JPH01166746A - 磁気共鳴画像化装置 - Google Patents

磁気共鳴画像化装置

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JPH01166746A
JPH01166746A JP63295909A JP29590988A JPH01166746A JP H01166746 A JPH01166746 A JP H01166746A JP 63295909 A JP63295909 A JP 63295909A JP 29590988 A JP29590988 A JP 29590988A JP H01166746 A JPH01166746 A JP H01166746A
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テレンス　ジエイ．プロウヴオウスト
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ゴードン　デイ．デイメスター
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ケネス　エス．デニソン
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （１）産業上の利用分野 本発明は、磁気共鳴画像化方法および装置に関する。本
発明は特に医療診断用画像化技術に用途を有し、以下特
にこの技術に関連して本発明を説明する。しかしながら
本発明はこの技術のみならず、他の画像化技術、特に一
部０１すなわち完全でないデータの組しか入数できない
技術にも用途を有する。
（２）　　本発明が解決しようとする問題点これまでの
医療診断用磁気共鳴画像化法では、高周波信号を連載的
にパルス化し、画像化すべき領域にわたって磁界勾配が
生じるようにしていた。２次元画像化法では、実質的に
均一な主磁界内にある当該領域内に患者を入れ、スライ
ス選択勾配パルスと同時にＲＦ励起パルスを印加し、画
像化すべき患者の選択されたスライスまたは他の領域で
所定周波数バンド幅内での共鳴を励起する。データに選
択され九位相エンコーディングをコード化するため選択
されたスライスの軸線の一つに沿って位相エンコード勾
配パルスを印加する。パルスシーケンスを繰返すたびに
、負の最大位相エンコード勾配パルスからゼロ位相エン
コード勾配パルスを通って正の最大位相エンコード勾配
パルスまで一定のインターバル内で位相エンコード勾配
パルスをステップ状にする。
磁気共鳴エコーを起こすように磁気操作パルスを印加す
る。次のエコーの間で、スライスを横断する位相エンコ
ード勾配パルスに直交するより印加された読出し勾配パ
ルスの存在下で、−組のデータポイント（一般に像また
はステップと称される）をサンプリングする。２次元逆
フーリエ変換により像の完全な組に操作を行なって一つ
の表示像を生じさせる。
これまでにデータ取得時間を短くするよう種種の技術が
開発されてきた。これらの技術の多くは、繰返し時間が
極めて短い勾配エコーシーケンスを利用する。しかしな
がらＴ２の重み付は嘔れた磁気共鳴データからの像、例
えばスピンエコーは、診療用に広い用途がある。Ｔ２の
重み付けがされたスピンエコーシーケンスは、繰返し時
間が比較的長い（一般に２秒またはそれ以上）。
理論的に言って、同じ正負位相エンコード勾配パルスに
対応する像の対は、対称的な関係を有する。しかしなが
ら、実際はシーケンスおよび磁界によって変わる位相を
理由に対称関係は予想できない。従来は、これらの問題
を克服する念め、正負の同位相エンコード像を集め、位
相によって変わらない大きさの像を形成していた。
各像内のデータポイントは、周波数（ｆｏ±δｆ）（こ
こでｆ。は像の中心データ値の周波数）の所定レンジに
対応する。ゼロ位相エンコーディング像の場合、データ
周波数ｆＱ−１−ｆ１は周波数ｆｏ−ｆ１　　に対称的
に関連する。実対象の場合、正の位相エンコード像に対
するデータ値は、共役対称によりｆｏ−１−ｆｌの周波
数に対応する。このように全データセット（よくにスペ
ースと呼ばれる）内の各データ点は複素共役対称の基本
的特性により別のポイントに関連している。従って、対
称関係が予想できれば、データ取得時間は約半分に短縮
できる。
これまでに−組の像の半分のみ、例えば正の像のみまた
は負の像のみを利用して像を再構成する者もいた。かか
る半データの再構成法では、ゼロまたは最小位相エンコ
ーディングに隣接する約８つの別の像を集め、ゼロ位相
エンコーディングの１わりの１６の中心像を利用して位
相マツプ作っていた。取得データをフィルタにかけ、「
０」で満すことによりデータセットを完成した。次にこ
のデータセットのフーリエ変換を位相マツプにより位相
補正し、最終再構成像を発生した。しかしながらこの技
術は位相内の動きに誘導されたエラーにより生じた人為
的結果に特に敏感な不満足な像を発生する。
本発明は、はぼ４の因数だけデータ取得時間を短縮する
ための親規で改良された技術を提供するものである。
（３）問題点を解決するための手段 本発明の一つの特徴によれば、（ａ）磁気共鳴を励起し
、（ｂ）磁気共鳴を位相コーディングし、（ｃ）第１エ
コー５つを誘導し、（ｄ）第１エコー６つの間に第１の
極性の読出し勾配パルス（５４）全印加して、第１エコ
ー像を得て、（ｅ）位相コーディングを変え、（ｆ）少
なくとも一つの第２エコー（６０）を誘導するように第
２極性の読出し勾配パルス（ホ）を印加し、（ｇｌ第２
エコー６０）の間に第２エコー像を得て、（ｈ）中央に
位相コード化された像に隣接する一組の像と残りの位相
コード化可能な像の半分から成る第１エコー像および第
２エコー像を得るまで位相エンコーディングを変えて工
程（ａ）〜（ｇｌを繰返し、（ｉ）中央に位相コード化
された像に隣接する像（７８）から位相マツプを発生し
、（」）得た像から複素共役対称な像を発生し、（ｋ）
第１エコー、第２エコー、および共役対称像をフーリエ
変換し、（！）相マツプに従って、フーリエ変換された
像の少なくともいくらかを位相補正し、７−リエ変換し
次像を組み合わせて表示像全発生する磁気共鳴画像化方
法が提供される。
本発明の第２の特徴によれば、（ａ）磁気共鳴管励起し
