JPH0252639A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0252639A JPH0252639A JP63203014A JP20301488A JPH0252639A JP H0252639 A JPH0252639 A JP H0252639A JP 63203014 A JP63203014 A JP 63203014A JP 20301488 A JP20301488 A JP 20301488A JP H0252639 A JPH0252639 A JP H0252639A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
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-
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- 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
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、ＭＲＩ装置において、第１エコー信号をＳＥ
法やＦＥ法で収集し、引続き１８００パルスを順次加え
ることによって、第２エコー信号以下を収集するマルチ
エコー信号収集方法に関し、特に、第２エコー信号以下
におけるモークｌンアーテ゛ファクトを防止するように
したＭＲＩ装置におけるマルチエコー信号収集方法に関
する。
法やＦＥ法で収集し、引続き１８００パルスを順次加え
ることによって、第２エコー信号以下を収集するマルチ
エコー信号収集方法に関し、特に、第２エコー信号以下
におけるモークｌンアーテ゛ファクトを防止するように
したＭＲＩ装置におけるマルチエコー信号収集方法に関
する。
（従来の技術）
一般的な医用ＭＲＩ装置では、静磁場中に配置した被検
者に対して所定の励起・検出手段に従って傾斜磁場、励
起用高周波パルスを印加することにより、前記被検者の
特定部位に磁気共鳴現象を生じせしめ、その誘起した磁
気共鳴信号を検出して信号処理を施すことにより前記被
検者の特定部位の解剖学的情報や質的情報をイメージン
グするようになっている。以下この禎の磁気共鳴イメー
ジング装置の一例を第４図を参照して説明する。
者に対して所定の励起・検出手段に従って傾斜磁場、励
起用高周波パルスを印加することにより、前記被検者の
特定部位に磁気共鳴現象を生じせしめ、その誘起した磁
気共鳴信号を検出して信号処理を施すことにより前記被
検者の特定部位の解剖学的情報や質的情報をイメージン
グするようになっている。以下この禎の磁気共鳴イメー
ジング装置の一例を第４図を参照して説明する。
第４図において、筒状本体ＭＡ内には、静磁場発生装置
として超電導又は常電導の静磁場コイル１、Ｘ軸、Ｙ軸
、２軸傾斜磁場コイル２、送受信コイル３が設けられて
いる。被検者Ｐは本体ＭＡ内の診断可能磁場生成領域Ｄ
ＳＶ Ｋ導入される。
として超電導又は常電導の静磁場コイル１、Ｘ軸、Ｙ軸
、２軸傾斜磁場コイル２、送受信コイル３が設けられて
いる。被検者Ｐは本体ＭＡ内の診断可能磁場生成領域Ｄ
ＳＶ Ｋ導入される。
また、静磁場コイν１は静磁場制御系４によシ駆動され
、送受信コイル３は励起に対しては送信器５によシ駆動
され且つ検出に対七では受信器６により駆動され、さら
に、Ｘ軸、Ｙ軸、２軸傾斜磁場コイル２はそれぞれＸ軸
傾斜磁場電源７、°Ｙ軸傾斜磁場電源８．ｚ軸傾斜磁場
電源９ＦＣよシ駆動されるようＫなっている。
、送受信コイル３は励起に対しては送信器５によシ駆動
され且つ検出に対七では受信器６により駆動され、さら
に、Ｘ軸、Ｙ軸、２軸傾斜磁場コイル２はそれぞれＸ軸
傾斜磁場電源７、°Ｙ軸傾斜磁場電源８．ｚ軸傾斜磁場
電源９ＦＣよシ駆動されるようＫなっている。
また、Ｘ軸傾斜磁場電源７．Ｙ軸傾斜磁場電源８．２軸
傾斜磁場電源９．及び送信器５はシーケンサ１０によ・
シ所定の励起手順に従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ
