JPH06335471A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JPH06335471A JPH06335471A JP5127153A JP12715393A JPH06335471A JP H06335471 A JPH06335471 A JP H06335471A JP 5127153 A JP5127153 A JP 5127153A JP 12715393 A JP12715393 A JP 12715393A JP H06335471 A JPH06335471 A JP H06335471A
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- JP
- Japan
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- magnetic field
- phase
- gradient magnetic
- measurement
- encoding
- Prior art date
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- Pending
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Classifications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B41/00—After-treatment of mortars, concrete, artificial stone or ceramics; Treatment of natural stone
- C04B41/45—Coating or impregnating, e.g. injection in masonry, partial coating of green or fired ceramics, organic coating compositions for adhering together two concrete elements
- C04B41/52—Multiple coating or impregnating multiple coating or impregnating with the same composition or with compositions only differing in the concentration of the constituents, is classified as single coating or impregnation
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Structural Engineering (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 ＳＳＦＰ計測において、各励起間中に緩和情
報の異なった二つの位相エンコードデータを計測し、１
／２の励起回数で撮像可能とすることによって、高速に
Ｔ２＊強調画像を得ることを目的とする。 【構成】 本発明は、２種類のＳＳＦＰ計測を組み合わ
せることによって、一回の励起で両信号を計測し、か
つ、各々の計測データに対して、異なった位相エンコー
ドを与えることにより、１／２の励起回数で撮像を可能
としたものである。 【効果】 本発明により、ＳＳＦＰ計測時に励起回数を
１／２に削減し、高速なＴ２＊強調画像の撮像を可能と
する。
報の異なった二つの位相エンコードデータを計測し、１
／２の励起回数で撮像可能とすることによって、高速に
Ｔ２＊強調画像を得ることを目的とする。 【構成】 本発明は、２種類のＳＳＦＰ計測を組み合わ
せることによって、一回の励起で両信号を計測し、か
つ、各々の計測データに対して、異なった位相エンコー
ドを与えることにより、１／２の励起回数で撮像を可能
としたものである。 【効果】 本発明により、ＳＳＦＰ計測時に励起回数を
１／２に削減し、高速なＴ２＊強調画像の撮像を可能と
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置に係わり、特に、フーリエ変換前の計測
生データであるＮＭＲ信号データの取得の改良に関す
る。
（ＭＲＩ）装置に係わり、特に、フーリエ変換前の計測
生データであるＮＭＲ信号データの取得の改良に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、いわゆる
ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所望の検査部位に相当
する断面における原子核スピン（以下スピンと称する）
の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測デー
タから被検体の前記検査部位を画像表示するものであ
る。
ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所望の検査部位に相当
する断面における原子核スピン（以下スピンと称する）
の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測デー
