JPH0549611A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 空間分解能や信号対雑音比が高く、かつ、所
望のコントラストの画像を高速で得ることのできる磁気
共鳴映像装置を提供することを目的とする。 【構成】 ９０°ＲＦパルス、そして１８０°ＲＦパル
スを印加した後、初期位相エンコードを与え、かつ、読
出し用勾配磁場の極性が反転するたびに位相エンコード
を与えてデータを収集する。その後、再び１８０°ＲＦ
パルスを印加し、初期位相エンコード量を変更して前回
と同様にデータを収集する。そして、この操作を複数回
繰り返すパルスシーケンスにより、複数回スキャンを行
い、撮影面全体のデータを収集し画像を再構成する。 【効果】 ＭＲ画像の画質が向上し、かつ、高速撮影が
可能となる。
望のコントラストの画像を高速で得ることのできる磁気
共鳴映像装置を提供することを目的とする。 【構成】 ９０°ＲＦパルス、そして１８０°ＲＦパル
スを印加した後、初期位相エンコードを与え、かつ、読
出し用勾配磁場の極性が反転するたびに位相エンコード
を与えてデータを収集する。その後、再び１８０°ＲＦ
パルスを印加し、初期位相エンコード量を変更して前回
と同様にデータを収集する。そして、この操作を複数回
繰り返すパルスシーケンスにより、複数回スキャンを行
い、撮影面全体のデータを収集し画像を再構成する。 【効果】 ＭＲ画像の画質が向上し、かつ、高速撮影が
可能となる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像装置に係
り、特に被検体内の核スピンの分布を高速かつ高空間分
解能で画像化する磁気共鳴映像装置に関する。
り、特に被検体内の核スピンの分布を高速かつ高空間分
解能で画像化する磁気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴映像法はよく知られているよう
に、固有の磁気モーメントを持つ核スピンの集団が一様
な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する
高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用
して、物質の化学的および物理的な微視的情報を映像化
する手法である。この磁気共鳴映像法を用いて被検体内
の特定原子核（例えば水および脂肪中の水素原子核）の
空間的分布を映像化する方法としては、Lauterbur によ
る投影再構成方法、Kumar 、Welti 、Ernst 等によるフ
ーリエ法やこれの変形であるHutchison 等によるスピン
ワープ法等が考案されている。
に、固有の磁気モーメントを持つ核スピンの集団が一様
な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する
高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用
して、物質の化学的および物理的な微視的情報を映像化
する手法である。この磁気共鳴映像法を用いて被検体内
の特定原子核（例えば水および脂肪中の水素原子核）の
空間的分布を映像化する方法としては、Lauterbur によ
る投影再構成方法、Kumar 、Welti 、Ernst 等によるフ
ーリエ法やこれの変形であるHutchison 等によるスピン
ワープ法等が考案されている。
【０００３】これらの磁気共鳴映像法においては、画像
再構成に必要なデータを高周波磁場や勾配磁場を一定の
手順で繰り返し印加して収集する必要があるために、撮
影時間が長くなる。このため、心臓のような時間的に位
置や形状が変動する動的対象の画像化を行う場合には、
心拍同期等の方法を適用しない限り、動きによる画像ボ
ケやアーチファクトの発生を避ける事ができない。ま
た、心拍同期を用いると、撮影時間が長くなるため適用
対象が制限される。
再構成に必要なデータを高周波磁場や勾配磁場を一定の
手順で繰り返し印加して収集する必要があるために、撮
影時間が長くなる。このため、心臓のような時間的に位
置や形状が変動する動的対象の画像化を行う場合には、
心拍同期等の方法を適用しない限り、動きによる画像ボ
ケやアーチファクトの発生を避ける事ができない。ま
た、心拍同期を用いると、撮影時間が長くなるため適用
対象が制限される。
【０００４】これらの問題点を解決する方法として、Ha
ase 等によるＦＬＡＳＨ法(J.Magn.Reson ．，６７，２
５８−２６６，１９８６）やその変形法、Hennig等によ
るＲＡＲＥ法.(Magn.Reson. Med., ３，８２３−８３
３，１９８６）、Mansfield によるエコープラナー法
（特開昭５３−８１２８８号公報）、Hutchison 等によ
る超高速フーリエ法（特開昭５７−５００７０８号公
報）等の高速イメージング法が考案されている。このよ
うなＦＬＡＳＨ法、エコープラナー法、超高速フーリエ
法では、５０ミリ秒から１秒程度の撮影時間で画像化す
る事ができる。ところが、空間分解能や信号対雑音比が
低い、静磁場不均一性の影響を受け易い、化学シフトア
ーチファクトを生じ易いといった問題が発生してしま
う。
ase 等によるＦＬＡＳＨ法(J.Magn.Reson ．，６７，２
５８−２６６，１９８６）やその変形法、Hennig等によ
るＲＡＲＥ法.(Magn.Reson. Med., ３，８２３−８３
３，１９８６）、Mansfield によるエコープラナー法
（特開昭５３−８１２８８号公報）、Hutchison 等によ
る超高速フーリエ法（特開昭５７−５００７０８号公
報）等の高速イメージング法が考案されている。このよ
うなＦＬＡＳＨ法、エコープラナー法、超高速フーリエ
法では、５０ミリ秒から１秒程度の撮影時間で画像化す
る事ができる。ところが、空間分解能や信号対雑音比が