％Ｙ軸傾斜磁場ａｙ、ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ 、及び例えば
９０°−１８０’／＃ルス系列の高周波パルスヲ発生ス
ル。コンビエータシステム１ノは、シーケンサ１０を駆
動制御すると共に受信器６から得られる磁気共鳴信号と
してスピンエコー信号を導入して信号処理を施すことに
よシ、あるスライス部位の断層像を生成し、モニタ表示
するようにしている。
傾斜磁場電源９．及び送信器５はシーケンサ１０によ・
シ所定の励起手順に従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ
％Ｙ軸傾斜磁場ａｙ、ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ 、及び例えば
９０°−１８０’／＃ルス系列の高周波パルスヲ発生ス
ル。コンビエータシステム１ノは、シーケンサ１０を駆
動制御すると共に受信器６から得られる磁気共鳴信号と
してスピンエコー信号を導入して信号処理を施すことに
よシ、あるスライス部位の断層像を生成し、モニタ表示
するようにしている。
ここで、マルチエコー信号収集方法として利用されるも
のとして、９０’−１８０°系列の高周波／そルスヲ用
いるスピンエコーシーケンス（Ｓ Ｅ法）が多用されて
いる。以下、従来のＳＥ法を用いる２工コー信号収集方
法をその１エンコード過程を示す第５図を参照して説明
する。すなわち、第１過程ｐｓ、、では、９０°・９ル
ス及びスライス用傾斜磁＠ Ｇ ｔＩにより、被検体の
特定面（ある厚みを持つ）を励起しくここで磁化は９０
°倒れておシ）、１８０°ノ４ルスによシスピン位相を
収束させ、９０゜ノクルスからＴｅ時間（エコー時間）
後に、第１エコー信号を収集する。
のとして、９０’−１８０°系列の高周波／そルスヲ用
いるスピンエコーシーケンス（Ｓ Ｅ法）が多用されて
いる。以下、従来のＳＥ法を用いる２工コー信号収集方
法をその１エンコード過程を示す第５図を参照して説明
する。すなわち、第１過程ｐｓ、、では、９０°・９ル
ス及びスライス用傾斜磁＠ Ｇ ｔＩにより、被検体の
特定面（ある厚みを持つ）を励起しくここで磁化は９０
°倒れておシ）、１８０°ノ４ルスによシスピン位相を
収束させ、９０゜ノクルスからＴｅ時間（エコー時間）
後に、第１エコー信号を収集する。
次に、第２過程ｐｓ、、では、第１エコー信号のピーク
からＴｅ７２時間後に、１８０°ノ卆ルスを加え、さら
にＴ＠／２後、つまシ、第１エコー信号のピークからＴ
ｏ後に、第２エコー信号がピークとなるようにリード用
傾斜磁場Ｇｒを加えて、第２エコー信号を収集するよう
にしている。
からＴｅ７２時間後に、１８０°ノ卆ルスを加え、さら
にＴ＠／２後、つまシ、第１エコー信号のピークからＴ
ｏ後に、第２エコー信号がピークとなるようにリード用
傾斜磁場Ｇｒを加えて、第２エコー信号を収集するよう
にしている。
上述したマルチ（２ノ工コー信号収集方法によれば、第
２エコー４ｇ号以下はＳ／Ｎの低下は避けられないが、
１回のシーケンスの実行で、原子核密度や、緩和時定数
の強調の程度の異なる画像を得ることができ、臨床上有
益である。
２エコー４ｇ号以下はＳ／Ｎの低下は避けられないが、
１回のシーケンスの実行で、原子核密度や、緩和時定数
の強調の程度の異なる画像を得ることができ、臨床上有
益である。
（発明が解決しようとする課題）
一方、上述した従来のマルチエコー信号収集方法におい
ては、第２エコー信号におけるＳ／Ｎ低下と共に原子核
の動きが、アーチファクトとして現われてしまい、結果
的に、画像の鮮明度が損われ、正常組織と病変部との区
別が適格に行なえない、という問題点があった。
ては、第２エコー信号におけるＳ／Ｎ低下と共に原子核
の動きが、アーチファクトとして現われてしまい、結果
的に、画像の鮮明度が損われ、正常組織と病変部との区
別が適格に行なえない、という問題点があった。
そこで本発明の目的は、第２エコー信号以下における画
像に関して鮮明度が損われないようにすることが可能な