、φン第１位相工ｙコーディングにより第１エコーを誘
導し、（ｃ）他の位相コーディングにより少なくとも一
つの次のエコーを誘導し、（ｄ）第１エコーをサンプリ
ングして第１像を得ると共にそれぞれ次のエコーをサン
プリングして次の像を得て、（ｅ）ｋ−スペースの約半
分に広がる第１エコー像および次のエコー像を得るまで
複数の位相エンコーデイングにより工程（ａ）〜（ｄ）
を繰返し、（ｆ）得次第１エコー像および次のエコー像
からにスペースの約半分に広がる複素共役像を発生し、
（ｍ第１エコー像、次のエコーおよび複素共役像から表
示像を生じさせる磁気共鳴画像化方法が提供される。
本発明の第３の特徴によれば、ゼロ位相エンコーディン
グに隣接するにスペースの実質的に４分の（６０）の一
部を表示する第１エコー像を集め、ｋスペースの前記一
部だけ、第１エコー像の対応する一つの位相エンコード
から各々の位相エンコードがずれた第２エコー像を集め
、第１エコー像に対する複素共役像を発生し、第２エコ
ー像に対する複素共役像を発生し、第１エコー像、第２
エコー像、複素共役第１エコー像および複素共役第２エ
コー像を７リエ変換して表示像を発生し、少なくとも変
換され次第１エコー像および複素共役第１エコー像の位
相を調節することから成る磁気共鳴画像化方法が提供さ
れる。
本発明は、像領域内に一般にリニアな主磁界を誘導する
ための主磁界手段と、像領域内に高周波パルスを送信し
磁気共鳴を選択的に誘導すると共に磁気共鳴エコーを選
択的に発生させるための高周波送信手段と、像領域を横
断するよう定ステップで変わる位相エンコード勾配、位
相エンコードオフセット勾配および読出し勾配を含む磁
界勾配を生じさせるための勾配磁界手段と、像領域から
の磁気共鳴信号を受け、対応する像を発生するための受
信手段とを含む磁気共鳴画像化装置であって各シーケン
スにおいて第１エコーの間に受信され次像を記憶するた
めの第１エコー像メモリ手段と、各シーケンスにおいて
第２エコーの間に受信された像を記憶するための第２エ
コー像メモリ手段と、第１および第２エコーメモリ内の
像をアライニング（整合）するためのアライニング手段
と、第１エコー像および第２エコー像に共役対称な共役
対称像を発生するための共役対称手段と、第１エコー、
第２エコーおよび共役対称像を表示像へ変換するための
変換手段とを含むことを特徴とする磁気共鳴画像化装置
も提供する。
第１図を参照すると、この装置は主磁界制御装置１０と
、複数の磁界１２とを含み、像領域内にわたって実質的
に均一な主磁界を発生する主磁界手段を含む。超電導磁
石を用いる場合、制御装置１０は磁界をランプアップま
たはダウンするのにのみ用いられる。勾配磁界制御手段
２０は、勾配磁界コイル２２により主磁界を横断する勾
配磁界の印加を選択的に制御するものである。適当な勾
配磁界コイルへの電流を選択的に印加することにより相
互直交軸に沿ってスライス選択勾配パルス、位相エンコ
ード勾配パルスを選択的に印加する。スライス選択勾配
パルスは、像スライスすなわち像領域を画定し、位相エ
ンコード勾配パルスおよび読出し勾配パルスは、スライ
スの相互直交軸に沿って磁気共鳴をエンコードする。
送信機３０は、ＲＦコイル３２に高周波パルスを印加し
、磁気共鳴するように像領域内の水素の核スピ／を励起
すると共にスピンの磁化を操作すなわち配向する。特に
磁化がスピンおよび勾配エコーに再合焦されるとき、共
鳴双極子によって発生される磁気共鳴信号がＲＦコイル
３２によって受信される。高周波受信機３４は、受信さ
れた高周波信号をｆｏ±δｆのバンド幅に復調する。こ
こでバンド幅すなわちスペクトル±δｆの中心周波数ｆ
ｏは、ゼロであることが好ましい。
第２図を参照すると、シーケンス制御手段３６は勾配磁
界制御装置２０がスライス選択勾配パルス４０を印加し
、これと同時に送信機３ｏが９０°′ｋＬＦパルス４２
を発生するようにさせる。
その後、−Ｇｍａｘと＋Ｇｍａｘとの間の複数の選択可
能な大きさの一つを有する位相エンコード勾配パルス４
４および読出し勾配パルス４６が同時に印加される。好
ましい実施態様についてより詳細に説明すると、位相エ
ンコード勾配パルス４４は、＋Ｇｍａｘ／２と−ｎ（こ
こでｎは勾配ステップの最小数であるンとの間で偶数ス
テップにて変わる位相エンコーティングを行う。好まし
い実施態様では、ｎは１６ステップでありＧｍａｘ／２
は少なくとも（５４ステップを示す。
第２スライス選択勾配パルス５ｏの印加と同時に送信機
３ｏにょυ１８０’　ＲＦ再合焦パルス４８が印加され
、スピンエコー５２を誘導スル。
９０９ＲＦパルスと１８０°ＲＦパルスとの間の時間イ
ンターバルは、１８０°ＲＦパルスとスピンエコー５２
との間のインターバルは同じである。
第１エコーすなわちスピンエフ−５２を囲むように第１
極性の読出し勾配パルス５４が印加される。第１エコー
の直後、読出し勾配エコーの極性が反転されて、逆極性
の第２読出し勾配パルス５６を発生する。読出し勾配パ
ルスが変わると、位相エンコーディングを変えるように
第２位相エンコード勾配パルス５８が印加される。
好ましい実施態様では、第２位相エンコードパルスは位
相エンコーディングをＧｍａｘ／２だけ増加する。読出
し勾配の反転は、第２すなわち勾配エコー６０を発生す
る。これらスピンエコー５２および勾配エコー６ｏは、
読出しパルスの極性が変わるいずれかの側で同じ幅だけ
生じる。
第１図を参照しながら、更に第３図を参照すると、受信
された磁気共鳴信号は、直角検出される。よシ詳細に説
明すると、第１、すなわちスピンエコー信号を検出して
アナログ−デジタル変換手段７０によりデジタル化する
。これと同じように第２すなわち勾配エコー信号を検出
して、アナログ−デジタル変換手段７２によりデジタル
化し、第２デジタル像を発生する。各像は、共鳴データ
をコード化した位相エンコード勾配パルスの値により一
般に識別される。
各像は、読出しパルスにより周波数エンコードされ、複
数の周波数成分を含む。各像の中心における周波数成分
は、ｆｏであり、一方の端ではｆｏ＋δｆで、他方の端
ではｆｏ−δｆである。
正の位相エンコード図の一つの周波数ｆ。＋ｆ１におけ
るデータ値は、共役対称により対応する負の位相エンコ
ード像の周波数ｆ。−ｆｌにおけるデータ値に関連する
