとする。また、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…の時間幅を順に小さくし，振幅および極性は前記位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…と同じとする。
【００２８】
図６は、位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅も極性も変化しない。従って、図７に示す点ω上での静磁場の不均一性変化に限定され、静磁場の不均一性変化が一定となる。
このため、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなり、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できる。
【００２９】
−第３実施例−
第３実施例のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図８は、この発明の第３実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。なお、スライス選択勾配および読み出し勾配については図２と同様のため説明を省略する。
このパルスシーケンスＱ３では、励起ＲＦパルスＲを印加する。次に、第１の反転ＲＦパルスＰ１を印加する。次に、位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）を印加する。次に、第１のエコーＳＥ１からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）の極性を反転したリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）を印加する。
次に、第２の反転ＲＦパルスＰ２を印加し、位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）を印加し、第２エコーＳＥ２からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）の極性を反転したリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，２）を印加する。
以下、同様にして、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性と時間幅の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら反転ＲＦパルスＰｍの印加からリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｍ＝３，…，Ｍについて繰り返す。
また、各エコーに対する位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を変えずに，時間幅のみを変えることにより位相エンコード量を変えながら上記の励起ＲＦパルスＲの印加からリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｊ＝１，２，…，Ｊについて繰り返し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する。
上記パルスシーケンスＱ３によるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡は図１５と同じになる。
【００３０】
図９は、位相エンコード勾配パルスｄ（１，１），ｄｒ（１，１），ｄ（１，２），ｄｒ（１，２），ｄ（１，３），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
最初の位相エンコード勾配パルスｄ（１，１）を除いて、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスは、ｄ（２，１）とｄｒ（１，４），ｄ（３，１）とｄｒ（２，４），ｄ（４，１）とｄｒ（３，４），…であるが、これらの振幅と極性は常に一定である。従って、第１エコーＳＥ１から収集されるＭＲデータすなわち第１ブロックＢ１内のＭＲデータの間には位相ずれを生じない。
同様に、第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスは、ｄ（１，２）とｄｒ（１，１），ｄ（２，２）とｄｒ（２，１），ｄ（３，２）とｄｒ（３，１），…であるが、これらの振幅と極性は常に一定である。従って、第２エコーＳＥ２から収集されるＭＲデータすなわち第２ブロックＢ２内のＭＲデータの間には位相ずれを生じない。
同様に、ブロックＢ３，…の各ブロック内のＭＲデータの間にも位相ずれを生じない。
【００３１】
一方、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスｄ（２，１）およびその直前に印加されるリワインド勾配パルスｄｒ（１，４）と，第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスｄ（１，２）およびその直前に印加されるリワインド勾配パルスｄｒ（１，１）とを比べると、振幅および極性が異なっている。従って、第１ブロックＢ１のＭＲデータと第２ブロックＢ２のＭＲデータの間には位相ずれを生じている。ところが、上述のように、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスの振幅，極性は常に一定であり，第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスの振幅，極性も常に一定であるから、振幅，極性の異なり方は常に一定であり、従って、第１ブロックＢ１のＭＲデータと第２ブロックＢ２のＭＲデータの間の位相ずれは常に一定である。そこで、この位相ずれ量が判れば、補正演算によって補正可能である。
同様に、第２ブロックＢ２のＭＲデータと第３ブロックＢ３のＭＲデータの間にも位相ずれを生じているが、この位相ずれも常に一定であり、この位相ずれ量が判れば、補正演算により補正可能である。
同様に、他の各ブロックのＭＲデータの間に位相ずれを生じているが、位相ずれ量が判れば、補正演算により補正可能である。
【００３２】
ここで、前記位相ずれ量は、例えば図１０のパルスシーケンスＱ３ｐを利用して実測することが出来る。なお、図１０では、スライス選択軸の図示を省略している。
このパルスシーケンスＱ３ｐでは、あるブロックＢｍのＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ−１）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ−１）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）’を印加し、その後にいわゆるＦａｔ／ＷａｔｅｒのＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘ（励起ＲＦパルスＲ９０を印加し、次に読み出し勾配パルスＲＤ１を印加し、次に反転ＲＦパルスＲ１８０を印加し、次に前記反転ＲＦパルスＲ１８０からの時間間隔Ｔ２が前記励起ＲＦパルスＲ９０と前記反転ＲＦパルスＲ１８０の時間間隔Ｔ１と一致しない時刻にエコー強度がピークになるように読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらサンプリングしてＭＲデータを収集する）を実施する。なお、ｄｒ（ｊ，０）＝ｄｒ（ｊ，Ｍ）とする。
具体的には、Ｍ＝４のとき、ブロックＢ１のＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，４）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，４）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）’を印加し、その後に前記ＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘを実施する。また、ブロックＢ２のＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）’を印加し、その後に前記ＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘを実施する。他のブロックＢ３，…についても同様である。