低い、静磁場不均一性の影響を受け易い、化学シフトア
ーチファクトを生じ易いといった問題が発生してしま
う。
【０００５】また、このような高速スキャンによる画像
化方法では、従来のスピンエコー法等の撮影法で得られ
るＴ2 強調画像，Ｔ1 強調画像，及びスピン密度画像等
のコントラストが低下してしまうという欠点がある。
化方法では、従来のスピンエコー法等の撮影法で得られ
るＴ2 強調画像，Ｔ1 強調画像，及びスピン密度画像等
のコントラストが低下してしまうという欠点がある。
【０００６】これらの問題を軽減する方法として、モザ
イクスキャン法（特開昭６３−２１４２４６号公報）、
超高速フーリエ法とスピンワープ法を組み合わせたハイ
ブリッドイメージング法（ＵＳＰ−４３５５２８２，Ｕ
ＳＰ−４６０７２２３）、超高速フーリエ法とＣＰＭＧ
(Carr-Purcell-Meiboom-Gill）法あるいは変形ＣＰ（Ca
rr-Purcell）法を組み合わせた別のハイブリッドイメー
ジング法（特開昭６２−２２７３３７号公報）が考案さ
れている。また、ＲＡＲＥ法においては、非常に多くの
１８０°高周波磁場パルスを印加しなければならないた
め、対象が人体の場合にはそれによる温度上昇等が問題
となり、撮影時間も数秒から数十秒程度要する。
イクスキャン法（特開昭６３−２１４２４６号公報）、
超高速フーリエ法とスピンワープ法を組み合わせたハイ
ブリッドイメージング法（ＵＳＰ−４３５５２８２，Ｕ
ＳＰ−４６０７２２３）、超高速フーリエ法とＣＰＭＧ
(Carr-Purcell-Meiboom-Gill）法あるいは変形ＣＰ（Ca
rr-Purcell）法を組み合わせた別のハイブリッドイメー
ジング法（特開昭６２−２２７３３７号公報）が考案さ
れている。また、ＲＡＲＥ法においては、非常に多くの
１８０°高周波磁場パルスを印加しなければならないた
め、対象が人体の場合にはそれによる温度上昇等が問題
となり、撮影時間も数秒から数十秒程度要する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このように従来の高速
イメージング法では、空間分解能や信号対雑音比が低
い、静磁場不均一性の影響を受け易い、化学シフトアー
チファクトを生じ易い、所望のコントラストの画像が得
られない、といった問題があった。
イメージング法では、空間分解能や信号対雑音比が低
い、静磁場不均一性の影響を受け易い、化学シフトアー
チファクトを生じ易い、所望のコントラストの画像が得
られない、といった問題があった。
【０００８】本発明はこのような従来の課題を解決する
ためになされたもので、その目的とするところは、空間
分解能や信号対雑音比が高く、且つ所望のコントラスト
の画像を高速で得る事ができる磁気共鳴画像装置を提供
することにある。
ためになされたもので、その目的とするところは、空間
分解能や信号対雑音比が高く、且つ所望のコントラスト
の画像を高速で得る事ができる磁気共鳴画像装置を提供
することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、静磁場中に置かれた被検体に９０°ＲＦ
パルスを印加して所望の領域を励起させ、その後１８０
°ＲＦパルスを印加してこの領域から発生したエコー信
号を収集し、磁気共鳴画像を再構成する磁気共鳴映像装
置において、前記１８０°ＲＦパルス印加後に、極性が
正負交互に反転する読出し用勾配磁場を印加する読出し
用勾配磁場印加手段と、前記所望の領域に初期位相エン
コード用勾配磁場を印加するとともに、前記読出し用勾
配磁場の極性反転時に所定の位相エンコード用勾配磁場
を逐次印加する位相エンコード用勾配磁場印加手段と、
前記読出し用勾配磁場の極性が反転するたびに発生する
エコー信号を収集するエコー信号収集手段とを有し、前
記エコー信号収集後に再度１８０°ＲＦパルスを印加す
るとともに前記初期位相エンコード量を変更し、前記読
出し用勾配磁場印加手段、位相エンコード用勾配磁場印
加手段、及びエコー信号収集手段による操作を複数回繰
り返す一連のパルスシーケンスを前記位相エンコード量
あるいは読み出し周波数を毎回変更して複数回スキャン
を行うことが特徴である。
め、本発明は、静磁場中に置かれた被検体に９０°ＲＦ
パルスを印加して所望の領域を励起させ、その後１８０
°ＲＦパルスを印加してこの領域から発生したエコー信
号を収集し、磁気共鳴画像を再構成する磁気共鳴映像装
置において、前記１８０°ＲＦパルス印加後に、極性が
正負交互に反転する読出し用勾配磁場を印加する読出し
用勾配磁場印加手段と、前記所望の領域に初期位相エン
コード用勾配磁場を印加するとともに、前記読出し用勾
配磁場の極性反転時に所定の位相エンコード用勾配磁場
を逐次印加する位相エンコード用勾配磁場印加手段と、
前記読出し用勾配磁場の極性が反転するたびに発生する
エコー信号を収集するエコー信号収集手段とを有し、前
記エコー信号収集後に再度１８０°ＲＦパルスを印加す
るとともに前記初期位相エンコード量を変更し、前記読
出し用勾配磁場印加手段、位相エンコード用勾配磁場印
加手段、及びエコー信号収集手段による操作を複数回繰
り返す一連のパルスシーケンスを前記位相エンコード量
あるいは読み出し周波数を毎回変更して複数回スキャン
を行うことが特徴である。
【００１０】
【作用】上述の如く構成すれば、９０°ＲＦパルス，及
び１８０°ＲＦパルスを印加後、初期位相エンコード磁
場を印加してデータを収集し、再度１８０°パルスを印
加後、前回と異なる初期位相エンコード磁場を印加して
データを収集する。そして、このパルスシーケンスを複
数回繰り返してＫスペース上のすべてのデータを収集す
る。その結果、Ｋスペース上のデータを分割して収集す
ることができるようになり、これを再構成して得られる
ＭＲ画像の画質を向上させることができる。
び１８０°ＲＦパルスを印加後、初期位相エンコード磁
場を印加してデータを収集し、再度１８０°パルスを印