タから被検体の前記検査部位を画像表示するものであ
る。
【０００３】このような装置において、磁気共鳴イメー
ジングを行うには、静磁場に傾斜磁場を印加した状態で
高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射し、被検体の検
査領域から出るＮＭＲ信号を空間情報としてエンコード
（符号化）するために傾斜磁場を印加し、ＮＭＲ信号を
計測した後、再構成する。
ジングを行うには、静磁場に傾斜磁場を印加した状態で
高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射し、被検体の検
査領域から出るＮＭＲ信号を空間情報としてエンコード
（符号化）するために傾斜磁場を印加し、ＮＭＲ信号を
計測した後、再構成する。
【０００４】空間を符号化するためには傾斜磁場を用い
るが、これはＮＭＲ周波数ωが磁場強度と線形関係にあ
ることを利用している。即ち、傾斜磁場が空間的に直線
性が保たれていると、対象領域における空間位置と周波
数の関係は線形となり、時間情報であるＮＭＲ信号をフ
ーリエ変換し、周波数軸に置き換えるだけで被検体の位
置情報が得られることを利用して画像を再構成してい
る。
るが、これはＮＭＲ周波数ωが磁場強度と線形関係にあ
ることを利用している。即ち、傾斜磁場が空間的に直線
性が保たれていると、対象領域における空間位置と周波
数の関係は線形となり、時間情報であるＮＭＲ信号をフ
ーリエ変換し、周波数軸に置き換えるだけで被検体の位
置情報が得られることを利用して画像を再構成してい
る。
【０００５】そしてＭＲ画像では２次元の位置情報を必
要とするため、通常、一回のＮＭＲ信号計測のために１
回の磁化ベクトルの励起を行い、これを任意の空間解像
度分繰り返し計測する。これを位相エンコードとよぶ。
一般には、１９２から２５６回の繰り返し回数を要する
ため、これを削減することにより、大きな計測時間の短
縮を可能とする。
要とするため、通常、一回のＮＭＲ信号計測のために１
回の磁化ベクトルの励起を行い、これを任意の空間解像
度分繰り返し計測する。これを位相エンコードとよぶ。
一般には、１９２から２５６回の繰り返し回数を要する
ため、これを削減することにより、大きな計測時間の短
縮を可能とする。
【０００６】従来では、計測データのコンジュゲート性
を利用したハーフスキャン法を用いて、約半分の位相エ
ンコード数のデータでその倍の位相エンコード数に値す
る画像の再構成を可能としていた。
を利用したハーフスキャン法を用いて、約半分の位相エ
ンコード数のデータでその倍の位相エンコード数に値す
る画像の再構成を可能としていた。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかし、基本的に一回
の励起で１位相エンコード信号列の計測を行うものであ
り、励起エネルギーに対する信号計測効率のよいもので
はなかった。
の励起で１位相エンコード信号列の計測を行うものであ
り、励起エネルギーに対する信号計測効率のよいもので
はなかった。
【０００８】グラディエントエコー計測は、従来のスピ
ンエコー計測が１８０度励起パルスにより信号を生成さ
せるのに対して、傾斜磁場の反転によって信号の生成を
行う手法であるため、励起エネルギーの削減と励起から
信号発生までの時間（エコー時間）を自由に設定するこ
とができるといった、撮像の高速性が特徴である。しか
し、１励起内での信号のみを計測する手法であるため、
磁化ベクトルの時間緩和情報（Ｔ１、Ｔ２）を得難いと
いった点があった。
ンエコー計測が１８０度励起パルスにより信号を生成さ
せるのに対して、傾斜磁場の反転によって信号の生成を
行う手法であるため、励起エネルギーの削減と励起から
信号発生までの時間（エコー時間）を自由に設定するこ
とができるといった、撮像の高速性が特徴である。しか
し、１励起内での信号のみを計測する手法であるため、
磁化ベクトルの時間緩和情報（Ｔ１、Ｔ２）を得難いと
いった点があった。
【０００９】ＳＳＦＰ（Ｓｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ Ｆ
ｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎの略。定常自由歳差運動
のこと）計測は、従来のグラディエント計測に対して、
励起間で横磁化成分を保存することにより、長いエコー
時間を持つ信号を取得できる手法であり、高速なＴ２＊
強調画像（Ｔ２強調の改良形でＴ２スター強調と呼ばれ
る）の撮影に用いられている。このＳＳＦＰ計測は計測
の印加順序の違いにより、（１）励起によるＦＩＤ信号
と保存した横磁化のエコー信号の両者を計測する方法
と、（２）エコー信号のみを得る手法があり、エコー信
号のみの場合は強いＴ２＊強調画像の取得が可能であ
る。
ｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎの略。定常自由歳差運動
のこと）計測は、従来のグラディエント計測に対して、
励起間で横磁化成分を保存することにより、長いエコー
時間を持つ信号を取得できる手法であり、高速なＴ２＊
強調画像（Ｔ２強調の改良形でＴ２スター強調と呼ばれ
る）の撮影に用いられている。このＳＳＦＰ計測は計測