ＭＲＩ装置におけるマルチエコー信号収集方法を提供す
ることにある。
像に関して鮮明度が損われないようにすることが可能な
ＭＲＩ装置におけるマルチエコー信号収集方法を提供す
ることにある。
［発明の構成コ
（課題を解決するための手段）
本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成するために次
のような手段を講じた構成としている。
のような手段を講じた構成としている。
すなわち、本発明は、磁気共鳴現象を利用して特定原子
核のスピン密度、緩和時定数の反映した画像を得るＭＲ
Ｉｉｉｉで、マルチエコー信号を収集する方法において
、第２エコー信号以下を収集するに際し、動いている特
定原子核と静止している特定原子核とのそれぞれの位相
が、エコー信号のピークにありて揃うようにした傾斜磁
場を印加することを特徴とする。
核のスピン密度、緩和時定数の反映した画像を得るＭＲ
Ｉｉｉｉで、マルチエコー信号を収集する方法において
、第２エコー信号以下を収集するに際し、動いている特
定原子核と静止している特定原子核とのそれぞれの位相
が、エコー信号のピークにありて揃うようにした傾斜磁
場を印加することを特徴とする。
（作用）
このような構成によれば、第２エコー信号は、特定原子
核の動きに伴うアーチファクトが抑制したものとなり、
この結果、鮮明度の高い画像を得ることができる。
核の動きに伴うアーチファクトが抑制したものとなり、
この結果、鮮明度の高い画像を得ることができる。
（実施例）
以下本発明にかがるマルチエコー信号収集方法の一実施
例を、第１図を参照して説明する。第１図は、本実施例
方法にかかる画像データ収集シーケンスの１エンコード
過程を示す図であり、第１エコー信号を第１過程ｐｓ、
、で収集し、第２エコー信号を第２過程ｐｓ、、で収集
するものと゛なっている。
例を、第１図を参照して説明する。第１図は、本実施例
方法にかかる画像データ収集シーケンスの１エンコード
過程を示す図であり、第１エコー信号を第１過程ｐｓ、
、で収集し、第２エコー信号を第２過程ｐｓ、、で収集
するものと゛なっている。
第１の過程ｐｓ、、は１通常のＳＥＩ法においてＳ／Ｎ
の向上を図るようにしたハイブリッド、エコー法（以下
ｒＨＥ法」と称する。）によるものであり、これについ
ては、その詳細を後述する。また、第２の過程ｐｓ、、
は１通常のＳＥ法の第２エコー信号以下の収集（１８０
°）臂ルスによυ磁化を収束する。）に対して、特定原
子核（例えばプロトン、以下、プロトンを代表例とする
。）の動きによるアーチファクト除去用に新規の傾斜磁
場（図示の斜線部）を加えたものである。
の向上を図るようにしたハイブリッド、エコー法（以下
ｒＨＥ法」と称する。）によるものであり、これについ
ては、その詳細を後述する。また、第２の過程ｐｓ、、
は１通常のＳＥ法の第２エコー信号以下の収集（１８０
°）臂ルスによυ磁化を収束する。）に対して、特定原
子核（例えばプロトン、以下、プロトンを代表例とする
。）の動きによるアーチファクト除去用に新規の傾斜磁
場（図示の斜線部）を加えたものである。
先づ、第１の過程ｐｓ、１つまり、ＨＥ法について説明
する。ＨＥ法は、本特許出願忙先立って本けｉ願べが餡
和６３年５月２４日に特許出願したもの（特願昭６３−
１２６５１３号、発明者「中村和人、塙政利」、発明の
名称「磁気共鳴イメージング方法」）であシ、通常のＳ
Ｅ法に対し、１８００パルスをケミカルシフトの一周期
にあたる分だけ９０°・臂ルス側に寄せて、データ収集
時間を延ばすことに工す、Ｓ／Ｎを通常のＳＥ法に比べ
て７丁倍近くに上げるようにしたものである。ただし、
このＨＥ法は、第１エコー信号に対して、高Ｓ／Ｎ化を
実現するものであって、動きや流れ等圧よるアーチファ
クトに対しての考慮はしていないものである。従って、
第２エコー信号においては、眼球の動き（体動）血流等
のプロトンの動きによシ、アーチ７アクト（モーション
、アーチ７アクト）が顕著である。
する。ＨＥ法は、本特許出願忙先立って本けｉ願べが餡
和６３年５月２４日に特許出願したもの（特願昭６３−
１２６５１３号、発明者「中村和人、塙政利」、発明の