加後、前回と異なる初期位相エンコード磁場を印加して
データを収集する。そして、このパルスシーケンスを複
数回繰り返してＫスペース上のすべてのデータを収集す
る。その結果、Ｋスペース上のデータを分割して収集す
ることができるようになり、これを再構成して得られる
ＭＲ画像の画質を向上させることができる。
【００１１】また、撮影時間は長くならず、高速撮影が
可能となり、更に、Ｋスペース上で分割された各データ
を収集する順序を適宜変更すれば、横緩和時間Ｔ2 ，縦
緩和時間Ｔ1 を強く反映したＭＲ画像を得ることができ
るようになる。
可能となり、更に、Ｋスペース上で分割された各データ
を収集する順序を適宜変更すれば、横緩和時間Ｔ2 ，縦
緩和時間Ｔ1 を強く反映したＭＲ画像を得ることができ
るようになる。
【００１２】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図１２は、本発明に係る磁気共鳴診断装置の構成
を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石
１、磁場均一性調整コイル３および勾配磁場生成コイル
５はそれぞれ励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４および勾配磁場生成コイル用電源６にて駆動され
る。これらにより被検体７には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する３方向に線形磁場勾配を持つ勾
配磁場が印加される。送信部１０から高周波パルスがプ
ローブ９に送られ、被検体７に高周波磁場が印加され
る。ここでプローブ９は送受信両用でも、あるいは送受
信別々に設けてもよい。プローブ９で受信された磁気共
鳴信号は受信部１１で直交位相検波された後データ収集
部１３に転送されＡ／Ｄ変換後、電子計算機１４に送ら
れる。以上、励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４、勾配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信
部１１、データ収集部１３はすべてシステムコントロー
ラ１２によって制御されている。システムコントローラ
１２および電子計算機１４はコンソール１５により制御
されており、電子計算機１４ではデータ収集部１３から
送られた磁気共鳴信号に基づいて画像再構成処理をおこ
ない、画像データを得る。得られた画像は画像ディスプ
レイ１６に表示され。
する。図１２は、本発明に係る磁気共鳴診断装置の構成
を示すブロック図である。同図において、静磁場磁石
１、磁場均一性調整コイル３および勾配磁場生成コイル
５はそれぞれ励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４および勾配磁場生成コイル用電源６にて駆動され
る。これらにより被検体７には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する３方向に線形磁場勾配を持つ勾
配磁場が印加される。送信部１０から高周波パルスがプ
ローブ９に送られ、被検体７に高周波磁場が印加され
る。ここでプローブ９は送受信両用でも、あるいは送受
信別々に設けてもよい。プローブ９で受信された磁気共
鳴信号は受信部１１で直交位相検波された後データ収集
部１３に転送されＡ／Ｄ変換後、電子計算機１４に送ら
れる。以上、励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４、勾配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信
部１１、データ収集部１３はすべてシステムコントロー
ラ１２によって制御されている。システムコントローラ
１２および電子計算機１４はコンソール１５により制御
されており、電子計算機１４ではデータ収集部１３から
送られた磁気共鳴信号に基づいて画像再構成処理をおこ
ない、画像データを得る。得られた画像は画像ディスプ
レイ１６に表示され。
【００１３】本発明における被検体７内のスライス面内
の画像データを収集するためのパルスシーケンスは、シ
ステムコントローラ１２によって制御される。
の画像データを収集するためのパルスシーケンスは、シ
ステムコントローラ１２によって制御される。
【００１４】このような構成において、実際にデータを
収集する動作を以下に説明する。図１は本発明の第１実
施例を示すパルスシーケンス図である。なお、図１にお
いてＲＦは高周波磁場、Ｇs 、Ｇr 、Ｇe はスライス
用、読み出し用および位相エンコード用の各勾配磁場を
それぞれ示す。Ｇs は被検体７内の所望の領域を励起す
るための勾配磁場、Ｇr は磁気共鳴信号を読み出すため
の勾配磁場、Ｇe は位置情報を磁気共鳴信号の位相情報
にエンコードするための勾配磁場である。
収集する動作を以下に説明する。図１は本発明の第１実
施例を示すパルスシーケンス図である。なお、図１にお
いてＲＦは高周波磁場、Ｇs 、Ｇr 、Ｇe はスライス
用、読み出し用および位相エンコード用の各勾配磁場を
それぞれ示す。Ｇs は被検体７内の所望の領域を励起す
るための勾配磁場、Ｇr は磁気共鳴信号を読み出すため
の勾配磁場、Ｇe は位置情報を磁気共鳴信号の位相情報
にエンコードするための勾配磁場である。
【００１５】図１において、まずスライス用磁場Ｇs を
印加した状態で回転座標ｘ′方向を向く９０°選択励起
パルスＰ1 （ＲＦパルス）を印加する。
印加した状態で回転座標ｘ′方向を向く９０°選択励起
パルスＰ1 （ＲＦパルス）を印加する。
【００１６】そして、９０°選択励起パルスＰ1 の中心
から時間ＴE ／２（ＴE はエコー時間）後に回転座標系
におけるｙ′方向を向く１８０°パルスＰ2 を印加し、