の印加順序の違いにより、（１）励起によるＦＩＤ信号
と保存した横磁化のエコー信号の両者を計測する方法
と、（２）エコー信号のみを得る手法があり、エコー信
号のみの場合は強いＴ２＊強調画像の取得が可能であ
る。
【００１０】また、この両者を組み合わせることによっ
て、各励起間に上記２種の信号を同時に計測することも
できるが、単に緩和情報の違う画像が２枚できるという
点のみで、高速撮像性は考慮されていない（Ｔ．Ｗ．
ＲＥＤＰＡＴＨ ＡＮＤ Ｒ．Ａ．ＪＯＮＥＳ，“ＦＡ
ＤＥ−Ａ Ｎｅｗ Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｅｑ
ｕｅｎｃｅ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，６，２２４−２３４（１９
８８）を参照）。
て、各励起間に上記２種の信号を同時に計測することも
できるが、単に緩和情報の違う画像が２枚できるという
点のみで、高速撮像性は考慮されていない（Ｔ．Ｗ．
ＲＥＤＰＡＴＨ ＡＮＤ Ｒ．Ａ．ＪＯＮＥＳ，“ＦＡ
ＤＥ−Ａ Ｎｅｗ Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｅｑ
ｕｅｎｃｅ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，６，２２４−２３４（１９
８８）を参照）。
【００１１】本発明の目的は、ＳＳＦＰ計測における高
速撮像を可能にするＭＲＩ装置を提供するものである。
速撮像を可能にするＭＲＩ装置を提供するものである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、ＳＳＦＰ計測
における各プロジェクション毎に順次得られるＮＭＲ信
号データをメモリに格納し、このメモリに格納された各
ＮＭＲ信号データに基づいて画像処理を行うＭＲＩ装置
において、励起パルスを与えた後でスライスエンコード
方向傾斜磁場、位相エンコード方向傾斜磁場、周波数エ
ンコード方向傾斜磁場を与えて第１のＮＭＲ信号を得る
と共に、その後で、上記位相エンコード方向傾斜磁場の
大きさの異なるグラディエント用の位相エンコード方向
傾斜磁場を与えて第２のＮＭＲ信号を得、この計測で得
られた第１、第２のＮＭＲ信号をその位相エンコード傾
斜磁場の大きさに応じて高位相、低位相に分けてメモリ
に配置することとした。
における各プロジェクション毎に順次得られるＮＭＲ信
号データをメモリに格納し、このメモリに格納された各
ＮＭＲ信号データに基づいて画像処理を行うＭＲＩ装置
において、励起パルスを与えた後でスライスエンコード
方向傾斜磁場、位相エンコード方向傾斜磁場、周波数エ
ンコード方向傾斜磁場を与えて第１のＮＭＲ信号を得る
と共に、その後で、上記位相エンコード方向傾斜磁場の
大きさの異なるグラディエント用の位相エンコード方向
傾斜磁場を与えて第２のＮＭＲ信号を得、この計測で得
られた第１、第２のＮＭＲ信号をその位相エンコード傾
斜磁場の大きさに応じて高位相、低位相に分けてメモリ
に配置することとした。
【００１３】
【作用】本発明によれば、ＳＳＦＰ計測時に励起で緩和
情報の異なる二つの位相エンコードのＭＲＩ信号を取得
することになり、通常の半分の励起回数（プロジェクシ
ョン数）で高速にＴ２＊強調の画像データを得る。
情報の異なる二つの位相エンコードのＭＲＩ信号を取得
することになり、通常の半分の励起回数（プロジェクシ
ョン数）で高速にＴ２＊強調の画像データを得る。
【００１４】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図２により説明す
る。図２は本発明を適用した磁気共鳴イメージング装置
を示す全体構成のブロック説明図である。
る。図２は本発明を適用した磁気共鳴イメージング装置
を示す全体構成のブロック説明図である。
【００１５】本発明を適用した磁気共鳴イメージング装
置を図１により説明する。この磁気共鳴イメージング装
置は、大別すると、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シー
ケンサ２と、送信系３と、静磁場発生磁石４と、受信系
５と、信号処理系６とを備えて構成する。
置を図１により説明する。この磁気共鳴イメージング装
置は、大別すると、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シー
ケンサ２と、送信系３と、静磁場発生磁石４と、受信系
５と、信号処理系６とを備えて構成する。
【００１６】中央処理装置（ＣＰＵ）１は、予め定めら
れたプログラムに従ってシーケンサ２、送信系３、受信
系５、信号処理系６の各々を制御するものである。シー
ケンサ２は、中央処理装置１からの制御指令に基づいて
動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種々
の命令を送信系３、静磁場発生磁石４の傾斜磁場発生系
２１、受信系５に送るようにしている。
れたプログラムに従ってシーケンサ２、送信系３、受信
系５、信号処理系６の各々を制御するものである。シー
ケンサ２は、中央処理装置１からの制御指令に基づいて
動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種々