名称「磁気共鳴イメージング方法」）であシ、通常のＳ
Ｅ法に対し、１８００パルスをケミカルシフトの一周期
にあたる分だけ９０°・臂ルス側に寄せて、データ収集
時間を延ばすことに工す、Ｓ／Ｎを通常のＳＥ法に比べ
て７丁倍近くに上げるようにしたものである。ただし、
このＨＥ法は、第１エコー信号に対して、高Ｓ／Ｎ化を
実現するものであって、動きや流れ等圧よるアーチファ
クトに対しての考慮はしていないものである。従って、
第２エコー信号においては、眼球の動き（体動）血流等
のプロトンの動きによシ、アーチ７アクト（モーション
、アーチ７アクト）が顕著である。
よって、本実施例では、ＨＥ法の実行に引続き実行され
る第２エコー信号収集のための第２過程ｐｓ、、におい
て、モーシ曹ン、アーチファクトを軽減しようとするも
のである。
る第２エコー信号収集のための第２過程ｐｓ、、におい
て、モーシ曹ン、アーチファクトを軽減しようとするも
のである。
すなわち、ＨＥ法は、１８０’パルスの印加中心のタイ
ミング時間を、９０°パルスの印加中心のタイミング時
間を１＝０としたときにｔ＝Ｔｅ ／２ ＩＩＣ設定し
・エコー信号収集時間：Ｔａｑ’１Ｔａｑ’）Ｔｏ−ｔ
ｗ−２αなる関係に設定し、ここでＴａ２は、プロトン
に対するエコー時間Ｔｏからプロトンと脂肪とのケミカ
ルシフト量に基づき求まるプロトンと脂肪のスピンの位
相が揃う周期τＣを差引いたものであることによシ、先
ず、エコー信号収集時間を伸ばせる。また、脂肪のケミ
カルシフトによるプロトンに対する周波数ズレを起こし
たスピンに対しても、エコーピーク時に位相が合うよう
になる。さらに、脂肪のケミカルシフト以外の要因で周
波数ズレを起こしたスピンに対しては、エコーピーク時
に位相が揃ないようだできる。
ミング時間を、９０°パルスの印加中心のタイミング時
間を１＝０としたときにｔ＝Ｔｅ ／２ ＩＩＣ設定し
・エコー信号収集時間：Ｔａｑ’１Ｔａｑ’）Ｔｏ−ｔ
ｗ−２αなる関係に設定し、ここでＴａ２は、プロトン
に対するエコー時間Ｔｏからプロトンと脂肪とのケミカ
ルシフト量に基づき求まるプロトンと脂肪のスピンの位
相が揃う周期τＣを差引いたものであることによシ、先
ず、エコー信号収集時間を伸ばせる。また、脂肪のケミ
カルシフトによるプロトンに対する周波数ズレを起こし
たスピンに対しても、エコーピーク時に位相が合うよう
になる。さらに、脂肪のケミカルシフト以外の要因で周
波数ズレを起こしたスピンに対しては、エコーピーク時
に位相が揃ないようだできる。
よって、Ｔａ−ｔｗ−２α≧Ｔａｑの制限を超えてＴａ
ｑ’を設定できるので、同一分解能、同−Ｔｏ時間に対
するＳ／Ｎの向上を図ることができる。また、同一１時
間に対して同一コントラストが得られる。さら知、磁化
率が異なる部位に対してはスピンエコーの特徴によりコ
ントラストが高くなる。
ｑ’を設定できるので、同一分解能、同−Ｔｏ時間に対
するＳ／Ｎの向上を図ることができる。また、同一１時
間に対して同一コントラストが得られる。さら知、磁化
率が異なる部位に対してはスピンエコーの特徴によりコ
ントラストが高くなる。
従りてＨ’Ｅ法によれば、同一分解能、同−Ｔｏ時間に
対するＳ／Ｎの向上を図ることができるようになる。
対するＳ／Ｎの向上を図ることができるようになる。
次に、ＨＥ法の具体例を、第３図を参照して説明する。
■ 装置の静磁場に対するプロトン（水）の共鳴周波数
を求める。
を求める。
■ 水と脂肪のケミカルシフト量は、通常、共鳴周波数
に対して３．３〜３．６ ｐｐｍであシ、これにより、
水と脂肪のスピンの位相が揃う位相τｃ金求める。
に対して３．３〜３．６ ｐｐｍであシ、これにより、
水と脂肪のスピンの位相が揃う位相τｃ金求める。
Ｔｅ （ｓ ＠ｅ ）−１／ （水の共鳴周波数（Ｈｚ
）） ”〔水と脂肪のケミカルシフト量（ｐｐｍ ）
）■ 定められたエコー時間Ｔｑ ＩＣ対してＴ＠−
τＣ時間をＴｅ’とする。
）） ”〔水と脂肪のケミカルシフト量（ｐｐｍ ）
）■ 定められたエコー時間Ｔｑ ＩＣ対してＴ＠−
τＣ時間をＴｅ’とする。
■ 時間１＝０及びｔ＝Ｔｅ／２時間がそれぞれ９０゜