静磁場不均一性や静磁場オフセット等によって生じた核
スピンの位相を前記ｙ′軸に対して鏡像反転させる。こ
のとき、初期位相エンコード用勾配磁場および、それに
続いて正負交互に読み出し用勾配磁場を印加し、それに
よって発生する各々のエコー信号毎に位相エンコード用
勾配磁場をパルス状に印加し、その時のエコー信号デー
タ列を収集する。
から時間ＴE ／２（ＴE はエコー時間）後に回転座標系
におけるｙ′方向を向く１８０°パルスＰ2 を印加し、
静磁場不均一性や静磁場オフセット等によって生じた核
スピンの位相を前記ｙ′軸に対して鏡像反転させる。こ
のとき、初期位相エンコード用勾配磁場および、それに
続いて正負交互に読み出し用勾配磁場を印加し、それに
よって発生する各々のエコー信号毎に位相エンコード用
勾配磁場をパルス状に印加し、その時のエコー信号デー
タ列を収集する。
【００１７】そして、エコー信号を収集した後、各勾配
磁場の積分量が零、又は一定値となるように所定の勾配
磁場を印加し、各勾配磁場の位相を初期状態に復帰させ
る。これによって、図２に示すＫスペース上の第１の領
域２１のデータが得られる。
磁場の積分量が零、又は一定値となるように所定の勾配
磁場を印加し、各勾配磁場の位相を初期状態に復帰させ
る。これによって、図２に示すＫスペース上の第１の領
域２１のデータが得られる。
【００１８】次いで、１８０°パルスＰ2 を印加してか
ら時間ＴE 後に、やはり回転座標系におけるｙ′方向を
向く１８０°パルスＰ3 を印加し、前記１８０°パルス
Ｐ2 のときと同様に、各勾配磁場を印加しデータを収集
する。そして、このときの初期位相エンコード量を図２
に示すＫスペース上で第２の領域２２のデータが得られ
るように設定する。つまり、１８０°パルスＰ3 を印加
して得られたエコー信号から、第２の領域２２のデータ
が得られる。
ら時間ＴE 後に、やはり回転座標系におけるｙ′方向を
向く１８０°パルスＰ3 を印加し、前記１８０°パルス
Ｐ2 のときと同様に、各勾配磁場を印加しデータを収集
する。そして、このときの初期位相エンコード量を図２
に示すＫスペース上で第２の領域２２のデータが得られ
るように設定する。つまり、１８０°パルスＰ3 を印加
して得られたエコー信号から、第２の領域２２のデータ
が得られる。
【００１９】その後、初期位相エンコード量を変更して
順次前述した操作を繰り返し、Ｋスペース上のｌ個の領
域のデータを収集する。さらに初期位相エンコード量を
変化させ、同様のパルスシーケンスをｍ回実行すること
により、Ｋスペース上のすべてのデータが得られる。
順次前述した操作を繰り返し、Ｋスペース上のｌ個の領
域のデータを収集する。さらに初期位相エンコード量を
変化させ、同様のパルスシーケンスをｍ回実行すること
により、Ｋスペース上のすべてのデータが得られる。
【００２０】そして、Ｋスペース上のデータを並び換え
て逆２次元フーリエ変換すれば所望のＭＲ画像が得られ
る。このような方法においては、Ｋスペース上を複数に
分割してデータを収集しているので、ＭＲ画像の画質が
向上する。
て逆２次元フーリエ変換すれば所望のＭＲ画像が得られ
る。このような方法においては、Ｋスペース上を複数に
分割してデータを収集しているので、ＭＲ画像の画質が
向上する。
【００２１】また、上述した例では、Ｋスペース上で、
第１の領域２１，第２の領域２２，…という順で徐々に
エンコード量を増加させながらデータを収集したが、こ
れは特に設定されるものではない。即ち、初期位相エン
コード量，及び読み出し用勾配磁場が反転するたびに逐
次印加する位相エンコード量を適宜調整すれば任意の順
序でのデータ収集も可能である。
第１の領域２１，第２の領域２２，…という順で徐々に
エンコード量を増加させながらデータを収集したが、こ
れは特に設定されるものではない。即ち、初期位相エン
コード量，及び読み出し用勾配磁場が反転するたびに逐
次印加する位相エンコード量を適宜調整すれば任意の順
序でのデータ収集も可能である。
【００２２】特に、１８０°パルスＰ2 ，Ｐ3 を印加し
てから時間ＴE ／２だけ経過したときが最も磁場不均一
性の影響を受けないので、このときに収集されたデータ
が、Ｋスペース上の原点近傍にくるように位相エンコー
ド量を調整すれば、より画質を向上させることができ
る。
てから時間ＴE ／２だけ経過したときが最も磁場不均一
性の影響を受けないので、このときに収集されたデータ
が、Ｋスペース上の原点近傍にくるように位相エンコー
ド量を調整すれば、より画質を向上させることができ
る。
【００２３】また、９０°選択励起パルスＰ1 を印加し
てから、次の９０°選択励起パルス（不図示）を印加す
るまでの時間、即ち、シーケンスの繰り返し時間を核ス
ピンの縦緩和時間Ｔ1 に比べて十分に長く設定し、更
に、横緩和時間Ｔ2 を反映するデータがＫスペース上の
原点近傍に来るように調節すれば、被検体の横緩和時間
Ｔ2 を強く反映したＭＲ画像が得られる。
てから、次の９０°選択励起パルス（不図示）を印加す
るまでの時間、即ち、シーケンスの繰り返し時間を核ス
ピンの縦緩和時間Ｔ1 に比べて十分に長く設定し、更
に、横緩和時間Ｔ2 を反映するデータがＫスペース上の
原点近傍に来るように調節すれば、被検体の横緩和時間
Ｔ2 を強く反映したＭＲ画像が得られる。
【００２４】なお、図１の実施例では９０°(x) →１８
０°(y′) →１８０°(y′) …の順にＲＦパルスを印加
するＣＰＭＧパルス系列を用いているが、他のパルス系
列、例えば変形ＣＰ法、９０°(x) →１８０°(x′) →
１８０°(x′) …等を用いることも可能である。
０°(y′) →１８０°(y′) …の順にＲＦパルスを印加
するＣＰＭＧパルス系列を用いているが、他のパルス系
列、例えば変形ＣＰ法、９０°(x) →１８０°(x′) →
１８０°(x′) …等を用いることも可能である。
【００２５】図３は本発明の第２実施例を示すパルスシ