の命令を送信系３、静磁場発生磁石４の傾斜磁場発生系
２１、受信系５に送るようにしている。
【００１７】送信系３は、高周波発信器８と変調器９で
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に
供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体
７に照射するようにしている。
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に
供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体
７に照射するようにしている。
【００１８】静磁場発生磁石４は、被検体７の回りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石４の内部には、照射コイル１１
の他、傾斜磁場コイル１３と、受信系５の受信コイル１
４が設置されている。傾斜磁場発生系２１は互いに直交
するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印
加できる構成を有す傾斜磁場コイル１３と傾斜磁場コイ
ルに電流を供給する傾斜磁場電源１２と、傾斜磁場磁場
電源１２を制御するシーケンサ２により構成する。
意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石４の内部には、照射コイル１１
の他、傾斜磁場コイル１３と、受信系５の受信コイル１
４が設置されている。傾斜磁場発生系２１は互いに直交
するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印
加できる構成を有す傾斜磁場コイル１３と傾斜磁場コイ
ルに電流を供給する傾斜磁場電源１２と、傾斜磁場磁場
電源１２を制御するシーケンサ２により構成する。
【００１９】受信系５は、高周波コイルとしての受信コ
イル１４と該受信コイル１４に接続された増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有し、被検
体７からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、
その信号を増幅器１５、直交位相検波器１６、Ａ／Ｄ変
換器１７を介しディジタル量に変換すると共に、シーケ
ンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１
６によってサンプリングされた二系列の収集データに変
換して中央処理装置１に送るようにしている。
イル１４と該受信コイル１４に接続された増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有し、被検
体７からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、
その信号を増幅器１５、直交位相検波器１６、Ａ／Ｄ変
換器１７を介しディジタル量に変換すると共に、シーケ
ンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１
６によってサンプリングされた二系列の収集データに変
換して中央処理装置１に送るようにしている。
【００２０】信号処理系６は、磁気ディスク２０、光デ
ィスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等のからなるデ
ィスプレイ１８とを有し、受信系５からのデータが中央
処理装置１に入力されると、該中央処理装置１が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体７
の所望の断面像をディスプレイ１８に表示すると共に、
外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記録する。
ィスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等のからなるデ
ィスプレイ１８とを有し、受信系５からのデータが中央
処理装置１に入力されると、該中央処理装置１が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体７
の所望の断面像をディスプレイ１８に表示すると共に、
外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記録する。
【００２１】ここで、前記シーケンサ２内には図１に示
すようなシーケンスが組み込まれており、このシーケン
スに基づいてＮＭＲ信号を得るようになっている。即
ち、図１は一回の励起で二つの違った位相エンコードを
もつ信号を計測し、高速にＴ２＊強調画像を得る、ＳＳ
ＦＰグラジェント計測の励起パルス及び傾斜磁場パルス
を印加するタイミング線図からなっている。
すようなシーケンスが組み込まれており、このシーケン
スに基づいてＮＭＲ信号を得るようになっている。即
ち、図１は一回の励起で二つの違った位相エンコードを
もつ信号を計測し、高速にＴ２＊強調画像を得る、ＳＳ
ＦＰグラジェント計測の励起パルス及び傾斜磁場パルス
を印加するタイミング線図からなっている。
【００２２】同図において、ＲＦはＲＦパルスの照射の