パルス及び１８ Ｑ’ｚ４’ルスの中心となるようにＲ
Ｆパルスの印加タイミングを決める。
パルス及び１８ Ｑ’ｚ４’ルスの中心となるようにＲ
Ｆパルスの印加タイミングを決める。
■ データ収集の開始は最も早い場合、１８０゜パルス
終了直後の図示Ｂ点よシ開始でき、例えば、エコー信号
のピーク（時間ｔ＝Ｔｅ）に対して左右対称にデータ収
集を行う場合、Ｔａｑ’時間の間で収集可能になる。
終了直後の図示Ｂ点よシ開始でき、例えば、エコー信号
のピーク（時間ｔ＝Ｔｅ）に対して左右対称にデータ収
集を行う場合、Ｔａｑ’時間の間で収集可能になる。
■ スライス用傾斜磁場Ｇｓ、リード用傾斜磁場Ｇｒ
、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅの制御は通常のスピン
エコーシーケンスと同様で良いが、リード用傾斜磁場Ｇ
ｒの設定は、エコーピークがｔ ＝ Ｔｏ ’ではなく
、ｔ＝＝Ｔｅ’＋τＣ即ちｔ ＝ Ｔｅに現れ、しかも
Ｔａｑ’に対して所望の分解能Δｔ が得られるように
強度を設定するものとする。
、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅの制御は通常のスピン
エコーシーケンスと同様で良いが、リード用傾斜磁場Ｇ
ｒの設定は、エコーピークがｔ ＝ Ｔｏ ’ではなく
、ｔ＝＝Ｔｅ’＋τＣ即ちｔ ＝ Ｔｅに現れ、しかも
Ｔａｑ’に対して所望の分解能Δｔ が得られるように
強度を設定するものとする。
また、ＨＥ法では、通常のＳＥ法と異なり静磁場の不均
一性の影響を受は易いので、高均一な磁気共鳴イメージ
ング装置を構成する静磁場磁石系を必要とする。例えば
、静磁場が０．５Ｔではφ２５０■Ｄ８Ｖで数ｐｐｍ以
下が望ましい。
一性の影響を受は易いので、高均一な磁気共鳴イメージ
ング装置を構成する静磁場磁石系を必要とする。例えば
、静磁場が０．５Ｔではφ２５０■Ｄ８Ｖで数ｐｐｍ以
下が望ましい。
以上の如くのＩ（Ｅ法によれば、上記■の条件即ち、τ
Ｃ（−・６） ＝ １／（水の共鳴周波数（Ｈｚ ））
・〔水と脂肪のケミカルシフト量（ｐｐｍ ） ）とす
れば、従来法で得られ・た画像とほぼ同一コントラスト
の画像が得られ、画像の分解能が一定であれば、１／ｉ
／Ｔａｑ、４． 、だけ画像のノイズ分が減少し、結果
としてＳ／Ｎが向上する。
Ｃ（−・６） ＝ １／（水の共鳴周波数（Ｈｚ ））
・〔水と脂肪のケミカルシフト量（ｐｐｍ ） ）とす
れば、従来法で得られ・た画像とほぼ同一コントラスト
の画像が得られ、画像の分解能が一定であれば、１／ｉ
／Ｔａｑ、４． 、だけ画像のノイズ分が減少し、結果
としてＳ／Ｎが向上する。
以上が、第１の過程ｐｓ、、で実行されるＨＥ法であり
、本実施例では、第１エコー信号をＨＥ法で収集し、引
続き加えられる１ ８ Ｑ’ノｅルスにより得られる第
２エコー信号を、第２の過程ｐｓ、、の実行によシ、収
集するようにしている。
、本実施例では、第１エコー信号をＨＥ法で収集し、引
続き加えられる１ ８ Ｑ’ノｅルスにより得られる第
２エコー信号を、第２の過程ｐｓ、、の実行によシ、収
集するようにしている。
第２の過程ｐｓ、、では、第１エコー信号を収集した後
に、１８ Ｑｏ、４１ルス及びスライス用傾斜磁場Ｇ８
ｉにより、スピン位相を収束させ、その後に、リード用
傾斜磁場Ｇｒを加えて第２エコー信号を収部の傾斜磁場
を新規に加えるようにしている。この傾斜磁場は、第１
図の下段及び第２図に示すように１例えばプロトンに関
し、動いているプロトンと静止しているプロトンとに関
し、第２エコー信号のピーク時に１両位相が揃うように
設定したものであシ、計算によシ求めたものである。
に、１８ Ｑｏ、４１ルス及びスライス用傾斜磁場Ｇ８
ｉにより、スピン位相を収束させ、その後に、リード用
傾斜磁場Ｇｒを加えて第２エコー信号を収部の傾斜磁場
を新規に加えるようにしている。この傾斜磁場は、第１
図の下段及び第２図に示すように１例えばプロトンに関
し、動いているプロトンと静止しているプロトンとに関
し、第２エコー信号のピーク時に１両位相が揃うように
設定したものであシ、計算によシ求めたものである。