ーケンス図である。この例では、同図の読み出し用勾配
磁場Ｇr に示すように、読み出し用勾配磁場方向にもオ
フセット読み出し用勾配磁場パルスを与えている。従っ
て、Ｋスペース上では、図４に示すように、Ｋe 方向及
びＫr 方向に分割されたブロックとしてデータが収集さ
れる。つまり、このブロックの個数分たけデータ収集を
行なって、Ｋスペース全体のデータを得、これに２次元
逆フーリエ交換を施してＭＲ画像を再構成する。
ーケンス図である。この例では、同図の読み出し用勾配
磁場Ｇr に示すように、読み出し用勾配磁場方向にもオ
フセット読み出し用勾配磁場パルスを与えている。従っ
て、Ｋスペース上では、図４に示すように、Ｋe 方向及
びＫr 方向に分割されたブロックとしてデータが収集さ
れる。つまり、このブロックの個数分たけデータ収集を
行なって、Ｋスペース全体のデータを得、これに２次元
逆フーリエ交換を施してＭＲ画像を再構成する。
【００２６】このような操作によれば、Ｋスペースが位
相エンコード方向（Ｋe 方向）及び読み出し方向（Ｋr
方向）にも分割されてデータが収集されるので、前述し
た第１実施例よりも更に高画質なＭＲ画像が得られる。
また、読み出し方向、及び位相エンコード方向のオフセ
ット読み出し用勾配磁場と初期位相エンコード量を調整
し、横緩和時間Ｔ2 を反映するデータがＫスペース上の
原点近傍に来るように設定すれば、被検体の横緩和時間
Ｔ2 を強く反映したＭＲ画像が得られる。
相エンコード方向（Ｋe 方向）及び読み出し方向（Ｋr
方向）にも分割されてデータが収集されるので、前述し
た第１実施例よりも更に高画質なＭＲ画像が得られる。
また、読み出し方向、及び位相エンコード方向のオフセ
ット読み出し用勾配磁場と初期位相エンコード量を調整
し、横緩和時間Ｔ2 を反映するデータがＫスペース上の
原点近傍に来るように設定すれば、被検体の横緩和時間
Ｔ2 を強く反映したＭＲ画像が得られる。
【００２７】図５は本発明の第３実施例のデータ収集操
作を示すパルスシーケンス図である。この例では、前述
した第１実施例と同様に、パルス状の高周波磁場（ＲＦ
パルス）とスライス用勾配磁場を印加して所望の領域を
励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号（エコー信号）を発生
させる。この時使用する高周波磁場Ｐ5 の強度は、核ス
ピンの傾斜角（フリップ角）が所定の角度α°となるよ
うに設定し、続いて、初期位相エンコード用勾配磁場３
１および、それに続いて正負交互に読みだし用勾配磁場
３３を印加し、それによって発生する各々のエコー信号
毎に位相エンコード用勾配磁場３２をパルス状に印加し
てその時のエコー信号データ列３４を収集する。これに
よって、図６に示すＫスペース上の第１の領域４１のデ
ータが得られる。
作を示すパルスシーケンス図である。この例では、前述
した第１実施例と同様に、パルス状の高周波磁場（ＲＦ
パルス）とスライス用勾配磁場を印加して所望の領域を
励起し、自由誘導減衰ＮＭＲ信号（エコー信号）を発生
させる。この時使用する高周波磁場Ｐ5 の強度は、核ス
ピンの傾斜角（フリップ角）が所定の角度α°となるよ
うに設定し、続いて、初期位相エンコード用勾配磁場３
１および、それに続いて正負交互に読みだし用勾配磁場
３３を印加し、それによって発生する各々のエコー信号
毎に位相エンコード用勾配磁場３２をパルス状に印加し
てその時のエコー信号データ列３４を収集する。これに
よって、図６に示すＫスペース上の第１の領域４１のデ
ータが得られる。
【００２８】そして、一定時間が経過した後に、初期位
相エンコード量３１を変更して、図５に示したパルスシ
ーケンスを繰り返せば、順次Ｋスペース上のデータが得
られ、このデータを並び変えて２次元逆フーリエ変換を
行なえば所望のＭＲ画像が得られる。このようなデータ
収集方法においても前述した第１実施例と同様にＫスペ
ース上を分割してデータを収集しているので、高画質の
ＭＲ画像が得られる。
相エンコード量３１を変更して、図５に示したパルスシ
ーケンスを繰り返せば、順次Ｋスペース上のデータが得
られ、このデータを並び変えて２次元逆フーリエ変換を
行なえば所望のＭＲ画像が得られる。このようなデータ
収集方法においても前述した第１実施例と同様にＫスペ
ース上を分割してデータを収集しているので、高画質の
ＭＲ画像が得られる。
【００２９】また、このパルスシーケンスでは、ＲＦパ
ルスＰ5 を印加後、時間経過とともに磁場の不均一性に
伴なう核スピンの位相分散が大きくなり、画像ひずみを
生じたり、解像度が低下するので、最も磁場不均一性が
少ないデータ、即ち、ＲＦパルスＰ5 印加を後に得られ
るデータが、図６に示すＫスペース上の原点近傍に来る
ように初期位相エンコード量を調整すれば、磁場不均一
性の影響を受けない高画質なＭＲ画像が得られる。
ルスＰ5 を印加後、時間経過とともに磁場の不均一性に
伴なう核スピンの位相分散が大きくなり、画像ひずみを
生じたり、解像度が低下するので、最も磁場不均一性が
少ないデータ、即ち、ＲＦパルスＰ5 印加を後に得られ
るデータが、図６に示すＫスペース上の原点近傍に来る
ように初期位相エンコード量を調整すれば、磁場不均一
性の影響を受けない高画質なＭＲ画像が得られる。
【００３０】図７は本発明の第４実施例を示すパルスシ
ーケンス図であり、この例では、読み出し方向の勾配磁
場Ｇr にもオフセット読み出し用勾配磁場３５を与えて
いる。従って、Ｋスペース上では図９に示すように、読
み出し方向（Ｋr 方向）にも分割されてデータが収集さ
れるので、ＭＲ画像の画質が第３実施例の場合よりも更
に向上する。また、第３実施例と同様にＲＦパルスＰ5
を印加した直後に得られるデータがＫスペース上の原点
近傍に来るように、読み出し方向、及び位相エンコード
方向の勾配磁場３１，３５を設定すれば、磁場の不均一
性の影響を受けない高画質なＭＲ画像が得られる。