タイミング及び選択励起のためのエンベロープを示して
いる。Ｇsはスライスエンコード方向の傾斜磁場印加の
タイミングとその振幅を変えて計測することを示してい
る。Ｇpは位相エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミ
ングとその振幅を変えて計測することを示している。Ｇ
fは周波数エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミング
を示し、ＮＭＲ信号はエコー信号を示す。下はタイムシ
ーケンスを区分けしたものである。なお、Ｇs、Ｇp、Ｇ
fはそれぞれ直交した方向に印加されるようになってい
る。Ｓn０〜Ｓn５の区間分けは信号計測において、ｎ回
目の高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスを印加するタ
イムシーケンスを区間分けしたものである。
タイミング及び選択励起のためのエンベロープを示して
いる。Ｇsはスライスエンコード方向の傾斜磁場印加の
タイミングとその振幅を変えて計測することを示してい
る。Ｇpは位相エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミ
ングとその振幅を変えて計測することを示している。Ｇ
fは周波数エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミング
を示し、ＮＭＲ信号はエコー信号を示す。下はタイムシ
ーケンスを区分けしたものである。なお、Ｇs、Ｇp、Ｇ
fはそれぞれ直交した方向に印加されるようになってい
る。Ｓn０〜Ｓn５の区間分けは信号計測において、ｎ回
目の高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスを印加するタ
イムシーケンスを区間分けしたものである。
【００２３】Ｓn０ではいわゆる励起パルスを照射する
と共に、スライス方向傾斜磁場磁場を印加するようにな
っている。Ｓn１では、Ｓn０でのスライスエンコード方
向傾斜磁場を印加によるスライス方向での各スピン位相
ずれの補正を行うべくスライス方向傾斜磁場Ｇscを印加
するようになっている。また、位相エンコード方向傾斜
磁場を印加し、これらの方向に関して場所に依存した核
スピンの回転を付加するようになっている。また、同時
に周波数エンコード傾斜磁場を印加するようになってい
る。これは区間Ｓn２ａ及びＳn２ｂにおいてＮＭＲ信号
を計測する際に、エコー信号を得るために区間Ｓn０で
励起された核スピンに対して、あらかじめディフェイズ
（ｄｅｐｈａｓｅ：位相を拡散させること）させておく
ためのものである。区間Ｓn２ａは周波数エンコード傾
斜磁場を印加すると共に、区間Ｓn１でディフェイズさ
れた核スピンがリフェイズ（ｒｅｐｈａｓｅ：拡散した
位相が戻ること）され、ＮＭＲ信号を計測するようにな
っている。区間Ｓn２ｂでは周波数エンコード傾斜磁場
を印加すると共に、区間Ｓn２ａでリフェイズが完了し
たスピンがディフェイズしながら、ＮＭＲ信号を計測す
るようになっている。Ｓn２ａ、Ｓn２ｂで計測されたＮ
ＭＲ信号はＦＩＤ信号と呼んでもよい。Ｓn３はさらに
位相エンコード傾斜磁場を印加し区間Ｓn４で計測され
る信号にＳn２とは違う位相エンコードを与えている。
区間Ｓn４ａでは、すぐ前のＳn０での励起による信号で
はなく、前回の励起Ｓn-1０による信号を得るために、
リフェイズ及び周波数エンコードのために傾斜磁場を印
加する。区間Ｓn４ｂでは、周波数エンコード用の傾斜
磁場を印加すると共に、区間Ｓn４ａでリフェイズを完
了した各スピンがディフェイズしながら、ＮＭＲ信号を
計測するようになっている。このＮＭＲ信号をエコー信
号と呼ぶ。区間Ｓn５では各励起間で位相エンコード傾
斜磁場による位相拡散を戻すため区間Ｓn１と区間Ｓn３
における位相エンコード傾斜磁場を打ち消すように傾斜
磁場を印加する。
と共に、スライス方向傾斜磁場磁場を印加するようにな
っている。Ｓn１では、Ｓn０でのスライスエンコード方
向傾斜磁場を印加によるスライス方向での各スピン位相
ずれの補正を行うべくスライス方向傾斜磁場Ｇscを印加
するようになっている。また、位相エンコード方向傾斜
磁場を印加し、これらの方向に関して場所に依存した核
スピンの回転を付加するようになっている。また、同時
に周波数エンコード傾斜磁場を印加するようになってい
る。これは区間Ｓn２ａ及びＳn２ｂにおいてＮＭＲ信号
を計測する際に、エコー信号を得るために区間Ｓn０で
励起された核スピンに対して、あらかじめディフェイズ
（ｄｅｐｈａｓｅ：位相を拡散させること）させておく
ためのものである。区間Ｓn２ａは周波数エンコード傾
斜磁場を印加すると共に、区間Ｓn１でディフェイズさ
れた核スピンがリフェイズ（ｒｅｐｈａｓｅ：拡散した
位相が戻ること）され、ＮＭＲ信号を計測するようにな
っている。区間Ｓn２ｂでは周波数エンコード傾斜磁場
を印加すると共に、区間Ｓn２ａでリフェイズが完了し
たスピンがディフェイズしながら、ＮＭＲ信号を計測す
るようになっている。Ｓn２ａ、Ｓn２ｂで計測されたＮ
ＭＲ信号はＦＩＤ信号と呼んでもよい。Ｓn３はさらに
位相エンコード傾斜磁場を印加し区間Ｓn４で計測され
る信号にＳn２とは違う位相エンコードを与えている。