以下、その計算法のアルゴリズムを示す。ここ間両）
ｔｘ、 ｔ７ Ｋおける点（ｔｘ、 ｔｙ）でのエコー
信号８ （ｔｘ、 ｔｙ）との関係について考える。こ
こで、Ｇｓ。
ｔｘ、 ｔ７ Ｋおける点（ｔｘ、 ｔｙ）でのエコー
信号８ （ｔｘ、 ｔｙ）との関係について考える。こ
こで、Ｇｓ。
Ｇｒ、 Ｇａは、Ｇｚ＋ Ｇｘ、 Ｃ７に対応し、γは
磁気回転比。
磁気回転比。
Ｔ、ハシ−ケンス（１エンコード過程）の繰り返し間隔
、Ｔ、は縦緩和時定数である。すなわち。
、Ｔ、は縦緩和時定数である。すなわち。
；（ｘ、ｙ）＝／７．（ｘ、ｙ、ｚ）ｅ−ｊ２πｒ／Ｇ
ｚ（ｔｚ）ｚ（ｔｚ）ｄｔｚ ｄｚ：ｊ（ｘ、ｙ、ｚ）
ｍ ρ（ｘ、ｙ、ｚ）（１−ｅ−Ｔ！ｌ／ＴＩ””）と
なる。位相を表すベクトルｘ（ｔｘＬｙ（ｔｙ）が時間
の関数として展開できるとすれば、 ？（ｔｘ） ｍｘ＋９”ｔｘ＋１４ｎ ｔｘ２＋ −Ｌ
ｇｔｘ’＋ ・・・・・−；（ｔｘ＞ 、、？＋Ｖ′
″ｊｔｙ４ｔｙ２＋’ Ｆ″！ｔｙ’＋ ＋ｍ＋７も同
様である。
ｚ（ｔｚ）ｚ（ｔｚ）ｄｔｚ ｄｚ：ｊ（ｘ、ｙ、ｚ）
ｍ ρ（ｘ、ｙ、ｚ）（１−ｅ−Ｔ！ｌ／ＴＩ””）と
なる。位相を表すベクトルｘ（ｔｘＬｙ（ｔｙ）が時間
の関数として展開できるとすれば、 ？（ｔｘ） ｍｘ＋９”ｔｘ＋１４ｎ ｔｘ２＋ −Ｌ
ｇｔｘ’＋ ・・・・・−；（ｔｘ＞ 、、？＋Ｖ′
″ｊｔｙ４ｔｙ２＋’ Ｆ″！ｔｙ’＋ ＋ｍ＋７も同
様である。
今、マの方向のみを例に考えていくと
信号の位相は２ｆｒ／Ｇｘ（ｔｘ）ｘ（ｔｘ）ｄｔｚと
な夛上の式を用いると２ｒｒ／（Ｔｈ（ｔｘ）（マ＋舖
ｔ ｘ ＋ ’４式ｔｘ’＋！Ｓｔｘ’ ）ｄｔｘとな
る。
な夛上の式を用いると２ｒｒ／（Ｔｈ（ｔｘ）（マ＋舖
ｔ ｘ ＋ ’４式ｔｘ’＋！Ｓｔｘ’ ）ｄｔｘとな
る。
ここで ２πγｆＧｘ（ｔｘ）ｘｄｔｘ ｍＣＯ２πγ
／Ｇｘ・Ｖｘｔｘｄｔｘ ｘｃ１→ １→ ３ ２ＫｒｆＧｘ−ｇＰｘｔｘ ｄｔｘ −Ｃ５ここで、Ｃ
０は静止したプロトンの位相を示し。
／Ｇｘ・Ｖｘｔｘｄｔｘ ｘｃ１→ １→ ３ ２ＫｒｆＧｘ−ｇＰｘｔｘ ｄｔｘ −Ｃ５ここで、Ｃ
０は静止したプロトンの位相を示し。
Ｃ１，Ｃ２，Ｃ，はそれぞれ速度、加速度、さらに高次
の項の位相を示している。ここで、第２エコー１言号の
ピークですべて（動いているプロトン、静止しているプ
ロトン等）の位相を揃えるべく。
の項の位相を示している。ここで、第２エコー１言号の
ピークですべて（動いているプロトン、静止しているプ
ロトン等）の位相を揃えるべく。
ｃｏｗ ｃ、 ｍ ｃ２ｓｉｔ ｃ、 ｍ ｏ とす
る。
る。
そして、 Ｇｒを決定する。同様にＧａについても行う
ことＫより１例えば、第１図の斜一部のようＫなる。
ことＫより１例えば、第１図の斜一部のようＫなる。
以上の・ように本実施例によれば、第２エコー信号以下
で特にモーション・アーチファクトが顕著であるＨＥ法
にあって、動きを伴うプロトンと静止したプロトンとの
位相が揃うようにした傾斜磁場を組み合せるようにした
ので、体動や流れ（血゛流等）等の動きによるアーチ７
アクトの減少した画像を得ることができる。従って、画
像の鮮明度が増すために、正常組織と病変部との区別が
つきゃすくなシ、病理組織の発見が容易となる。
で特にモーション・アーチファクトが顕著であるＨＥ法
にあって、動きを伴うプロトンと静止したプロトンとの
位相が揃うようにした傾斜磁場を組み合せるようにした
ので、体動や流れ（血゛流等）等の動きによるアーチ７
アクトの減少した画像を得ることができる。従って、画
像の鮮明度が増すために、正常組織と病変部との区別が
つきゃすくなシ、病理組織の発見が容易となる。
尚、上記実施例では、第１エコー信号を収集する第１過
程ｐｓ、、として、ＨＥ法を用いているが、他の方法、
たとえば通常のＳＥ法等を用いるようＫしてもよい。も
ちろん、第３エコー信号以下にも適用できる。
程ｐｓ、、として、ＨＥ法を用いているが、他の方法、
たとえば通常のＳＥ法等を用いるようＫしてもよい。も
ちろん、第３エコー信号以下にも適用できる。
この他１本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して