【００３３】
上記パルスシーケンスＱ３ｐにより得られたＭＲデータは、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁場による磁場不均一性を反映した位相情報を含んでいるから、各ブロックＢ１，Ｂ２，…についてのＭＲデータの位相情報を比較することにより、ブロック間の位相ずれ量を算出できる。
そして、位相ずれ量が判れば、その位相ずれ量だけ位相オフセットを加えることによって、ブロック間の位相ずれをキャンセルすることが出来る。
【００３４】
以上により、ｋ空間を埋める全てのＭＲデータ間で位相エンコード勾配パルスに起因する位相ずれがなくなる。従って、残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００３５】
なお、上記実施例ではＳＥ法および高速ＳＥ法について説明したが、本発明は３Ｄ−Ｆａｓｔ−ＳＥ法やＦａｓｔ−ＩＲ法に対しても適用できる。
【００３６】
【発明の効果】
この発明のＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置によれば、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるアーチファクトを低減することができ、イメージの画質を向上することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ装置を示すブロック図である。
【図２】この発明の第１実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図３】図２のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図４】図２のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスによる静磁場の不均一性変化の説明図である。
【図５】この発明の第２実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図６】図５のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図７】図５のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスによる静磁場の不均一性変化の説明図である。
【図８】この発明の第３実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図９】図８のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１０】残留磁化の位相への影響を実測するためのパルスシーケンス図である。
【図１１】従来のＳＥ法のパルスシーケンス図である。
【図１２】図１１のパルスシーケンスによるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡の説明図である。
【図１３】図１１のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１４】従来の高速ＳＥ法のパルスシーケンスの例示図である。
【図１５】図１４のパルスシーケンスによるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡の説明図である。
【図１６】図１４のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１７】ＭＲＩ装置のマグネットアセンブリの一例の模式図である。
【図１８】位相エンコード勾配パルスの振幅と極性に対する静磁場の不均一性変化の関係を示す特性図である。
【符号の説明】
１００ ＭＲＩ装置
１ マグネットアセンブリ
１ｐ 永久磁石
７ 計算機
８ シーケンス記憶回路
Ｒ，Ｒ９０ 励起ＲＦパルス
Ｐ１〜Ｐ４，Ｒ１８０ 反転ＲＦパルス
ｆ（１），ｆ（２），… 位相エンコード勾配パルス
ｄ（１，１），ｄ（１，２），… 位相エンコード勾配パルス
ｄｒ（１，１），ｄｒ（１，２），… リワインド勾配パルス
ｄ（ｊ，ｍ）’ 等価位相エンコード勾配パルス
ｄｒ（ｊ，ｍ−１）’ 等価リワインド勾配パルス
【産業上の利用分野】
この発明は、ＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止することが出来るＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図１１は、従来のスピンエコー法（ＳＥ法）のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＶ１では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“−Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｈ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“−Ｇｍａｘ＋ΔＧ”（ΔＧは位相エンコードステップ）の位相エンコード勾配パルスｈ（２）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端の上記データ収集軌跡Ｌ１の次のデータ収集軌跡Ｌ２上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、位相エンコード量を変えながら前記励起ＲＦパルスＲの印加からエコーＳＥのサンプリングまでを繰り返し、ｋ空間Ｓ１を埋めるＭＲデータを収集する。
図１３は、位相エンコード勾配パルスｈ（１），ｈ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
【０００３】
図１４は、従来の高速スピンエコー法（Ｆａｓｔ ＳＥ法）のパルスシーケンスである。なお、スライス選択勾配および読み出し勾配については図１１と同様のため説明を省略する。
このパルスシーケンスＶ２では、励起ＲＦパルスＲを印加する。次に、第１の反転ＲＦパルスＰ１を印加する。次に、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）を印加する。次に、第１のエコーＳＥ１からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）の極性を反転したリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，１）を印加する。
次に、第２の反転ＲＦパルスＰ２を印加し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）を印加し、第２エコーＳＥ２からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）の極性を反転したリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，２）を印加する。
以下、同様にして、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら反転ＲＦパルスＰｍの印加からリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｍ＝３，…，Ｍについて繰り返す。
また、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら上記の励起ＲＦパルスＲの印加からリワインド勾配パルスｇｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｊ＝１，２，…，Ｊについて繰り返し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する。
【０００４】
図１５に、上記パルスシーケンスＶ２によるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡を示す。なお、図１５は、Ｍ＝４，ｊ＝１の場合のＭＲデータ収集軌跡を表している。