。ゼロ位相エンコード像では、データ値はｆｏのまわり
で対称的である。
ゼロまたは最小位相エンコード勾配パルスに隣接する連
続的な位相エンコード中央または第１セツトの像７４上
のデータを集めるより画像化シーケンスを繰返す。残り
の像の半分、好ましくは、中央の像と−ｏｍａｘまたは
十〇ｍ　ａ　Ｘの一方との間の連続像で第２の、すなわ
ちよシ強く位相コード化されたセットの像７６のための
データを取る。中心像は、ゼロ位相エンコード像の中心
にある２ｎ像の最中心セブセットすなわち核７８を含む
。好ましい実施態様では第２位相エンコード勾配パルス
５８はデータかにスペースの４分の１上をスキップする
ようにさせる。すなわち、第１の、すなわちスピンエコ
ー図７４は、−ｎの位相エンコード勾配でスタートし、
約＋Ｇｍａｘ／２まで延びる。第２の、すなわち勾配エ
コー像７６は（＋Ｇｍａｘ／　２　）　　ｎがら＋Ｇｍ
ａｘまで延びる。−ｎと−Ｇｍａｘとの間の像は発生し
ない。
スピンエコーデータは第１、すなわちスピンエコー像メ
モリ手段８０に記憶され、第２、すなわち勾配エコーは
第２、すなわち勾配エコーメモリ手段８２に記憶される
。スビンエコート勾配エコーは逆極性であるので、それ
らのエコーの一方、例えば勾配エコーの極性は、勾配工
ニーメモリ８２内ヘロードされる際反転される。
極性の反転は、各像を逆方向にロードすることを含む。
センタリングおよびアライニング手段８４は、スピンエ
コーメモリおよび勾配エコーメモリ内のデータを中心に
位置させる。取得データの大きさは、データセットの中
心、すなわちゼロまたは最小位相エンコーディング角お
よびゼロまたはｆｏ特性周波数を得九データ値で最大と
なる。
スピンエコーメモリ内のデータは、ピーク値を見付ける
よう検査される。データは、ピーク値がゼロ位相角およ
びｆｏ周波数に対応するメモリ座標へ移動するようシフ
トされる。これにはデータラインの上下；左右へのシフ
トを伴うことがある。データのないデータラインｔ７’
？はデータライン部分は「０」で満される。勾配エコー
データは、重なっている勾配エコーデータラインとスピ
ンエコーデータラインとを比較することにより中心に位
置される。勾配エコーデータは、（Ｇｍａｘ／２）ｎか
らＧｍａｘ／２までの領域内の対応するスピンおよび勾
配エコーデータを一致させるようシフトされる。
正規化手段８６は、スピンエコーおよび勾配エコーから
のデータを正規化する。すなわち、一方ま危は双方の大
きさは、一致するようＳにｍ節される。これらの大きさ
は、重なっている領域、すなわちＧｍａｘ／２と（Ｇｍ
ａｘ／２　）　　ｎとの間の領域内の第１および第２エ
コーメモリからのデータ値の実数部分および虚数部分の
平方の平方根を取ることにより調節できる。この領域内
にセットされた各データの平均の大きさを決め、データ
の一つを調節するのに利用されるこれら大きさの比がセ
ットアツプまたはセットダウンする。中心化スピンエコ
ーデータＦ３（ｋｘ。
ｋｙ）および正規化勾配エコーデータのセットＦ、　（
ｋｘ、　ｋｙ）はそれぞれ中心化スビ／エコーデータメ
モリ手段８８および正規化勾配エコーデータメモリ手段
９９にそれぞれ記憶される。
位相マツプ再構成手段１００は、最中心データ部分すな
わち核７８から位相マツプφ（ｘ、ｙ）を再構成する。
よシ詳細に述べると、中心データ選択手段１０２は、ゼ
ロ位相エンコード図の中心にある最大の利用可能なデー
タマトリックスすなわち（ｏ、ｏ）を中心とする２　ｎ
　Ｘ　２５６データマトリツクスを選択する。残りのデ
ータ値、例えば２５６　Ｘ　２５６アレイの残シには「
０」がロードされる。ロールオフフィルタ手段１０４は
、選択され次最中心マトリックスのデータ値をロード済
み「０」にスムーズにロールオフする。
このフィルタには、各種ロールオフフィルタ、例えばハ
ミングフィルタ、ノ１ミングフィルタ等を使用できる。
このロールオフフィルタは、実際に集められたデータか
ら周辺の「０」への平均な移行を行ない、リンギングす
なわち人為的な結果を生じさせ得る不連続性を除く。２
次元７−リエ変換手段１０６は、フィルタを通ったデー
タに対して逆フーリエ変換を行ない、位相マツプすなわ
ち複素データ値ｆｐ（ｘ、ｙ）（８２）５６×２５６７
レイを再構成する。この位相マツプは、複素数の位相の
合成複素像または、各要素がｔｏの大きさに正規化され
た複素像のいずれでもよい。位相決定手段１１０は、位
相メモリ１１２、例えば２５６　Ｘ　２５６メモリへ記
憶する九め２５６×２５６マトリツクスの複素データ値
の各々の位相を決定する。位相メモリのための値は、各
データ値の実数部および虚数部のアークタンジェントを
計算することによ）決定できる。これとは異な）、名複
素データが位相メモリ手段１１２に記憶された単位長さ
のベクトルとなるよう各複素データ値を位相決定手段が
正規化できる。
正規化スピンエコーメモリ８８からの実際に集められた
第１、すなわちスピンエコーデータＦ、　（ｋｘ、　ｋ
ｙ）は、ハミングフィルタ等のロールオフフィルタ１２
０でろ波される。このフィルタは実際に集められたデー
タをロードされた「０」までランプダウンする。ロール
オフフィルタは、像−ｎとＯとの間および像Ｇｍａｘ／
２と（Ｇｍａｘ／２）−ｎとの間で作動する。ろ波され
たデータは、２次元フーリエトランス手段１２２により
逆フーリエ変換され、第１表示像メモリ手段１２４に記
憶されｆＣＣ第１示示像ｆ１Ｘ、／）を形成する。
第１位相補正手段１２６は、位相メモリ手段１１２内の
位相情報に従って第１表示像を位相補正する。よシ詳細
に説明すると、位相補正複素共役手段１２８が位相メモ
リ手段１１２内の各値の複素共投数を計算する。例えば
、単位ベクトルｅｉφ（ｘ、ｙ）の複素共投数はｅ−ｉ
φ（Ｘ・ｙ）である。
位相補正手段１２６は、第１表示像の各（ｘ、ｙ）値に
対応する（、ｘ、ｙ）位置のための位相メモリ手段１１
２内の値の複素共投数を掛ける。好ましい実施態様では
、補正された表示像は、ｆ１（ｘ、ｙ　３’）　ｅ−’
（Ｘ□　Ｙ）　　ｏ状ａ　ｆ　；ｈ　ル。
ロールオフフィルタ手段１３０は、（Ｇｍ　ａｘ　／　
２　）−ｎからＧｍａｘ／２領域を通る実際に集められ
た勾配エコーデータＦｇ（ｋｘ、　ｋｙ）とロードされ