ーケンス図であり、この例では、読み出し方向の勾配磁
場Ｇr にもオフセット読み出し用勾配磁場３５を与えて
いる。従って、Ｋスペース上では図９に示すように、読
み出し方向（Ｋr 方向）にも分割されてデータが収集さ
れるので、ＭＲ画像の画質が第３実施例の場合よりも更
に向上する。また、第３実施例と同様にＲＦパルスＰ5
を印加した直後に得られるデータがＫスペース上の原点
近傍に来るように、読み出し方向、及び位相エンコード
方向の勾配磁場３１，３５を設定すれば、磁場の不均一
性の影響を受けない高画質なＭＲ画像が得られる。
【００３１】図９は本発明の第５実施例を示すパルスシ
ーケンス図である。この例では、スライス方向Ｇs にも
初期位相エンコード用勾配磁場パルスを印加している。
そして、パルスシーケンスの繰り返し毎にこの初期位相
エンコード量を変更させれば、３次元画像を得ることが
でき、３次元画像撮影の高速化を図ることができるよう
になる。
ーケンス図である。この例では、スライス方向Ｇs にも
初期位相エンコード用勾配磁場パルスを印加している。
そして、パルスシーケンスの繰り返し毎にこの初期位相
エンコード量を変更させれば、３次元画像を得ることが
でき、３次元画像撮影の高速化を図ることができるよう
になる。
【００３２】また、前述した各実施例では、Ｋスペース
上のすべてのデータを収集する方法を用いたが、Ｋスペ
ース上の半分のデータのみを収集し、残りの半分のデー
タについては、データの複素共役性を利用してデータを
生成する。いわゆるハーフエンコード法を用いて全デー
タを得ることも可能である。これによって、撮影時間を
半分に短縮することができる。
上のすべてのデータを収集する方法を用いたが、Ｋスペ
ース上の半分のデータのみを収集し、残りの半分のデー
タについては、データの複素共役性を利用してデータを
生成する。いわゆるハーフエンコード法を用いて全デー
タを得ることも可能である。これによって、撮影時間を
半分に短縮することができる。
【００３３】図１０は本発明の第６実施例を示すパルス
シーケンス図である。この例では、同図(a) ，(b) に示
す如くのプリパルスシーケンスを実行した後に、前述し
た各実施例のパルスシーケンスを実行する。
シーケンス図である。この例では、同図(a) ，(b) に示
す如くのプリパルスシーケンスを実行した後に、前述し
た各実施例のパルスシーケンスを実行する。
【００３４】例えば、同図(a) に示すように、インバー
ジョンパルスＰ6 （１８０°パルス）により核スピンを
反転励起し、所定の時間ＴＩ経過した後に前記所望のイ
メージングシーケンスを実行する。この時、シーケンス
の繰り返し時間や核スピンを励起してからデータを収集
するまでの時間間隔を所定の値に設定する事により、被
検体の縦緩和時間Ｔ1 が強調されたコントラストの画像
が得られる。また、同図(b) に示すように、９０°−τ
−１８０°−τ−９０°系列を用いれば被検体の横緩和
時間Ｔ2 が強調されてコントラストの画像が得られる。
なお、このようなプリパルスシーケンスは、目的に応じ
て本実施例以外にも種々のパルス系列を用いる事が可能
である。
ジョンパルスＰ6 （１８０°パルス）により核スピンを
反転励起し、所定の時間ＴＩ経過した後に前記所望のイ
メージングシーケンスを実行する。この時、シーケンス
の繰り返し時間や核スピンを励起してからデータを収集
するまでの時間間隔を所定の値に設定する事により、被
検体の縦緩和時間Ｔ1 が強調されたコントラストの画像
が得られる。また、同図(b) に示すように、９０°−τ
−１８０°−τ−９０°系列を用いれば被検体の横緩和
時間Ｔ2 が強調されてコントラストの画像が得られる。
なお、このようなプリパルスシーケンスは、目的に応じ
て本実施例以外にも種々のパルス系列を用いる事が可能
である。
【００３５】図１１は本発明の第７実施例を示すパルス
シーケンス図であり、この例では、パルスシーケンスの
繰り返し毎にフリップ角−α°のＲＦパルスＰ8 を印加
して核スピンの横磁化成分を強制的に縦磁化成分に回復
させる。従って、縦緩和時間Ｔ1 による縦磁化成分の回
復を待たずに短い繰り返し時間でパルスシーケンスを実
行することができる。
シーケンス図であり、この例では、パルスシーケンスの
繰り返し毎にフリップ角−α°のＲＦパルスＰ8 を印加
して核スピンの横磁化成分を強制的に縦磁化成分に回復
させる。従って、縦緩和時間Ｔ1 による縦磁化成分の回
復を待たずに短い繰り返し時間でパルスシーケンスを実
行することができる。
【００３６】また、前述した各実施例のパルスシーケン
スによって得られたデータからＭＲ画像を再構成する際
の前処理としては、あらかじめ所定のパルスシーケンス
において位相エンコード用勾配磁場（３次元画像化の場
合には、前記スライス用勾配磁場方向の初期位相エンコ
ード用勾配磁場パルスを含む）を印加せずに、エコー信
号データ列を収集し、そのエコー信号のピーク位置、ピ
ーク位置における振幅や前記所定のパルスシーケンスに
よって収集したエコー信号データのデータ順列、振幅、
位相のいずれか、あるいは全ての補正する場合等があ
る。この時、前記補正値を求めるために使用するデータ
列は、画像化しようとする被検体の撮影部位から収集し
ても良いし、あるいは適当なファントムより収集しても
良い。また、これと同様に、後処理としては、被検体の
画像化部位の静磁場分布を測定し、前記所定のパルスシ
ーケンスによって得られた画像の静磁場不均一性による
画像歪み等の影響を補正する。
スによって得られたデータからＭＲ画像を再構成する際
の前処理としては、あらかじめ所定のパルスシーケンス
において位相エンコード用勾配磁場（３次元画像化の場
合には、前記スライス用勾配磁場方向の初期位相エンコ
ード用勾配磁場パルスを含む）を印加せずに、エコー信
号データ列を収集し、そのエコー信号のピーク位置、ピ
ーク位置における振幅や前記所定のパルスシーケンスに