区間Ｓn４ａでは、すぐ前のＳn０での励起による信号で
はなく、前回の励起Ｓn-1０による信号を得るために、
リフェイズ及び周波数エンコードのために傾斜磁場を印
加する。区間Ｓn４ｂでは、周波数エンコード用の傾斜
磁場を印加すると共に、区間Ｓn４ａでリフェイズを完
了した各スピンがディフェイズしながら、ＮＭＲ信号を
計測するようになっている。このＮＭＲ信号をエコー信
号と呼ぶ。区間Ｓn５では各励起間で位相エンコード傾
斜磁場による位相拡散を戻すため区間Ｓn１と区間Ｓn３
における位相エンコード傾斜磁場を打ち消すように傾斜
磁場を印加する。
【００２４】ここで、このＳ期間における周波数エンコ
ードと位相エンコードの関係について説明する。ある厚
みをもった２次元領域の核スピンを空間座標に応じた量
だけ回転を付加するために、周波数エンコード方向、位
相エンコード方向の２方向に分けて符号化する。
ードと位相エンコードの関係について説明する。ある厚
みをもった２次元領域の核スピンを空間座標に応じた量
だけ回転を付加するために、周波数エンコード方向、位
相エンコード方向の２方向に分けて符号化する。
【００２５】周波数エンコード方向には、信号を読み取
る際、視野の両端で位相がＮp×πだけずれている必要
があり、
る際、視野の両端で位相がＮp×πだけずれている必要
があり、
【数１】γＧf×Ｄ×Ｔf＝Ｎs×π なる関係を満たさなければならない。ここで、 γ ：対象核であるプロトンの磁気回転比 Ｇf ：周波数エンコード方向傾斜磁場の強度 Ｄ ：視野直径 Ｎs ：計測サンプル数 Ｔf ：計測のサンプリング時間（サンプルピッチ×計
測サンプル数）
測サンプル数）
【００２６】また、位相エンコード方向には、Ｎp回の
位相エンコードを行うものとすると視野の両端で位相が
Ｎp×πだけずれている必要があるので、位相エンコー
ドパルス印加時間をＴpとしたとき、
位相エンコードを行うものとすると視野の両端で位相が
Ｎp×πだけずれている必要があるので、位相エンコー
ドパルス印加時間をＴpとしたとき、
【数２】γＧp ×Ｄ×Ｔp ＝Ｎp ×π なる関係を満たさなければならない。ここで、 Ｇp：位相エンコード方向傾斜磁場の強度 Ｎp：位相エンコード数 である。又、視野は正方形領域とした。
【００２７】周波数エンコード方向の傾斜磁場は、各位
相エンコード毎同じ強度を印加し、周波数エンコード方
向の空間座標を周波数軸に符号化する方法をとる。
相エンコード毎同じ強度を印加し、周波数エンコード方
向の空間座標を周波数軸に符号化する方法をとる。
【００２８】位相エンコード方向では、結果的に２種類
の緩和情報を持った信号を計測させるため、この情報の
違いを考慮した位相エンコードを与えてやる必要があ
る。ＭＲ画像は、低周波数成分にその情報のほとんどが
存在する。よって、協調したい緩和情報を持った信号を
低周波数成分に持ってくることで、画像上にその影響を
強く表すことができる。ここではＴ２強調を得るため
に、図１の区間Ｓn４でのデータを低位相エンコードと
する場合を考える。
の緩和情報を持った信号を計測させるため、この情報の
違いを考慮した位相エンコードを与えてやる必要があ
る。ＭＲ画像は、低周波数成分にその情報のほとんどが
存在する。よって、協調したい緩和情報を持った信号を
低周波数成分に持ってくることで、画像上にその影響を
強く表すことができる。ここではＴ２強調を得るため
に、図１の区間Ｓn４でのデータを低位相エンコードと
する場合を考える。
【００２９】それには、まず図３のごとく位相エンコー
ドを負と正の２つの領域に分割して計測する。（１）、
はじめに負の位相エンコード領域を考える。負の位相エ
ンコード領域では、区間Ｓn１で印加する位相エンコー
ド傾斜磁場強度を、
ドを負と正の２つの領域に分割して計測する。（１）、
はじめに負の位相エンコード領域を考える。負の位相エ
ンコード領域では、区間Ｓn１で印加する位相エンコー
ド傾斜磁場強度を、
【数３】γＧp1×Ｄ×Ｔp＝−（Ｎp／２）π γＧp2×Ｄ×Ｔp＝｛−（Ｎp／２）＋１｝π ……………………………………………… γＧp・m-1×Ｄ×Ｔp＝｛−（Ｎp／４）−２｝π γＧpm×Ｄ×Ｔp＝｛−（Ｎp／４）−１｝π 但し、ｍ＝Ｎp／４である。 に示す、Ｇp1→Ｇp2→……→Ｇp・m-1→Ｇpmの順序で変
更させる。この変更の考え方は、位相エンコード量（γ
Ｇp×Ｄ×Ｔp）をπずつ変化させるようにＧpを変化さ
せるものである。このＧpの変更にあっても、区間Ｓn３
では一定値（Ｎp／４）πを印加する。更に、区間Ｓn５
では位相エンコード傾斜磁場を（数３）の傾斜磁場変更
に合わせて、以下のように変更する。
更させる。この変更の考え方は、位相エンコード量（γ
Ｇp×Ｄ×Ｔp）をπずつ変化させるようにＧpを変化さ
せるものである。このＧpの変更にあっても、区間Ｓn３
では一定値（Ｎp／４）πを印加する。更に、区間Ｓn５
では位相エンコード傾斜磁場を（数３）の傾斜磁場変更
に合わせて、以下のように変更する。
【００３０】
【数４】γＧp1×Ｄ×Ｔp＝（Ｎp／４）π γＧp2×Ｄ×Ｔp＝｛（Ｎp／４）−１｝π ……………………………………………… γＧp・m-1×Ｄ×Ｔp＝２π γＧpm×Ｄ×Ｔp＝π 但し、ｍ＝Ｎp／４である。 この（数４）の変更の考え方は、位相エンコード量（γ
Ｇp×Ｄ×Ｔp）を−πずつ変化するようにＧpを変えた