た「０」との間での移行をスムーズにする。ロールオフ
フィルタ１３０はロールオフフィルタ１２０の相補回路
である。フーリエ変換手段１３２は、ろ波された勾配エ
コーデータを逆２次元フーリエ変換し、第２表示像メモ
リ手段１３４への記憶の次めの第２表示像ｆ２（ｘ、ｙ
）を発生する。
スピンエコー複素共役手段１４０は、ゼロから−Ｇｍａ
ｘ／２４での位相エンコード勾配すなわち第１データ七
ツト７４の複素共役を有する領域１４２（第３図）内の
データ値ごとに第１、すなわちスピンエコー複素共役デ
ータセットＦｓ＊（ｋｘ、ｋｙ）を発生する。フィルタ
手段１４４は、フィルタ１２０の補数であるレートにて
Ｑから−ｎｊで対称化データ像をランプアップし、フィ
ルタ１２０と同一レートで像−（−Ｇｍａｘ／２）＋ｎ
と−Ｇｍａｘ／２との間で対称化データをランプダウン
する。フーリエ変換手段１４６は、複素共役データに逆
２次元７−リエ変換をし、第３表示像メモリ１４８内へ
記憶するための第３表示像ｆ３（ｘ、ｙ）を発生する。
第２位相補正手段１５０は、位相メモリ１１２の対応す
る（ｘ、ｙ）アドレスの位相に従って第３表示像の各デ
ータ値を補正する。好ましい実施態様では、第６位相表
示像は、ｆ３（ｘ、　ｙ）　ｅｌφ（ｘ、Ｙ）Ｏ状態に
なっている。
勾配エコー複素共役手段１６０は、勾配エコー複素共役
データセツ）　Ｆ”ｇ　（ｋｘ、　ｋｙ　）　ｋ発生す
る。（Ｇｍａｘ／２）”からの位相エンコード勾配ｔｌ
−有する領域１６２（第３図）内の各データ値、すなわ
ち第２データセツト７６の複素共役が複素対称関係から
発生される。ロールオフフィルタ手段１（５４は、フィ
ルタ機能１４４の相補であるロールオフフィルタ機能に
よ！０−ＧｍａＸ／２から（−Ｇｍａｘ／２）　　ｎの
像内の対称化データをランプダウンする。フーリエ変換
手段１６６は、複素共役データを逆２次元フーリエ変換
し、第４表示像メモリ手段１６８への記憶のための第２
表示像メモリ（ｘ、ｙ）を発生する。
加算手段１７０は、合成像メモリ１７２へ記憶できるよ
り第１、第２、第３および第４表示像を加算し、合成す
なわち複素表示像ｆ（ｘ、ｙ）にする。この合成像は、
更に処理されてビデオモニタ１７４にデイスプレィし、
テープまたはディスクまたは同等品の上に記憶できる。
上記とは異なシ、２ｎ像の較正スキャン全集めることも
できる。よシ詳細にはゼロ位相エンコード像に隣接する
スピンエコー（８２）ｎ像を集める。Ｇｍａｘ／２に隣
接する勾配エコー（８２）ｎ像を集めるように４分の１
．にスペース像エンコードシフト勾配パルス５８を印加
する。このデータはスピンエコーおよび勾配エコーデー
タセットのセンタリングに必要なオフセット量および正
規化に必要な比を決定するよう上記のように使用できる
。位相補正決定手段１００を使用して位相メモリ１１２
に記憶される位相マツプを発生するよう中心スピンエコ
ー位相コード化データも使用する。２ｎ像からのセンタ
リング、正規化および位相マツプは、次のスキャンで使
用される。
スピンエコーをベースとし次表示像は位相補正される。
しかしながら、上記実施態様では、勾配エコーをベース
とする像は位相補正されない。所望する場合には、位相
メモリ１１２がらの位相補正に従って第３および第４表
示像を位相補正できる。
勾配エコーデータの正確な位相補正が必要な場合、先の
別のスキャンで位相補正データを得ることが好ましい。
すなわち、スピンエコーおよび勾配エコーの双方のため
±ｎの間のほとんどの中心像を集めることが好ま７しい
。これらの像は、センタリング手段８４で中心に位置さ
れ、空のビクセル値は「０」で満される。位相補正決定
手段１００は、スピンエコーデータのための適当な位相
補正φ（ｘ、ｙ）を決定し、これを位相補正メモリ１１
２に記憶する。スピンエコー位相マツプ決定手段１００
と同じ構造の類似の位相補正決定手段１００′は、勾配
エコーデータのための位相マツプを決定する。この勾配
エコー位相マツプは位相メモリ手段１１２′および複素
共役手段１２８′に記憶される。第３表示像を位相補正
するため位相補正手段１２６′を設けてもよい。
同じように、第４表示像を位相補正するため位相補正手
段１５０′を設けることができる。位相メモリ１１２お
よび１１２′に記憶された位相補正データは、２ｎ像の
最初のスキャンの間に固定され、次のスキャンの開側用
されて変更されない。
【図面の簡単な説明】
第１図は、磁気共鳴画像化装置の略図、第２図は本発明
の方法および装置で使用される画像化シーケンスを示す
図、第３図は共役対称による合成化附加像を概念的に説
明するのに役立つグラフである。 ４４・・・位相エンコード勾配 ５２・・・スピンエコー ５日・・・オフセット位相エンコード勾配６０・・・勾
配エコー ７４・・・第１エコーデータ ７６・・・第２エコーデータ

Claims (19)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）（ａ）磁気共鳴を励起し、 （ｂ）磁気共鳴を位相コーディングし、 （ｃ）第１エコー（５２）を誘導し、 （ｄ）第１エコー（５２）の間に第１の極性の読出し勾
    配パルス（５４）を印加して、第１エコー像を得て、 （ｅ）位相コーディングを変え、 （ｆ）少なくとも一つの第２エコー（６０）を誘導する
    ように第２極性の読出し勾配パルス（５６）を印加し、 （ｇ）第２エコー（６０）の間に第２エコー像を得て、 （ｈ）中央に位相コード化された像に隣接する一組の像
    と残りの位相コード化可能な像の半分から成る第１エコ
    ー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））および第
    ２エコー像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を
    得るまで位相エンコーデイングを変えて工程（ａ）〜（
    ｇ）を繰返し、 （ｉ）中央に位相コード化された像に隣接する像（７８
    ）から位相マップ（φ（ｘ、ｙ））を発生し、 （ｊ）得た像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）、
    （７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））から複素共役