よって収集したエコー信号データのデータ順列、振幅、
位相のいずれか、あるいは全ての補正する場合等があ
る。この時、前記補正値を求めるために使用するデータ
列は、画像化しようとする被検体の撮影部位から収集し
ても良いし、あるいは適当なファントムより収集しても
良い。また、これと同様に、後処理としては、被検体の
画像化部位の静磁場分布を測定し、前記所定のパルスシ
ーケンスによって得られた画像の静磁場不均一性による
画像歪み等の影響を補正する。
【００３７】更に、被検体が化学シフト等により複数の
磁気共鳴周波数を有する物質の場合には、あらかじめ所
定のパルスシーケンスを実行する前に被検体内の化学シ
フト等により所定の磁気共鳴周波数以外で磁気共鳴を生
ずる核スピンを飽和させるパルスシーケンスを付加して
実行する等、何らかのシフト抑制法を併用する事により
化学シフトシーケンスファクトの影響を無くする事が可
能である。具体的なパルスシーケンスの例としては、Ｃ
ＨＥＳＳ法(A.Hasse et al."1H-NMR ChemicalShift Sel
ective(CHESS)Imaging",Phys.Med,Biol. vol.30,pp341-
344)(1985) 参照、１−１パルス法(C.L.Dumoulin "A Me
thod for Chemical-Shift-Selective Imaging"Magn.Res
o.Med.vol.2,pp583-585(1985)参照）、１−３−３−１
パルス法(P.J.Hore"A New Method for Water Suppressi
on in the Proton NMR Spectra of Aqueous Solition
s",J.Magn.Reso.vol.54,pp539-542(1983) 参照）等の方
法が提案されており、場合に応じて適当な方法を用いれ
ば良い。
磁気共鳴周波数を有する物質の場合には、あらかじめ所
定のパルスシーケンスを実行する前に被検体内の化学シ
フト等により所定の磁気共鳴周波数以外で磁気共鳴を生
ずる核スピンを飽和させるパルスシーケンスを付加して
実行する等、何らかのシフト抑制法を併用する事により
化学シフトシーケンスファクトの影響を無くする事が可
能である。具体的なパルスシーケンスの例としては、Ｃ
ＨＥＳＳ法(A.Hasse et al."1H-NMR ChemicalShift Sel
ective(CHESS)Imaging",Phys.Med,Biol. vol.30,pp341-
344)(1985) 参照、１−１パルス法(C.L.Dumoulin "A Me
thod for Chemical-Shift-Selective Imaging"Magn.Res
o.Med.vol.2,pp583-585(1985)参照）、１−３−３−１
パルス法(P.J.Hore"A New Method for Water Suppressi
on in the Proton NMR Spectra of Aqueous Solition
s",J.Magn.Reso.vol.54,pp539-542(1983) 参照）等の方
法が提案されており、場合に応じて適当な方法を用いれ
ば良い。
【００３８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明では、初期
位相エンコード量、及び読出し用勾配磁場の極性が反転
する際に逐次印加する位相エンコード量を適宜調整し、
Ｋスペース上のデータを分割して収集することによっ
て、空間分解能が高く、信号対雑音比が高く、かつ、ア
ーチファクトの少ない高画質の画像を得ることができ
る。
位相エンコード量、及び読出し用勾配磁場の極性が反転
する際に逐次印加する位相エンコード量を適宜調整し、
Ｋスペース上のデータを分割して収集することによっ
て、空間分解能が高く、信号対雑音比が高く、かつ、ア
ーチファクトの少ない高画質の画像を得ることができ
る。
【００３９】また、分割して収集するＫスペース上のす
べてのデータを高速で収集することができる。従って、
心臓等の動的対象の画像も瞬時に得ることができ、ま
た、高周波磁場の印加回数も少なく、検査時間も短いの
で被検体に与える負担を軽減することができる。
べてのデータを高速で収集することができる。従って、
心臓等の動的対象の画像も瞬時に得ることができ、ま
た、高周波磁場の印加回数も少なく、検査時間も短いの
で被検体に与える負担を軽減することができる。
【００４０】また、分割して収集するデータの順序を任
意に変更すれば、横緩和時間Ｔ2 ，縦緩和時間Ｔ1 を強
く反映した画像を容易に得ることができるという効果が
得られる。
意に変更すれば、横緩和時間Ｔ2 ，縦緩和時間Ｔ1 を強
く反映した画像を容易に得ることができるという効果が
得られる。
【図１】本発明の第１実施例を示すパルスシーケンス図
である。
である。
【図２】第１実施例によって収集されたデータのＫスペ
ース上での軌跡を示す説明図である。
ース上での軌跡を示す説明図である。
【図３】本発明の第２実施例を示すパルスシーケンス図
である。
である。
【図４】第２実施例によって収集されたデータのＫスペ
ース上での軌跡を示す説明図である。
ース上での軌跡を示す説明図である。
【図５】本発明の第３実施例を示すパルスシーケンス図
である。
である。
【図６】第３実施例によって収集されたデータのＫスペ
ース上での軌跡を示す説明図である。
ース上での軌跡を示す説明図である。
【図７】本発明の第４実施例を示すパルスシーケンス図
である。
である。
【図８】第４実施例によって収集されたデータのＫスペ
ース上での軌跡を示す説明図である。
ース上での軌跡を示す説明図である。
【図９】本発明の第５実施例を示すパルスシーケンス図
である。
である。
【図１０】本発明の第６実施例を示すパルスシーケンス
図である。
図である。
【図１１】本発明の第７実施例を示すパルスシーケンス