ものである。このように、（Ｎp／４）回計測すること
により、負の位相エンコードデータが計測される。
Ｇp×Ｄ×Ｔp）を−πずつ変化するようにＧpを変えた
ものである。このように、（Ｎp／４）回計測すること
により、負の位相エンコードデータが計測される。
【００３１】（２）、次に正の位相エンコード領域の計
測は以下の通りとなる。先ず、区間Ｓn１では、位相エ
ンコード傾斜磁場が、
測は以下の通りとなる。先ず、区間Ｓn１では、位相エ
ンコード傾斜磁場が、
【数５】γＧp1×Ｄ×Ｔp＝｛（Ｎp／２）−１｝π γＧp2×Ｄ×Ｔp＝｛（Ｎp／２）−２｝π ……………………………………………… γＧp・m-1×Ｄ×Ｔp＝｛（Ｎp／４）＋１｝π γＧpm×Ｄ×Ｔp＝（Ｎp／４）π 但し、ｍ＝Ｎp／４である。 となるように、Ｇp1→Ｇp2→……→Ｇp・m-1→Ｇpmと変
更する。この変更の考え方は、位相エンコード量（γＧ
p×Ｄ×Ｔp）が一πずつ変化するように、Ｇpを変更さ
せたものである。区間Ｓn３では一定値（−Ｎp／４）π
を印加する。更に、区間Ｓn５では、位相エンコード傾
斜磁場が、
更する。この変更の考え方は、位相エンコード量（γＧ
p×Ｄ×Ｔp）が一πずつ変化するように、Ｇpを変更さ
せたものである。区間Ｓn３では一定値（−Ｎp／４）π
を印加する。更に、区間Ｓn５では、位相エンコード傾
斜磁場が、
【数６】γＧp1×Ｄ×Ｔp＝｛−（Ｎp／４）＋１｝π γＧp2×Ｄ×Ｔp＝｛−（Ｎp／４）＋２｝π ……………………………………………… γＧp・m-1×Ｄ×Ｔp＝−π γＧpm×Ｄ×Ｔp＝０ 但し、ｍ＝Ｎp／４である。 となるように、Ｇp1→Ｇp2→……→Ｇp・m-1→Ｇpmの如
く変更する。変更の考え方は、位相エンコード量（γＧ
p×Ｄ×Ｔp）がπずつ変化するようにＧpを変更させた
ものである。
く変更する。変更の考え方は、位相エンコード量（γＧ
p×Ｄ×Ｔp）がπずつ変化するようにＧpを変更させた
ものである。
【００３２】以上の（数４）、（数５）に従った位相エ
ンコード量をまとめると図４のようになる。図４（Ａ）
が負の位相エンコード、図４（Ｂ）が正の位相エンコー
ドであり、縦方向が計測回数番号、横方向が各計測番号
毎の区分Ｓn１、Ｓn３、Ｓn５での位相エンコード量を
示す。
ンコード量をまとめると図４のようになる。図４（Ａ）
が負の位相エンコード、図４（Ｂ）が正の位相エンコー
ドであり、縦方向が計測回数番号、横方向が各計測番号
毎の区分Ｓn１、Ｓn３、Ｓn５での位相エンコード量を
示す。
【００３３】尚、Ｓn３とＳn５とのＧpの総和と、Ｓn１
のＧpとは等しく且つ極性を異にしたものにしている。
ＳＳＦＰ計測を行ったためである。
のＧpとは等しく且つ極性を異にしたものにしている。
ＳＳＦＰ計測を行ったためである。
【００３４】このようなシーケンスによって得られるＮ
ＭＲ信号によるデータは、図３に示すようにメモリに位
相エンコードに基づく各々格納され、画像処理の為の計
測生データとなる。この場合のメモリの格納は、Ｓn２
で得られるデータを高位相エンコード、Ｓn４で得られ
るデータを低位相エンコードデータとし、位相エンコー
ド方向、周波数エンコード方向を考えて、２次元のデー
タ配列として格納される。よってこれを再構成すること
によってＴ２＊強調の画像を得ることができる。
ＭＲ信号によるデータは、図３に示すようにメモリに位
相エンコードに基づく各々格納され、画像処理の為の計
測生データとなる。この場合のメモリの格納は、Ｓn２
で得られるデータを高位相エンコード、Ｓn４で得られ
るデータを低位相エンコードデータとし、位相エンコー
ド方向、周波数エンコード方向を考えて、２次元のデー
タ配列として格納される。よってこれを再構成すること
によってＴ２＊強調の画像を得ることができる。
【００３５】尚、図３において、負の位相エンコード領
域における「（−Ｎp／２）」は図４（Ａ）に示した第
１回目の計測例を示し、この計測でのＳn２でのＦＩＤ
信号は、白ヌキ表示のプロジェクションエリアＥ1に割
当て、この計測でのＳn４でのエコー信号は、点表示の
プロジェクションエリアＥiに割当る例を示している。
この考え方は、他のすべての計測番号にも当てはまるも
のである。ここで白ヌキ表示のプロジェクションエリア
の部分が相対的にみての高位相エンコード側、点表示の
プロジェクションエリアの部分が相対的にみての低位相
エンコード側を示している。
域における「（−Ｎp／２）」は図４（Ａ）に示した第
１回目の計測例を示し、この計測でのＳn２でのＦＩＤ
信号は、白ヌキ表示のプロジェクションエリアＥ1に割
当て、この計測でのＳn４でのエコー信号は、点表示の
プロジェクションエリアＥiに割当る例を示している。
この考え方は、他のすべての計測番号にも当てはまるも
のである。ここで白ヌキ表示のプロジェクションエリア
の部分が相対的にみての高位相エンコード側、点表示の
プロジェクションエリアの部分が相対的にみての低位相
エンコード側を示している。
【００３６】
【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によればＳＳＦ
Ｐ計測時において、通常の半分の励起回数でＴ２＊強調
画像を得ることができる。
本発明による磁気共鳴イメージング装置によればＳＳＦ
Ｐ計測時において、通常の半分の励起回数でＴ２＊強調