位相エンコード勾配パルスｇ（１，１），ｇ（１，２），ｇ（１，３），ｇ（１，４）によりＭＲデータ収集軌跡ｋ（１，１），ｋ（１，２），ｋ（１，３），ｋ（１，４）の位相軸上の位置が決められ、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１），ｇｒ（１，２），ｇｒ（１，３），ｇｒ（１，４）により位相軸上の“０”の位置に戻されている。
Ｍ＝４のエコー列の場合、ｋ空間Ｓ２を４つのブロックＢ１，Ｂ２，Ｂ３，Ｂ４に分割し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，１）の振幅を変えて第１ブロックＢ１を埋めるＭＲデータを第１エコーＳＥ１から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，２）の振幅を変えて第２ブロックＢ２を埋めるＭＲデータを第２エコーＳＥ２から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，３）の振幅を変えて第３ブロックＢ３を埋めるＭＲデータを第３エコーＳＥ３から収集し、位相エンコード勾配パルスｇ（ｊ，４）の振幅を変えて第４ブロックＢ４を埋めるＭＲデータを第４エコーＳＥ４から収集する。
図１６は、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１），ｇｒ（１，１），ｇ（１，２），ｇｒ（１，２），ｇ（１，３），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
【０００５】
図１７は、ＭＲＩ装置のマグネットアセンブリの一例の模式図である。
このマグネットアセンブリ５００では、対向型永久磁石５２，５３により静磁場を形成させ、整磁板（ポールピース）５４，５５により磁場を調整し、磁場不均一性をなくしている。５０，５１はヨークである。
【０００６】
整磁板５４，５５は、磁性材料で構成されており、磁性ヒステリシス特性を持っている。このため、勾配磁場パルスを印加すると磁化され、残留磁化が残り、この残留磁化によって静磁場の不均一性状態が変化する。
図１８に、勾配磁場パルスと静磁場の不均一性変化の特性図を示す。
この特性図は、勾配磁場パルスを印加した後、静磁場の不均一状態が、勾配磁場パルスを印加しないときの静磁場の不均一状態を基準としてどれくらい変化したかを表している。
勾配磁場パルスの振幅を“＋Ｇｍａｘ”まで順に増加させて行くと、経路ａのように不均一性変化が大きくなって行き、点ωに至る。次に、勾配磁場パルスの振幅を“＋Ｇｍａｘ”から順に“０”に近づけて行くと、経路ｂのように不均一性変化は一定のままである。次に、勾配磁場パルスの振幅を“−Ｇｍａｘ”まで順に変化させて行くと、経路ｃのように不均一性変化が“０”になっていく。次に、勾配磁場パルスの振幅を“−Ｇｍａｘ”から順に“０”に近づけて行くと、経路ｄのように不均一性変化は“０”のままである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
従来のＳＥ法では、位相エンコード勾配パルスｈの大きさを“−Ｇｍａｘ”から“＋Ｇｍａｘ”まで順に変えてＭＲデータを収集するが、図１３に示すように、位相エンコード勾配パルスが零からプラスに振幅と極性が変わる過程で静磁場の不均一性変化が異なってくる。このため、ｋ−空間での負領域においてＭＲデータの間に位相ずれを生じ、イメージ上にリンギングアーチファクト（Ｒｉｎｇｉｎｇ Ａｒｔｉｆａｃｔ）やゴーストアーチファクト（Ｇｈｏｓｔ Ａｒｔｉｆａｃｔ）などを生じ、イメージの画質が劣化する問題点がある。
【０００８】
また、従来の高速ＳＥ法では、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１）を印加した後１番目のＭＲデータを収集し、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）を印加した後２番目のＭＲデータを収集するが、図１６に示すように、位相エンコード勾配パルスｇ（１，１）とリワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）とは振幅および極性が変っているため、静磁場の不均一性変化が異なっている。このため、１番目のＭＲデータと２番目のＭＲデータの間に位相ずれを生じる。また同様に、リワインド勾配パルスｇｒ（１，１）および位相エンコード勾配パルスｇ（１，２）とリワインド勾配パルスｇｒ（１，２）および位相エンコード勾配ｇ（１，３）とは振幅および極性が変っているため、静磁場の不均一性変化が異なっており、２番目のＭＲデータと３番目のＭＲデータの間にも位相ずれを生じる。このように、ＭＲデータを収集する際の静磁場の不均一性変化が毎回異なっているため、ＭＲデータ間に位相ずれを生じ、イメージ上に上記のアーチファクトを生じ、イメージの画質が劣化する問題点がある。
【０００９】
そこで、この発明の目的は、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止することが出来るＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲデータ収集方法において、前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集し、前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集し、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくし且つ正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集して、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１１】
第２の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲデータ収集方法において、前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集し、前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加してｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集し、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし且つ時間幅を変えて位相エンコード量を変更し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１２】
第３の観点では、この発明は、励起ＲＦパルスを印加し、次に反転ＲＦパルスを印加し、次に位相エンコード勾配パルスを印加し、結像するエコーをサンプリングしてＭＲデータを収集し、次にリワインド勾配パルスを印加し、前記反転ＲＦパルスの印加から前記リワインド勾配パルスの印加までを位相エンコード量を変えながらＭ（≧２）回繰り返し、ｋ空間を位相軸について分割するＭ個のブロックの各ＭＲデータを収集し、これを位相エンコード量を変えながらＪ回（≧２）繰り返して各ブロック内のＪ個のＭＲデータをそれぞれ収集するＭＲデータ収集方法において、同じブロック内のＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を一定とし時間幅を変え、異なるブロックの各ＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅，極性または時間幅の少なくとも１つを変え、異なるブロックのＭＲデータ間で生じた位相ずれは補正演算により補正することを特徴とするＭＲデータ収集方法を提供する。
【００１３】
第４の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくし且つ正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集して、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１４】