    対称な像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）、Ｆ＿ｇ＾＊
    （ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を発生し、 （ｋ）第１エコー（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ
    ））、第２エコー（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ
    ））、および共役対称像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ
    ）、Ｆ＿ｇ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））をフーリエ変換し
    、 （ｌ）位相マップおよびφ（ｘ、ｙ）に従つて、フーリ
    エ変換された像（ｆ＿１（ｘ、ｙ）、ｆ＿２（ｘ、ｙ）
    、ｆ＿３（ｘ、ｙ）、ｆ＿４（ｘ、ｙ））の少なくとも
    いくらかを位相補正し、フーリエ変換した像（ｆ＿１（
    ｘ、ｙ）、ｆ＿２（ｘ、ｙ）、ｆ＿３（ｘ、ｙ）、ｆ＿
    ４（ｘ、ｙ））を組み合わせて表示像（ｆ（ｘ、ｙ））
    を発生する磁気共鳴画像化方法。
  2. （２）第１エコー（５２）がスピンエコーである特許請
    求の範囲第１項記載の方法。
  3. （３）第２エコー（６０）が勾配エコーである特許請求
    の範囲第１項または第２項記載の方法。
  4. （４）隣接するゼロ位相エンコード（−ｎ）から最大位
    相エンコード（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）の実質的に半分までの
    位相エンコード勾配にて第１エコー像（７４またはＦ＿
    ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を位相コード化し、工程（ｅ）
    で最大勾配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）の半分の近くで冗長な第
    １および第２エコー像（ｎ）が得られるように位相エン
    コーデイングを変える特許請求の範囲第１項、第２項ま
    たは第３項記載の方法。
  5. （５）第１（７６またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））お
    よび第２（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））エコ
    ー像をアライニングし正規化することを更に含む特許請
    求の範囲第１〜４項のいずれかの項に記載の方法。
  6. （６）フーリエ変換された第１エコー像および第１エコ
    ー共役対称像（ｆ＿１（ｘ、ｙ）、ｆ＿３（ｘ、ｙ））
    にて位相補正工程を実施する特許請求の範囲第１〜５項
    のいずれかの項に記載の方法。
  7. （７）（ａ）磁気共鳴を励起し、 （ｂ）第１位相エンコーデイングにより第１エコー（５
    ２）を誘導し、 （ｃ）他の位相コーディングにより少なくとも一つの次
    のエコー（６０）を誘導し、 （ｄ）第１エコー（５２）をサンプリングして第１像を
    得ると共にそれぞれ次のエコー（６０）をサンプリング
    して次の像を得て、 （ｅ）ｋ−スペースの約半分に広がる第１エコー像（７
    ４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））および次のエコー
    像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を得るまで
    複数の位相エンコーデイングにより工程（ａ）〜（ｄ）
    を繰返し、 （ｆ）得た第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、
    ｋ＿ｙ））および次のエコー像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ
    ＿ｘ、ｋ＿ｙ））からｋスペースの約半分に広がる複素
    共役像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）、Ｆ＿ｇ＾＊（
    ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を発生し、 （ｇ）第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿
    ｙ））、次のエコー（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿
    ｙ））および複素共役像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ
    ）、Ｆ＿ｇ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））から表示像を生じ
    させる磁気共鳴画像化方法。
  8. （８）第１エコーを誘導した後に、ｋスペースの実質的
    に４分の１（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ／２）に対応する位相エン
    コーデイングだけ位相エンコーデイングを変えることを
    含む特許請求の範囲第７項記載の方法。
  9. （９）ｋスペースの中心部分に対応する表示像（ｆ（ｘ
    、ｙ））の少なくとも一部（ｆ＿１（ｘ、ｙ）、ｆ＿３
    （ｘ、ｙ））を位相補正することを更に含む特許請求の
    範囲第７項または第８項記載の方法。
  10. （１０）ｋスペースの中心に隣接する位相エンコーデイ
    ングにてコード化された第１エコー像（７８）から発生
    された位相マップ（φ（ｘ、ｙ））に従つて位相補正を