画像を得ることができる。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の２次
元ＳＳＦＰ計測シーケンスの実施例を示す図である。
元ＳＳＦＰ計測シーケンスの実施例を示す図である。
【図２】本発明による磁気共鳴イメージング装置の１実
施例を示す概略ブロック図である。
施例を示す概略ブロック図である。
【図３】本発明による磁気共鳴イメージング装置の２次
元ＳＳＦＰ計測による計測データの配列を示す図であ
る。
元ＳＳＦＰ計測による計測データの配列を示す図であ
る。
【図４】本発明の計測シーケンスでのエンコード傾斜磁
場の印加シーケンスを示す図である。
場の印加シーケンスを示す図である。
１ ＣＰＵ ２ シーケンサ ４ 磁場印加部
Claims (1)
- 【請求項１】 ＳＳＦＰ計測における各プロジェクショ
ン毎に順次得られるＮＭＲ信号データをメモリに格納
し、このメモリに格納された各ＮＭＲ信号データに基づ
いて画像処理を行うＭＲＩ装置において、 励起パルスを与えた後でスライスエンコード方向傾斜磁
場、位相エンコード方向傾斜磁場、周波数エンコード方
向傾斜磁場を与えて第１のＮＭＲ信号を得ると共に、そ
の後で、上記位相エンコード方向傾斜磁場の大きさの異
なるグラディエント用の位相エンコード方向傾斜磁場を
与えて第２のＮＭＲ信号を得、この計測で得られた第
１、第２のＮＭＲ信号をその位相エンコード傾斜磁場の
大きさに応じて高位相、低位相に分けてメモリに配置す
ることとしたＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5127153A JPH06335471A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5127153A JPH06335471A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06335471A true JPH06335471A (ja) | 1994-12-06 |
Family
ID=14952944
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5127153A Pending JPH06335471A (ja) | 1993-05-28 | 1993-05-28 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06335471A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005096929A1 (ja) * | 2004-04-05 | 2005-10-20 | Fukuyama, Hidenao | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
| JP2008253733A (ja) * | 2007-04-06 | 2008-10-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置およびその制御方法 |
| JP2013521922A (ja) * | 2010-03-18 | 2013-06-13 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 核スピン系の縦及び横緩和時間の同時及び動的決定 |
-
1993
- 1993-05-28 JP JP5127153A patent/JPH06335471A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2005096929A1 (ja) * | 2004-04-05 | 2005-10-20 | Fukuyama, Hidenao | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
| US7511490B2 (en) | 2004-04-05 | 2009-03-31 | Shin-ichi Abe | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| JP2008253733A (ja) * | 2007-04-06 | 2008-10-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置およびその制御方法 |
| JP2013521922A (ja) * | 2010-03-18 | 2013-06-13 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 核スピン系の縦及び横緩和時間の同時及び動的決定 |
| US9588205B2 (en) | 2010-03-18 | 2017-03-07 | Koninklijke Philips N.V. | Simultaneous and dynamic determination of longitudinal and transversal relaxation times of a nuclear spin system |
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