図である。
図である。
【図１２】本発明の実施例に係わる磁気共鳴映像装置の
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
【符号の説明】 １ 静磁場磁石 ２ 励磁用電源 ３ 磁場均一性調整コイル ４ 磁場均一性調整コイル用電源 ５ 勾配磁場生成コイル ６ 勾配磁場生成コイル用電源 ７ 被検体 ８ 寝台 ９ プローブ １０ システムコントローラ １３ データ収集部 １４ 電子計算機 １５ コンソール １６ 画像ディスプレイ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ
Claims (3)
- 【請求項１】 静磁場中に置かれた被検体に９０°ＲＦ
パルスを印加して所望の領域を励起させ、その後１８０
°ＲＦパルスを印加してこの領域から発生したエコー信
号を収集し、磁気共鳴画像を再構成する磁気共鳴映像装
置において、 前記１８０°ＲＦパルス印加後に、極性が正負交互に反
転する読出し用勾配磁場を印加する読出し用勾配磁場印
加手段と、前記所望の領域に初期位相エンコード用勾配
磁場を印加するとともに、前記読出し用勾配磁場の極性
反転時に所定の位相エンコード磁場を逐次印加する位相
エンコード用勾配磁場印加手段と、前記読出し用勾配磁
場の極性が反転するたびに発生するエコー信号を収集す
るエコー信号収集手段とを有し、前記エコー信号収集後
に再度１８０°ＲＦパルスを印加するとともに前記初期
位相エンコード量を変更し、前記読出し用勾配磁場印加
手段、位相エンコード用勾配磁場印加手段、及びエコー
信号収集手段による操作を複数回繰り返す一連のパルス
シーケンスを、前記位相エンコード量あるいは読みだし
周波数を毎回変更して複数回のスキャンを実行すること
を特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】 前記読出し用勾配磁場にオフセット読み
出し用勾配磁場パルスを与え、該オフセット読み出し用
勾配磁場パルスを１８０°ＲＦパルス印加毎に変更する
請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】 静磁場中に置かれた被検体にＲＦパルス
を印加して所望の領域を励起させ、この領域から発生し
たエコー信号を収集し、磁気共鳴画像を再構成する磁気
共鳴映像装置において、 前記ＲＦパルス印加後に、極性が正負交互に反転する読
出し用勾配磁場を印加する読出し用勾配磁場印加手段
と、前記所望の領域に初期位相エンコード用勾配磁場を
印加するとともに、前記読出し用勾配磁場の極性反転時
に所定の位相エンコード磁場を逐次印加する位相エンコ
ード用勾配磁場印加手段と、オフセット読み出し用勾配
磁場パルス量、初期位相エンコード量、及び逐次印加す
る位相エンコード量を適宜調整してデータ読出し順序を
設定し、この順序に従ってデータを並び変える手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21191891A JP3153574B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴映像装置 |
| US07/933,231 US5361028A (en) | 1991-08-23 | 1992-08-21 | Method and apparatus for high speed magnetic resonance imaging with improved image quality |
| DE69231758T DE69231758T2 (de) | 1991-08-23 | 1992-08-21 | Verfahren und Apparat für schnelle Bilderzeugung mit verbesserter Bildqualität mittels magnetischer Resonanz |
| EP92114303A EP0529527B1 (en) | 1991-08-23 | 1992-08-21 | Method and apparatus for high speed magnetic resonance imaging with improved image quality |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21191891A JP3153574B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0549611A true JPH0549611A (ja) | 1993-03-02 |
| JP3153574B2 JP3153574B2 (ja) | 2001-04-09 |
Family
ID=16613823
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21191891A Expired - Lifetime JP3153574B2 (ja) | 1991-08-23 | 1991-08-23 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5361028A (ja) |
| EP (1) | EP0529527B1 (ja) |
| JP (1) | JP3153574B2 (ja) |
| DE (1) | DE69231758T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008154945A (ja) * | 2006-12-26 | 2008-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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