第５の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ装置において、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし且つ時間幅を変えて位相エンコード量を変更し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１５】
第６の観点では、この発明は、ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスを印加し、次に位相エンコード勾配印加手段により位相エンコード勾配パルスを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、次に位相エンコード勾配印加手段によりリワインド勾配パルスを印加し、前記反転ＲＦパルスの印加から前記リワインド勾配パルスの印加までを位相エンコード量を変えながらＭ（≧２）回繰り返し、ｋ空間を位相軸について分割するＭ個のブロックの各ＭＲデータを収集し、これを位相エンコード量を変えながらＪ回（≧２）繰り返して各ブロック内のＪ個のＭＲデータをそれぞれ収集するＭＲＩ装置において、前記位相エンコード勾配印加手段は、同じブロック内のＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を一定とし時間幅を変え、異なるブロックの各ＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅，極性または時間幅の少なくとも１つを変えると共に、異なるブロックのＭＲデータ間で生じた位相ずれを補正演算によって補正する補正演算手段を具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１６】
第７の観点では、この発明は、上記構成のＭＲＩ装置において、あるブロックのＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスの直前に印加するリワインド勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスおよび前記位相エンコード勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスを前記勾配磁場印加手段により印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスを印加し、次に前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により反転ＲＦパルスを印加し、次に前記反転ＲＦパルスからの時間間隔が前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの時間間隔と一致しない時刻にエコー強度がピークになるように前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加しながら前記エコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、そのＭＲデータに基づいて前記補正演算手段が補正を行うことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１７】
【作用】
上記第１の観点によるＭＲデータ収集方法および上記第４の観点によるＭＲＩ装置では、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集する際には励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集する際には反転ＲＦパルスの後に位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加する。また、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくしていく。さらに、正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集する。
これにより、位相エンコード勾配パルスは、振幅が最大から順に小さくなり、且つ、極性が変化しなくなる。この結果、図１８の経路ｂ上での静磁場の不均一性変化に限定される。すなわち、静磁場の不均一性変化が一定となり、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなる。従って、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００１８】
上記第２の観点によるＭＲデータ収集方法および上記第５の観点によるＭＲＩ装置では、ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集する際には励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集する際には反転ＲＦパルスの後に位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加する。また、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし、時間幅を変えることにより位相エンコード量を変更する。
このように位相エンコード勾配パルスの振幅が一定で且つ極性が変化しないと、図１８の点ωでの静磁場の不均一性変化に限定される。すなわち、静磁場の不均一性変化が一定となり、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなる。従って、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００１９】
上記第３の観点によるＭＲデータ収集方法および第６の観点によるＭＲＩ装置では、１つの励起ＲＦパルスに対してＭ個の反転ＲＦパルスを順に印加し、結像する第１のエコーから第Ｍのエコーをサンプリングして、ｋ空間を分割する第１のブロックから第Ｍのブロックにそれぞれ属する各ＭＲデータを収集し、これをＪ回繰り返して各ブロックを埋めるＭＲデータを収集する。そして、第１のエコーに対する位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅と極性が一定で、時間幅のみが変わるようにする。また同様に、第ｍ（＝２〜Ｍ）のエコーに対する位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅と極性が一定で、時間幅のみが変わるようにする。一方、第１〜第Ｍのエコーのそれぞれに対する各位相エンコード勾配パルスを比べると、振幅，極性または時間幅の少なくとも１つが変わるようにする。
このとき、同じブロック内のＭＲデータ間では、サンプリングの直前に印加されている位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されているリワインド勾配パルスの振幅と極性が常に一定であるから、位相ずれを生じない。
一方、異なるブロックのＭＲデータ間では、サンプリングの直前に印加されている位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されているリワインド勾配パルスの振幅，極性が異なっている可能性があるから、位相ずれを生じる可能性がある。ところが、振幅，極性の異なり方は常に一定であるから、位相ずれも常に一定であり、補正演算により補正可能である。従って、異なるブロックのＭＲデータ間の位相ずれは補正演算により補正する。
これにより、全てのＭＲデータ間で位相エンコード勾配に起因する位相ずれがなくなる。従って、残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００２０】
上記第７の観点によるＭＲＩ装置では、等価リワインド勾配パルスおよび等価位相エンコード勾配パルスを印加して、いわゆるＦａｔ／ＷａｔｅｒのＤｉｘｏｎシーケンスを実施し、位相ずれを実測する。そして、その実測値から異なるブロックのＭＲデータ間の位相ずれを求め、その位相ずれをキャンセルするように位相補正を行う。
これにより、ＭＲＩ装置ごとの磁気特性に応じた補正を行うことが出来るようになる。
【００２１】
【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。