実施できる。
実施できる。
［発明の効果コ
以上のように本発明では、第２エコー信号以下を収集す
るに際し、動いている特定原子核と静止している特定原
子核とのそれぞれの位相が、エコー信号のピークにあっ
て揃うようにした傾斜磁場を印加することによシ、第２
エコー信号は、特定原子核の動きに伴うアーチ７アクト
が抑制したものとなシ、この結果、鮮明度の高い画像を
得ることができる効果がある。
るに際し、動いている特定原子核と静止している特定原
子核とのそれぞれの位相が、エコー信号のピークにあっ
て揃うようにした傾斜磁場を印加することによシ、第２
エコー信号は、特定原子核の動きに伴うアーチ７アクト
が抑制したものとなシ、この結果、鮮明度の高い画像を
得ることができる効果がある。
第１図及び第２図は本発明にかかる方法の一実施例を示
す図、第３図は同実施例で用いられるＨＥ法を示す図、
第４図は磁気共鳴イメージング装置の構成図、第５図は
従来の方法を示す図でおる。 １・・・静磁場コイル、２・・・傾斜磁場コイル、３・
・・送受信コイル、４・・・静磁場制御系、５・・・送
信器、６・・・受信器、７．ＩＩ、９・・・傾斜磁場電
源、１０・・・シーケンサ、１１・・・コンピュータシ
ステム。
す図、第３図は同実施例で用いられるＨＥ法を示す図、
第４図は磁気共鳴イメージング装置の構成図、第５図は
従来の方法を示す図でおる。 １・・・静磁場コイル、２・・・傾斜磁場コイル、３・
・・送受信コイル、４・・・静磁場制御系、５・・・送
信器、６・・・受信器、７．ＩＩ、９・・・傾斜磁場電
源、１０・・・シーケンサ、１１・・・コンピュータシ
ステム。
Claims (1)
- 磁気共鳴現象を利用して特定原子核のスピン密度、緩和
時定数の反映した画像を得るＭＲＩ装置で、マルチエコ
ー信号を収集する方法において、第２エコー信号以下を
収集するに際し、動いている特定原子核と静止している
特定原子核とのそれぞれの位相が、エコー信号のピーク
にあって揃うようにした傾斜磁場を印加することを特徴
とするＭＲＩ装置におけるマルチエコー信号収集方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63203014A JPH0252639A (ja) | 1988-08-15 | 1988-08-15 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US07/392,022 US4970465A (en) | 1988-08-15 | 1989-08-10 | Magnetic resonance imaging system and method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63203014A JPH0252639A (ja) | 1988-08-15 | 1988-08-15 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0252639A true JPH0252639A (ja) | 1990-02-22 |
| JPH0578338B2 JPH0578338B2 (ja) | 1993-10-28 |
Family
ID=16466911
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63203014A Granted JPH0252639A (ja) | 1988-08-15 | 1988-08-15 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4970465A (ja) |
| JP (1) | JPH0252639A (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5077524A (en) * | 1988-11-25 | 1991-12-31 | General Elecric | Gradient enhanced NMR correlation spectroscopy |