    行う特許請求の範囲第９項記載の方法。
  11. （１１）各第１エコー（５２）はスピンエコーであり、
    次の各エコー（６０）は勾配エコーである特許請求の範
    囲第７〜１０項のいずれかに記載の方法。
  12. （１２）各第１エコー（５２）と同時に第１極性の読出
    し勾配（５４）を印加し、次のエコー（６０）と同時に
    逆極性の読出し勾配（５６）を生じさせるよう読出し勾
    配（５４）の極性を反転させることにより次の各エコー
    （６０）を誘導する特許請求の範囲第７〜１１項のいず
    れかに記載の方法。
  13. （１３）半分までのゼロ位相エンコード勾配の一方の側
    でｎステップからゼロ位相エンコード勾配の他方の側の
    最大位相エンコード勾配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）までのステ
    ップの位相エンコーデイング勾配により第１エコー（５
    ２）を位相コード化し、最大位相エンコード勾配の半分
    （Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘマイナスｎから最大位相エンコード勾
    配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）（ここでｎは整数である）からの
    ステップで次のエコーを位相コード化する特許請求の範
    囲第７〜１２項のいずれかに記載の方法。
  14. （１４）相補的ロールオフフィルタ（１２０、１３０）
    を用いて、次の最大位相エンコード勾配の半分と最大位
    相エンコード勾配マイナスｎの半分との間のステップに
    対応する第１（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））
    および第２（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））エ
    コー像をフィルタにかけることを更に含む特許請求の範
    囲第７〜１３項のいずれかに記載の方法。
  15. （１５）ゼロ位相エンコーデイングに隣接するｋスペー
    スの実質的に４分の一の一部を表示する第１エコー像（
    ７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を集め、ｋスペ
    ースの前記一部だけ、第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ
    （ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））の対応する一つの位相エンコード
    から各々の位相エンコードがずれた第２エコー像（７６
    またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を集め、第１エコー
    像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）に対する複素
    共役像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を発生し、第
    ２エコー像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））に
    対する複素共役像（Ｆ＿ｇ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を
    発生し、第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ
    ＿ｙ））、第２エコー像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、
    ｋ＿ｙ））、複素共役第１エコー像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿
    ｘ、ｋ＿ｙ））および複素共役第２エコー像（Ｆ＿ｇ＾
    ＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））をフーリエ変換して表示像（ｆ
    （ｘ、ｙ））を発生し、少なくとも変換された第１エコ
    ー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））および複
    素共役第１エコー像（Ｆ３＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））の
    位相を調節することから成る磁気共鳴画像化方法。
  16. （１６）実質的に半分までのゼロ位相エンコード勾配の
    一方の側にてｎステップからゼロ位相エンコード勾配の
    他方の側にある最大位相エンコード勾配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿
    ｘ）まで定ステップにて第１エコー像を（７４またはＦ
    ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を位相コード化し、最大位相
    エンコード勾配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）の半分より下のｎス
    テップから最大位相エンコード勾配（Ｇ＿ｍ＿ａ＿ｘ）
    まで定ステップにて第２エコー像（７６またはＦ＿ｓ（
    ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を位相コード化する特許請求の範囲
    第１５項記載の方法。
  17. （１７）第１および第２エコー像を集める工程は、ゼロ
    位相エンコード勾配に最も密に隣接する２ｎステップに
    てコード化された像（７８）から位相マップ（φ（ｘ、
    ｙ））を発生させることを含む特許請求の範囲第１５項
    または第１６項記載の方法。
  18. （１８）像領域内に一般にリニアな主磁界を誘導するた