【００２２】
−第１実施例−
図１は、この発明の第１実施例のＭＲＩ装置１００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永久磁石１ｐと、スライス選択軸，読み出し軸，位相エンコード軸の勾配磁場パルスを発生するための勾配磁場コイル１ｇ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１ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１ｒとが配置されている。前記勾配磁場コイル１ｇ，送信コイル１ｔおよび受信コイル１ｒは、それぞれ勾配磁場駆動回路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。
【００２３】
シーケンス記憶回路８は、計算機７からの指令に従い、記憶しているパルスシーケンス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１ｇから勾配磁場パルス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の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状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１ｔに印加し、目的のスライス領域を選択励起する。
【００２４】
前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１の受信コイル１ｒ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の搬送波出力信号を参照信号とし、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ＭＲデータを読み込み、画像再構成演算を行い、目的のスライス領域のイメージを生成する。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。
【００２５】
図２は、この発明の第１実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＱ１では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の負領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌｎ上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（２）を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、励起ＲＦパルスＲと反転ＲＦパルスＰの間に位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…を印加し、反転ＲＦパルスＰの後に位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…を印加し、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域と正領域のＭＲデータを交互に収集する。ここで、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…の振幅を順に小さくし，極性および時間幅は同じとする。また、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…の振幅を順に小さくし，極性および時間幅は前記位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…と同じとする。
【００２６】
図３は、位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の極性は変化せず、振幅が“＋Ｇｍａｘ”から順に小さくなっている。従って、図４に示す実線の経路ｂ上での静磁場の不均一性変化に限定され、静磁場の不均一性変化が一定となる。
このため、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなり、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できる。
【００２７】
−第２実施例−
第２実施例のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図５は、この発明の第２実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。
このパルスシーケンスＱ２では、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。また、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（１）を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の負領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌｎ上のＭＲデータに相当する。
次に、励起ＲＦパルスＲおよびスライス選択勾配パルスＳＳ１を印加する。次に、読み出し勾配パルスＲＤ１を印加する。次に、反転ＲＦパルスＰおよびスライス選択勾配パルスＳＳ２を印加する。次に、位相エンコード軸に振幅“＋Ｇｍａｘ”の位相エンコード勾配パルスｆ（２）を印加する。次に、読み出し軸に読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらエコーＳＥをサンプリングして、ＭＲデータを収集する。このＭＲデータは、図１２に示すｋ空間Ｓ１の正領域の最も端のデータ収集軌跡Ｌ１上のＭＲデータに相当する。
以下、同様にして、励起ＲＦパルスＲと反転ＲＦパルスＰの間に位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…を印加し、反転ＲＦパルスＰの後に位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…を印加し、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集する。ここで、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の負領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…の時間幅を順に小さくし，振幅および極性は同じとする。また、ｋ空間Ｓ１の位相軸上の正領域のＭＲデータを収集する際には、位相エンコード勾配パルスｆ（４），ｆ（６），…の時間幅を順に小さくし，振幅および極性は前記位相エンコード勾配パルスｆ（３），ｆ（５），…と同じとする。
【００２８】
図６は、位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
位相エンコード勾配パルスｆ（１），ｆ（２），…の振幅も極性も変化しない。従って、図７に示す点ω上での静磁場の不均一性変化に限定され、静磁場の不均一性変化が一定となる。
このため、ＭＲデータ間の位相ずれが発生しなくなり、位相エンコード勾配に起因する残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できる。
【００２９】
−第３実施例−
第３実施例のＭＲＩ装置の構成は、図１と同様である。
図８は、この発明の第３実施例のＭＲデータ収集方法のパルスシーケンスである。なお、スライス選択勾配および読み出し勾配については図２と同様のため説明を省略する。
このパルスシーケンスＱ３では、励起ＲＦパルスＲを印加する。次に、第１の反転ＲＦパルスＰ１を印加する。次に、位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）を印加する。次に、第１のエコーＳＥ１からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）の極性を反転したリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）を印加する。