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5280244A (en) * | 1992-03-19 | 1994-01-18 | General Electric Company | Gradient moment nulling in a fast spin echo NMR pulse sequence |
| US5594336A (en) * | 1995-06-02 | 1997-01-14 | Picker International, Inc. | Three point technique using spin and gradient echoes for water/fat separation |
| US5602476A (en) * | 1995-08-17 | 1997-02-11 | Picker International, Inc. | Ultra-fast MR imaging data acquisition scheme using mixed bandwidth data |
| JP3525007B2 (ja) * | 1996-03-28 | 2004-05-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3866537B2 (ja) * | 2001-06-28 | 2007-01-10 | 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 | 磁気共鳴撮影装置 |
| DE10250922B4 (de) * | 2002-10-31 | 2008-01-31 | Siemens Ag | Verfahren zur Ermittlung des ADC-Koeffizienten in der Diffusionsgewichteten Magnetresonanz-Bildgebung bei Verwendung von Steady-State-Sequenzen |
| US8143891B2 (en) * | 2008-08-29 | 2012-03-27 | Siemens Aktiengesellschaft | System for image acquisition with fast magnetic resonance gradient echo sequences |
| DE102012205664B4 (de) | 2012-04-05 | 2013-10-31 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Steuervorrichtung zur Ansteuerung eines Magnetresonanzsystems |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59155239A (ja) * | 1983-02-23 | 1984-09-04 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
| GB2148013B (en) * | 1983-10-12 | 1988-02-03 | Yokogawa Electric Corp | Nuclear magnetic resonance imaging |
-
1988
- 1988-08-15 JP JP63203014A patent/JPH0252639A/ja active Granted
-
1989
- 1989-08-10 US US07/392,022 patent/US4970465A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0578338B2 (ja) | 1993-10-28 |
| US4970465A (en) | 1990-11-13 |
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