    めの主磁界手段（１０、１２）と、像領域内に高周波パ
    ルスを送信し磁気共鳴を選択的に誘導すると共に磁気共
    鳴エコーを選択的に発生させるための高周波送信手段（
    ３０、３２）と、像領域を横断するよう定ステップで変
    わる位相エンコード勾配、位相エンコードオフセット勾
    配および読出し勾配を含む磁界勾配を生じさせるための
    勾配磁界手段（２０、２２）と、像領域からの磁気共鳴
    信号を受け、対応する像を発生するための受信手段（３
    ２、３４）とを含む磁気共鳴画像化装置において、 各シーケンスにおいて第１エコー（５２）の間に受信さ
    れた像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を記憶
    するための第１エコー像メモリ手段（８０）と、各シー
    ケンスにおいて第２エコー（６０）の間に受信された像
    （７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を記憶するた
    めの第２エコー像メモリ手段（８２）と、第１（８０）
    および第２（８２）エコーメモリ内の像をアライニング
    （整合）するためのアライニング手段（８４）と、第１
    エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））およ
    び第２エコー像（７６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）
    ）に共役対称な共役対称像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿
    ｙ）、Ｆ＿ｇ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））を発生するため
    の共役対称手段（１４０、１６０）と、第１エコー（７
    ４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））、第２エコー（７
    ６またはＦ＿ｇ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ））および共役対称（
    Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）、Ｆ＿ｇ＾＊（ｋ＿ｘ、
    ｋ＿ｙ））像を表示像（ｆ＿１（ｘ、ｙ）、ｆ＿２（ｘ
    、ｙ）、ｆ＿３（ｘ、ｙ）、ｆ＿４（ｘ、ｙ）へ変換す
    るための変換手段（１２２、３１２、１４６、１６６）
    を含むことを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
  19. （１９）少なくとも第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（
    ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）から適当な位相補正を決定するための
    位相補正手段（１００）と、決定された位相補正に従つ
    て第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ＿ｙ）
    ）および第１エコー像（７４またはＦ＿ｓ（ｋ＿ｘ、ｋ
    ＿ｙ）に対応する共役対称像（Ｆ＿ｓ＾＊（ｋ＿ｘ、ｋ
    ＿ｙ））を補正するための位相補正手段（１２６、１５
    ０）を更に含む特許請求の範囲第１８項記載の装置。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0795972A (ja) * 1993-06-01 1995-04-11 Siemens Ag 核スピン断層撮影装置
JP2007260425A (ja) * 2007-06-07 2007-10-11 Hitachi Medical Corp 核磁気共鳴撮影装置
JP2011031058A (ja) * 2010-10-08 2011-02-17 Hitachi Medical Corp 核磁気共鳴撮影装置

Families Citing this family (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0263435A (ja) * 1988-08-31 1990-03-02 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5051699A (en) * 1988-08-31 1991-09-24 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging system
US4959611A (en) * 1989-06-29 1990-09-25 Picker International, Inc. Out-of-slice artifact reduction technique for magnetic resonance imagers
US5025216A (en) * 1989-07-28 1991-06-18 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Magnetic resonance imaging of short T2 species
US5122747A (en) * 1990-11-21 1992-06-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research Spiral three-dimensional fourier transform NMR scan
NL9002842A (nl) * 1990-12-21 1992-07-16 Philips Nv Magnetische resonantie werkwijze en inrichting ter reductie van beeldfouten in een magnetisch resonantie beeld.