次に、第２の反転ＲＦパルスＰ２を印加し、位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）を印加し、第２エコーＳＥ２からＭＲデータを収集する。その後、前記エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）の極性を反転したリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，２）を印加する。
以下、同様にして、位相エンコード勾配パルスの振幅と極性と時間幅の少なくとも１つを変えることにより位相エンコード量を変えながら反転ＲＦパルスＰｍの印加からリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｍ＝３，…，Ｍについて繰り返す。
また、各エコーに対する位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を変えずに，時間幅のみを変えることにより位相エンコード量を変えながら上記の励起ＲＦパルスＲの印加からリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ）の印加までをｊ＝１，２，…，Ｊについて繰り返し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する。
上記パルスシーケンスＱ３によるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡は図１５と同じになる。
【００３０】
図９は、位相エンコード勾配パルスｄ（１，１），ｄｒ（１，１），ｄ（１，２），ｄｒ（１，２），ｄ（１，３），…の振幅と極性の変化を示すグラフである。
最初の位相エンコード勾配パルスｄ（１，１）を除いて、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスは、ｄ（２，１）とｄｒ（１，４），ｄ（３，１）とｄｒ（２，４），ｄ（４，１）とｄｒ（３，４），…であるが、これらの振幅と極性は常に一定である。従って、第１エコーＳＥ１から収集されるＭＲデータすなわち第１ブロックＢ１内のＭＲデータの間には位相ずれを生じない。
同様に、第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスは、ｄ（１，２）とｄｒ（１，１），ｄ（２，２）とｄｒ（２，１），ｄ（３，２）とｄｒ（３，１），…であるが、これらの振幅と極性は常に一定である。従って、第２エコーＳＥ２から収集されるＭＲデータすなわち第２ブロックＢ２内のＭＲデータの間には位相ずれを生じない。
同様に、ブロックＢ３，…の各ブロック内のＭＲデータの間にも位相ずれを生じない。
【００３１】
一方、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスｄ（２，１）およびその直前に印加されるリワインド勾配パルスｄｒ（１，４）と，第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスｄ（１，２）およびその直前に印加されるリワインド勾配パルスｄｒ（１，１）とを比べると、振幅および極性が異なっている。従って、第１ブロックＢ１のＭＲデータと第２ブロックＢ２のＭＲデータの間には位相ずれを生じている。ところが、上述のように、第１エコーＳＥ１の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスの振幅，極性は常に一定であり，第２エコーＳＥ２の直前に印加される位相エンコード勾配パルスおよびその直前に印加されるリワインド勾配パルスの振幅，極性も常に一定であるから、振幅，極性の異なり方は常に一定であり、従って、第１ブロックＢ１のＭＲデータと第２ブロックＢ２のＭＲデータの間の位相ずれは常に一定である。そこで、この位相ずれ量が判れば、補正演算によって補正可能である。
同様に、第２ブロックＢ２のＭＲデータと第３ブロックＢ３のＭＲデータの間にも位相ずれを生じているが、この位相ずれも常に一定であり、この位相ずれ量が判れば、補正演算により補正可能である。
同様に、他の各ブロックのＭＲデータの間に位相ずれを生じているが、位相ずれ量が判れば、補正演算により補正可能である。
【００３２】
ここで、前記位相ずれ量は、例えば図１０のパルスシーケンスＱ３ｐを利用して実測することが出来る。なお、図１０では、スライス選択軸の図示を省略している。
このパルスシーケンスＱ３ｐでは、あるブロックＢｍのＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ−１）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，ｍ−１）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，ｍ）’を印加し、その後にいわゆるＦａｔ／ＷａｔｅｒのＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘ（励起ＲＦパルスＲ９０を印加し、次に読み出し勾配パルスＲＤ１を印加し、次に反転ＲＦパルスＲ１８０を印加し、次に前記反転ＲＦパルスＲ１８０からの時間間隔Ｔ２が前記励起ＲＦパルスＲ９０と前記反転ＲＦパルスＲ１８０の時間間隔Ｔ１と一致しない時刻にエコー強度がピークになるように読み出し勾配パルスＲＤ２を印加しながらサンプリングしてＭＲデータを収集する）を実施する。なお、ｄｒ（ｊ，０）＝ｄｒ（ｊ，Ｍ）とする。
具体的には、Ｍ＝４のとき、ブロックＢ１のＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，４）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，４）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，１）’を印加し、その後に前記ＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘを実施する。また、ブロックＢ２のＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）の直前に印加するリワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）と同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスｄｒ（ｊ，１）’および前記位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）と同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスｄ（ｊ，２）’を印加し、その後に前記ＤｉｘｏｎシーケンスＤｉｘを実施する。他のブロックＢ３，…についても同様である。
【００３３】
上記パルスシーケンスＱ３ｐにより得られたＭＲデータは、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁場による磁場不均一性を反映した位相情報を含んでいるから、各ブロックＢ１，Ｂ２，…についてのＭＲデータの位相情報を比較することにより、ブロック間の位相ずれ量を算出できる。
そして、位相ずれ量が判れば、その位相ずれ量だけ位相オフセットを加えることによって、ブロック間の位相ずれをキャンセルすることが出来る。
【００３４】
以上により、ｋ空間を埋める全てのＭＲデータ間で位相エンコード勾配パルスに起因する位相ずれがなくなる。従って、残留磁化の影響によるイメージの画質の劣化を防止できるようになる。
【００３５】
なお、上記実施例ではＳＥ法および高速ＳＥ法について説明したが、本発明は３Ｄ−Ｆａｓｔ−ＳＥ法やＦａｓｔ−ＩＲ法に対しても適用できる。
【００３６】
【発明の効果】
この発明のＭＲデータ収集方法およびＭＲＩ装置によれば、位相エンコード勾配パルスに起因する残留磁化の影響によるアーチファクトを低減することができ、イメージの画質を向上することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ装置を示すブロック図である。
【図２】この発明の第１実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図３】図２のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図４】図２のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスによる静磁場の不均一性変化の説明図である。
【図５】この発明の第２実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図６】図５のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図７】図５のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスによる静磁場の不均一性変化の説明図である。
【図８】この発明の第３実施例にかかるパルスシーケンス図である。
【図９】図８のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１０】残留磁化の位相への影響を実測するためのパルスシーケンス図である。
【図１１】従来のＳＥ法のパルスシーケンス図である。
【図１２】図１１のパルスシーケンスによるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡の説明図である。
【図１３】図１１のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１４】従来の高速ＳＥ法のパルスシーケンスの例示図である。
【図１５】図１４のパルスシーケンスによるｋ空間上のＭＲデータ収集軌跡の説明図である。
【図１６】図１４のパルスシーケンスにおける位相エンコード勾配パルスの振幅と極性の変化を示す説明図である。
【図１７】ＭＲＩ装置のマグネットアセンブリの一例の模式図である。
【図１８】位相エンコード勾配パルスの振幅と極性に対する静磁場の不均一性変化の関係を示す特性図である。
【符号の説明】
１００ ＭＲＩ装置
１ マグネットアセンブリ
１ｐ 永久磁石
７ 計算機
８ シーケンス記憶回路
Ｒ，Ｒ９０ 励起ＲＦパルス
Ｐ１〜Ｐ４，Ｒ１８０ 反転ＲＦパルス
ｆ（１），ｆ（２），… 位相エンコード勾配パルス
ｄ（１，１），ｄ（１，２），… 位相エンコード勾配パルス
ｄｒ（１，１），ｄｒ（１，２），… リワインド勾配パルス
ｄ（ｊ，ｍ）’ 等価位相エンコード勾配パルス
ｄｒ（ｊ，ｍ−１）’ 等価リワインド勾配パルス
Claims (7)
- ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ(Magnetic Resonance Imaging)装置において、
ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を最大から順に小さくし且つ正領域と負領域のＭＲデータを交互に収集して、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、前記ＭＲデータを収集するパルスシーケンスはスピンエコー法によるものであることを特徴とするＭＲＩ装置。
- ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集するＭＲＩ装置において、
ｋ空間の位相軸上の正領域（または負領域）のＭＲデータを収集するために前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの間に位相エンコード勾配パルスを印加し、ｋ空間の位相軸上の負領域（または正領域）のＭＲデータを収集するために前記反転ＲＦパルスの後に前記位相エンコード勾配パルスと同極性の位相エンコード勾配パルスを印加し、位相エンコード勾配パルスの振幅を一定とし且つ時間幅を変えて位相エンコード量を変更し、ｋ空間を埋めるＭＲデータを収集する位相エンコード勾配印加手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項３に記載のＭＲＩ装置において、前記ＭＲデータを収集するパルスシーケンスはスピンエコー法によるものであることを特徴とするＭＲＩ装置。
- ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスを印加し、次に位相エンコード勾配印加手段により位相エンコード勾配パルスを印加し、結像するエコーをエコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、次に位相エンコード勾配印加手段によりリワインド勾配パルスを印加し、前記反転ＲＦパルスの印加から前記リワインド勾配パルスの印加までを位相エンコード量を変えながらＭ（≧２）回繰り返し、ｋ空間を位相軸について分割するＭ個のブロックの各ＭＲデータを収集し、これを位相エンコード量を変えながらＪ（≧２）回繰り返して各ブロック内のＪ個のＭＲデータをそれぞれ収集するＭＲＩ装置において、
前記位相エンコード勾配印加手段は、同じブロック内のＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅と極性を一定とし時間幅を変え、異なるブロックの各ＭＲデータを収集するために位相エンコード量を変更するときは前記位相エンコード勾配パルスの振幅、極性または時間幅の少なくとも１つを変えると共に、異なるブロックのＭＲデータ間で生じた位相ずれを補正演算によって補正する補正演算手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 請求項５に記載のＭＲＩ装置において、あるブロックのＭＲデータを収集するために印加する位相エンコード勾配パルスの直前に印加するリワインド勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価リワインド勾配パルスおよび前記位相エンコード勾配パルスと同じ振幅と極性を持つ等価位相エンコード勾配パルスを前記勾配磁場印加手段により印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により励起ＲＦパルスを印加し、次に前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加し、次に前記ＲＦパルス印加手段により反転ＲＦパルスを印加し、次に前記反転ＲＦパルスからの時間間隔が前記励起ＲＦパルスと前記反転ＲＦパルスの時間間隔と一致しない時刻にエコー強度がピークになるように前記勾配磁場印加手段により読み出し勾配パルスを印加しながら前記エコーサンプリング手段によりサンプリングしてＭＲデータを収集し、そのＭＲデータに基づいて前記補正演算手段が補正を行うことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項５又は請求項６に記載のＭＲＩ装置において、前記ＭＲデータを収集するパルスシーケンスは高速スピンエコー法によるものであることを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16325895A JP3576641B2 (ja) | 1995-06-29 | 1995-06-29 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16325895A JP3576641B2 (ja) | 1995-06-29 | 1995-06-29 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0910186A JPH0910186A (ja) | 1997-01-14 |
| JP3576641B2 true JP3576641B2 (ja) | 2004-10-13 |
Family
ID=15770386