US5168226A (en) * 1991-05-22 1992-12-01 General Electric Acquisition of multiple images in fast spin echo nmr scans
US5245282A (en) * 1991-06-28 1993-09-14 University Of Virginia Alumni Patents Foundation Three-dimensional magnetic resonance imaging
US5270654A (en) * 1991-07-05 1993-12-14 Feinberg David A Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging
JP3403751B2 (ja) * 1992-03-31 2003-05-06 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
US5229717A (en) * 1992-05-22 1993-07-20 General Electric Company Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging
JP3276669B2 (ja) * 1992-05-29 2002-04-22 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JPH06327649A (ja) * 1993-05-24 1994-11-29 Hitachi Ltd 核磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法
DE4327321C1 (de) * 1993-08-13 1994-10-27 Siemens Ag Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte
JP2713160B2 (ja) * 1994-03-31 1998-02-16 株式会社島津製作所 Ｍｒイメージング装置
JPH07323021A (ja) * 1994-05-31 1995-12-12 Shimadzu Corp Ｍｒイメージング装置
US5594336A (en) * 1995-06-02 1997-01-14 Picker International, Inc. Three point technique using spin and gradient echoes for water/fat separation
US5680045A (en) * 1995-07-20 1997-10-21 Feinberg David A Grase-type MR pulse sequences
US5602476A (en) * 1995-08-17 1997-02-11 Picker International, Inc. Ultra-fast MR imaging data acquisition scheme using mixed bandwidth data
US5909119A (en) * 1995-08-18 1999-06-01 Toshiba America Mri, Inc. Method and apparatus for providing separate fat and water MRI images in a single acquisition scan
US5825184A (en) * 1996-04-26 1998-10-20 Picker International, Inc. Ultra-fast imaging technique using k-space segmentation with minimum phase and amplitude errors
US5759152A (en) * 1996-10-02 1998-06-02 Mayo Foundation For Medical Education And Research Phase-aligned NMR surface coil image reconstruction
US6025714A (en) * 1997-04-25 2000-02-15 Toshiba America Mri, Inc. Magnetic resonance imaging (MRI) using fast spin echo (FSE) imaging process
AUPP340698A0 (en) * 1998-05-07 1998-05-28 Canon Kabushiki Kaisha Method and apparatus for highly efficient representation and compression of images
US6252400B1 (en) 1999-03-18 2001-06-26 Picker International, Inc. Spin and field echo (safe) FSE
DE10015068C2 (de) * 2000-03-25 2002-06-27 Bruker Medical Gmbh Verfahren zur Erzeugung von Bildern der magnetischen Resonanz
JP3878394B2 (ja) * 2000-05-17 2007-02-07 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
US6411089B1 (en) 2000-11-22 2002-06-25 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Two-dimensional phase-conjugate symmetry reconstruction for 3d spin-warp, echo-planar and echo-volume magnetic resonance imaging
US6566877B1 (en) * 2000-12-26 2003-05-20 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Band-limited gradient waveforms
DE10123772B4 (de) * 2001-05-16 2005-12-01 Bruker Biospin Mri Gmbh Verfahren zur Erzeugung von ortskodierten Messsignalen
US6445184B1 (en) 2001-11-20 2002-09-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multiple gradient echo type projection reconstruction sequence for MRI especially for diffusion weighted MRI
US7750632B2 (en) * 2007-03-22 2010-07-06 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Method for producing a magnetic resonance image of an object having a short T2 relaxation time
DE102009049520B4 (de) * 2009-10-15 2015-02-12 Siemens Aktiengesellschaft Multi-Echo-MR-Sequenz mit verbessertem Signal-zu-Rauschverhältnis der Phaseninformation
JP5377220B2 (ja) * 2009-10-23 2013-12-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP6496311B2 (ja) 2013-10-21 2019-04-03 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 温度マッピングを伴うｍｒイメージング
US10330758B2 (en) * 2013-12-02 2019-06-25 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance imaging using zero echo time puse sequences

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS628747A (ja) * 1985-07-04 1987-01-16 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JPS62182973A (ja) * 1986-02-07 1987-08-11 Mitsubishi Electric Corp 核磁気共鳴画像計算法
JPS62227337A (ja) * 1986-03-31 1987-10-06 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4689567A (en) * 1984-06-01 1987-08-25 Advanced Nmr Systems, Inc. NMR Fourier imaging from multiple echoes
JPS6117054A (ja) * 1984-07-03 1986-01-25 Yokogawa Medical Syst Ltd 核磁気共鳴断層撮影装置
JPH0714386B2 (ja) * 1985-04-10 1995-02-22 株式会社日立製作所 核磁気共鳴を用いた検査装置
JPS61272644A (ja) * 1985-05-29 1986-12-02 Yokogawa Electric Corp 核磁気共鳴撮像装置
US4728893A (en) * 1985-07-31 1988-03-01 The Regents Of The University Of California Increased signal-to-noise ratio in magnetic resonance images using synthesized conjugate symmetric data
US4684891A (en) * 1985-07-31 1987-08-04 The Regents Of The University Of California Rapid magnetic resonance imaging using multiple phase encoded spin echoes in each of plural measurement cycles
US4748410A (en) * 1986-08-06 1988-05-31 Stanford University Rapid NMR imaging system
EP0270320B1 (en) * 1986-12-03 1992-09-23 Advanced Nmr Systems Inc. Method of high-speed magnetic resonance imaging

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS628747A (ja) * 1985-07-04 1987-01-16 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JPS62182973A (ja) * 1986-02-07 1987-08-11 Mitsubishi Electric Corp 核磁気共鳴画像計算法
JPS62227337A (ja) * 1986-03-31 1987-10-06 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0795972A (ja) * 1993-06-01 1995-04-11 Siemens Ag 核スピン断層撮影装置
JP2007260425A (ja) * 2007-06-07 2007-10-11 Hitachi Medical Corp 核磁気共鳴撮影装置
JP2011031058A (ja) * 2010-10-08 2011-02-17 Hitachi Medical Corp 核磁気共鳴撮影装置

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