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16325895A Expired - Lifetime JP3576641B2 (ja) | 1995-06-29 | 1995-06-29 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3576641B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3853585B2 (ja) * | 2000-10-11 | 2006-12-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| WO2004031793A1 (en) * | 2002-10-01 | 2004-04-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | A method for k-space data acquisition and mri device |
| KR20210143722A (ko) | 2018-12-28 | 2021-11-29 | 하이퍼파인, 인크. | 자기 공명 이미징에서의 히스테리시스 보정 |
| EP4014057A1 (en) | 2019-08-15 | 2022-06-22 | Hyperfine Operations, Inc. | Eddy current mitigation systems and methods |
-
1995
- 1995-06-29 JP JP16325895A patent/JP3576641B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0910186A (ja) | 1997-01-14 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4229487B2 (ja) | マクスウェル項誤差を補正する方法 | |
| KR100392833B1 (ko) | Ｍｒｉ 장치, ｎｍｒ 데이터 수집 방법 및 ｍｒ 촬상 방법 | |
| KR101070153B1 (ko) | 핵 자기 공명 이미징 장치 및 핵 자기 공명 이미징 방법 | |
| KR100225321B1 (ko) | 자기 공명 영상 장치 | |
| JP3796446B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP3796455B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| US6483305B1 (en) | Magnetic resonance method for reducing residual magnetization and adjusting the amplitude of gradient pulses | |
| JP2755125B2 (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| KR20020079430A (ko) | 공진 주파수 변동 보정 방법 및 ｍｒｉ 장치 | |
| US6528996B1 (en) | Diffusion-weighted imaging method and apparatus for fast pulse sequence with MPG pulses | |
| JP4301597B2 (ja) | マクスウェル項に関連する誤差を補償する方法 | |
| US6470203B2 (en) | MR imaging method, phase error measuring method and MRI system | |
| US11959986B2 (en) | MR imaging with spiral acquisition | |
| JP3576641B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP2023548495A (ja) | スパイラル取得を用いたスピンエコーｍｒ画像 | |
| US6573719B2 (en) | MR method for generating MR signal corresponding to k-space excitations along mutually offset trajectories | |
| US20020050816A1 (en) | MR imaging method, phase error measuring method, and MRI apparatus | |
| JP3720752B2 (ja) | ０次位相検出方法およびｍｒｉ装置 | |
| JPH0654820A (ja) | 磁気共鳴診断装置 | |
| JP3447099B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP4318837B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3116785B2 (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| JP3647444B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP4678926B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP2927207B2 (ja) | Ｍｒイメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040310 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040316 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040510 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040615 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040708 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20070716 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080716 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090716 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090716 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090716 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100716 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100716 Year of fee payment: 6 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100716 Year of fee payment: 6 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100716 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110716 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110716 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120716 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120716 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120716 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130716 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130716 Year of fee payment: 9 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |