JPH07155309A - 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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- JPH07155309A JPH07155309A JP6202431A JP20243194A JPH07155309A JP H07155309 A JPH07155309 A JP H07155309A JP 6202431 A JP6202431 A JP 6202431A JP 20243194 A JP20243194 A JP 20243194A JP H07155309 A JPH07155309 A JP H07155309A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- 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
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- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的はＦＳＥ法でも脂肪信号を抑制し
てＳＥ法と同等のコントラストの画像が得られる磁気共
鳴イメージング装置を提供することである。 【構成】本発明の磁気共鳴イメージング装置は、磁化ス
ピンを励起するための90°ＲＦパルスを印加して、この
90°ＲＦパルスに続いて、磁化スピンの位相を反転する
ための 180°ＲＦパルスを繰り返し印加することにより
複数のエコーを発生させる磁気共鳴イメージング装置に
おいて、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを
得るまでの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのう
ち、特定の間隔が他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍
となるようにパルスシーケンスを実行するシーケンスコ
ントローラ１０と、上記複数のエコーに基づいて画像を
作成するコンピュータシステム１１とを具備する。
てＳＥ法と同等のコントラストの画像が得られる磁気共
鳴イメージング装置を提供することである。 【構成】本発明の磁気共鳴イメージング装置は、磁化ス
ピンを励起するための90°ＲＦパルスを印加して、この
90°ＲＦパルスに続いて、磁化スピンの位相を反転する
ための 180°ＲＦパルスを繰り返し印加することにより
複数のエコーを発生させる磁気共鳴イメージング装置に
おいて、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを
得るまでの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのう
ち、特定の間隔が他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍
となるようにパルスシーケンスを実行するシーケンスコ
ントローラ１０と、上記複数のエコーに基づいて画像を
作成するコンピュータシステム１１とを具備する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁化スピンを励起する
ための90°ＲＦパルスを印加して、この後、180°ＲＦ
パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発
生させる磁気共鳴イメージング装置に関する。
ための90°ＲＦパルスを印加して、この後、180°ＲＦ
パルスを繰り返し印加することにより複数のエコーを発
生させる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】スピンエコーイメージング法（以下ＳＥ
法と略す）は次のような原理でスピンエコーを発生させ
る。90°ＲＦパルスを印加した後、スピン各々の位相は
時間経過と共にばらついていく（拡散していく）。これ
を横緩和現象という。90°ＲＦパルスの印加からτ／２
時間経過後に、 180°ＲＦパルスを印加すると、90°Ｒ
Ｆパルスの印加からτ時間経過後に、各スピンの位相は
集束し、ＦＩＤ（free induction decay）は一時的にピ
ークをむかえて、スピンエコーが発生する。
法と略す）は次のような原理でスピンエコーを発生させ
る。90°ＲＦパルスを印加した後、スピン各々の位相は
時間経過と共にばらついていく（拡散していく）。これ
を横緩和現象という。90°ＲＦパルスの印加からτ／２
時間経過後に、 180°ＲＦパルスを印加すると、90°Ｒ
Ｆパルスの印加からτ時間経過後に、各スピンの位相は
集束し、ＦＩＤ（free induction decay）は一時的にピ
ークをむかえて、スピンエコーが発生する。
【０００３】高速スピンエコーイメージング法（以下Ｆ
ＳＥ法と略す）は、90°ＲＦパルスを印加した後、 180
°ＲＦパルスを繰り返し印加しながら、複数のスピンエ
コーを得ることができる。したがって、ＦＳＥ法では90
°ＲＦパルスの印加回数がＳＥ法に対して数分の１に低
減される。これによりＦＳＥ法はＳＥ法に比べて高速撮
影が可能である。
ＳＥ法と略す）は、90°ＲＦパルスを印加した後、 180
°ＲＦパルスを繰り返し印加しながら、複数のスピンエ
コーを得ることができる。したがって、ＦＳＥ法では90
°ＲＦパルスの印加回数がＳＥ法に対して数分の１に低
減される。これによりＦＳＥ法はＳＥ法に比べて高速撮
影が可能である。
【０００４】ところで、ＦＳＥ法は、次のようなルール
によりパルスシーケンスを設計する上での柔軟性を許さ
ない。このルールは、 180°ＲＦパルスの全ての間隔を
τに統一すること、90°ＲＦパルスを印加してから１番
目のエコーＥ1 が得られるまでのエコー時間及び１番目
のエコー以降に得られる複数のエコーＥ2 ，Ｅ3 …の全
てのエコー間隔をτに統一することである。このルール
の根拠は以下の通りである。
によりパルスシーケンスを設計する上での柔軟性を許さ
ない。このルールは、 180°ＲＦパルスの全ての間隔を
τに統一すること、90°ＲＦパルスを印加してから１番
目のエコーＥ1 が得られるまでのエコー時間及び１番目
のエコー以降に得られる複数のエコーＥ2 ，Ｅ3 …の全
てのエコー間隔をτに統一することである。このルール
の根拠は以下の通りである。
【０００５】180°ＲＦパルスが 180°のフリップ角成
分だけを有することは現実的には不可能である。このた
め、磁化スピンは、 180°ＲＦパルスを受ける毎に、予
定通り位相反転する第１の成分、縦磁化に入る第２の成
分、 180°ＲＦパルスの影響を受けないで、そのまま定
常的に位相が分散していく第３の成分に分化する。第１
の成分は主エコーとして発生する。第２の成分は、ステ
ィムレーティッドエコーとして発生する。第３の成分
は、インダイレクトエコーとして発生する。つまり、ス
ティムレーティッドエコーとは、90°ＲＦパルスの印加
後に、縦磁化を経由して発生するエコーであり、例え
ば、図１２のA-B-E-F の経路に沿ってスピンの位相分散
が変化して、スピン位相が集束する０点通過の際に発生
する。インダイレクトエコーとは、 180°ＲＦパルスに
よる位相反転を偶発的（非定常的）に受けて発生するエ
コーであり、例えばインダイレクトエコーは、A-B-D-G-
K の経路に沿ってスピンの位相分散が変化して、スピン
位相が集束する０点通過の際に発生する。これらスティ
ムレーティッドエコーやインダイレクトエコーも主エコ
ーと共に画像構成には有効である。スティムレーティッ
ドエコーやインダイレクトエコーを画像構成に活用する
には、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエ
コーを主エコーと同タイミングで発生させる必要があ
り、このためには上述したようにＲＦパルスの全ての間
隔やエコー間隔を一定にする必要があった。逆説的に
は、もしスティムレーティッドエコーやインダイレクト
エコーが主エコーと異なるタイミングで発生すると、互
いに干渉し合い、結果的に画質が劣化してしまう。
分だけを有することは現実的には不可能である。このた
め、磁化スピンは、 180°ＲＦパルスを受ける毎に、予
定通り位相反転する第１の成分、縦磁化に入る第２の成
分、 180°ＲＦパルスの影響を受けないで、そのまま定
常的に位相が分散していく第３の成分に分化する。第１
の成分は主エコーとして発生する。第２の成分は、ステ
ィムレーティッドエコーとして発生する。第３の成分
は、インダイレクトエコーとして発生する。つまり、ス
ティムレーティッドエコーとは、90°ＲＦパルスの印加
後に、縦磁化を経由して発生するエコーであり、例え
ば、図１２のA-B-E-F の経路に沿ってスピンの位相分散
が変化して、スピン位相が集束する０点通過の際に発生
する。インダイレクトエコーとは、 180°ＲＦパルスに
よる位相反転を偶発的（非定常的）に受けて発生するエ
コーであり、例えばインダイレクトエコーは、A-B-D-G-
K の経路に沿ってスピンの位相分散が変化して、スピン
位相が集束する０点通過の際に発生する。これらスティ
ムレーティッドエコーやインダイレクトエコーも主エコ
ーと共に画像構成には有効である。スティムレーティッ
ドエコーやインダイレクトエコーを画像構成に活用する
には、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエ
コーを主エコーと同タイミングで発生させる必要があ
り、このためには上述したようにＲＦパルスの全ての間
隔やエコー間隔を一定にする必要があった。逆説的に
は、もしスティムレーティッドエコーやインダイレクト
エコーが主エコーと異なるタイミングで発生すると、互
いに干渉し合い、結果的に画質が劣化してしまう。
【０００６】ＦＳＥ法は上述のルールに縛られて柔軟な
パルスシーケンス設計を許さないことから、次のような
不具合を生じさせる。例えば、ＦＳＥ法では横緩和時間
Ｔ2のなかで複数のエコーを得ることから最初のエコー
のエコー時間やエコー間隔がＳＥ法より短縮されてい
る。この短いエコー時間では脂肪信号は減少しない。し
たがって、ＦＳＥ法では、ＳＥ法と同等のＴ2 コントラ
ストの画像が得られない。脂肪信号を減少させるために
エコー時間を長くすると、上記のルールにより後続のエ
コー間隔も全て長くなり、データ収集時間が長くなる
か、またはエコー数が減少してしまう。なお、エコー時
間やエコー間隔を長くせずに、脂肪信号を減少させるた
めに、プリサチュレーション（事前飽和）等の技法やケ
ミカルシフトにより脂肪信号を除去する技法が開発され
ているが、これらはＳＡＲ（ＲＦ被曝）の増大、Ｓ／Ｎ
の低下、プリパルスの追加に伴うエコー数の減少、静磁
場の不均一を高精度で補正しなければならない等の問題
がある。
パルスシーケンス設計を許さないことから、次のような
不具合を生じさせる。例えば、ＦＳＥ法では横緩和時間
Ｔ2のなかで複数のエコーを得ることから最初のエコー
のエコー時間やエコー間隔がＳＥ法より短縮されてい
る。この短いエコー時間では脂肪信号は減少しない。し
たがって、ＦＳＥ法では、ＳＥ法と同等のＴ2 コントラ
ストの画像が得られない。脂肪信号を減少させるために
エコー時間を長くすると、上記のルールにより後続のエ
コー間隔も全て長くなり、データ収集時間が長くなる
か、またはエコー数が減少してしまう。なお、エコー時
間やエコー間隔を長くせずに、脂肪信号を減少させるた
めに、プリサチュレーション（事前飽和）等の技法やケ
ミカルシフトにより脂肪信号を除去する技法が開発され
ているが、これらはＳＡＲ（ＲＦ被曝）の増大、Ｓ／Ｎ
の低下、プリパルスの追加に伴うエコー数の減少、静磁
場の不均一を高精度で補正しなければならない等の問題
がある。
【０００７】また、ＦＳＥ法やその応用であるＧＲＡＳ
Ｅ法（gradient and spin echo法）を、前半のエコーか
らプロトン密度画像を得、後半のエコーからＴ2 強調画
像を得るようにコントラストの異なる２種類の画像を得
るデュアルコントラストモードに適用する場合を考え
る。前半のエコーより後半のエコーのＳ／Ｎは、緩和時
間が長いことから低くなり、画像間で画質が極度にアン
バランスになってしまう。後半のエコーのＳ／Ｎを向上
させて、この画質のアンバランスを解消するには、後半
のエコーのエコー収集時間を長くしてエコー収集帯域を
狭く絞り込むことが必要であるが、上記ルールは前半の
エコーのエコー収集時間を短いままで保存して、後半の
エコーのエコー収集時間だけを長くすることを許さな
い。
Ｅ法（gradient and spin echo法）を、前半のエコーか
らプロトン密度画像を得、後半のエコーからＴ2 強調画
像を得るようにコントラストの異なる２種類の画像を得
るデュアルコントラストモードに適用する場合を考え
る。前半のエコーより後半のエコーのＳ／Ｎは、緩和時
間が長いことから低くなり、画像間で画質が極度にアン
バランスになってしまう。後半のエコーのＳ／Ｎを向上
させて、この画質のアンバランスを解消するには、後半
のエコーのエコー収集時間を長くしてエコー収集帯域を
狭く絞り込むことが必要であるが、上記ルールは前半の
エコーのエコー収集時間を短いままで保存して、後半の
エコーのエコー収集時間だけを長くすることを許さな
い。
【０００８】前半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコー
をＧＲＡＳＥ法で収集する場合を考える。ＦＳＥ法とＧ
ＲＡＳＥ法はそれぞれ単独で使用するとき、 180°ＲＦ
パルスは異なる時間間隔で印加している。しかし、ＦＳ
Ｅ法とＧＲＡＳＥ法を組み合わせて使用するときには、
両法で、 180°ＲＦパルスの間隔が統一されてしまう。
をＧＲＡＳＥ法で収集する場合を考える。ＦＳＥ法とＧ
ＲＡＳＥ法はそれぞれ単独で使用するとき、 180°ＲＦ
パルスは異なる時間間隔で印加している。しかし、ＦＳ
Ｅ法とＧＲＡＳＥ法を組み合わせて使用するときには、
両法で、 180°ＲＦパルスの間隔が統一されてしまう。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の第１の目的
は、ＦＳＥ法でも脂肪信号を抑制してＳＥ法と同等のＴ
2コントラストの画像が得られる磁気共鳴イメージング
装置を提供することである。第２の目的は、ＦＳＥ法で
得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コントラ
ストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコントラ
ストモードにおいて、２つの画像間での画質のアンバラ
ンスを低減することのできる磁気共鳴イメージング装置
を提供することである。第３の目的は、前半のエコーを
ＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法で収集するデ
ュアルコントラストモードにおいて、各法で 180°ＲＦ
パルスの間隔を最適化することができる磁気共鳴イメー
ジング装置を提供することである。
は、ＦＳＥ法でも脂肪信号を抑制してＳＥ法と同等のＴ
2コントラストの画像が得られる磁気共鳴イメージング
装置を提供することである。第２の目的は、ＦＳＥ法で
得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コントラ
ストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコントラ
ストモードにおいて、２つの画像間での画質のアンバラ
ンスを低減することのできる磁気共鳴イメージング装置
を提供することである。第３の目的は、前半のエコーを
ＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法で収集するデ
ュアルコントラストモードにおいて、各法で 180°ＲＦ
パルスの間隔を最適化することができる磁気共鳴イメー
ジング装置を提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】請求項１の磁気共鳴イメ
ージング装置は、磁化スピンを励起するための90°ＲＦ
パルスを印加して、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化
スピンの位相を反転するための 180°ＲＦパルスを繰り
返し印加することにより複数のエコーを発生させる磁気
共鳴イメージング装置において、90°ＲＦパルスを印加
してから最初のエコーを得るまでの間隔と、隣り合う２
つのエコーの間隔とのうち、特定の間隔が他のいずれか
の間隔の３以上の奇数倍となるようにパルスシーケンス
を実行するパルスシーケンス実行手段と、上記複数のエ
コーに基づいて画像を作成する画像作成手段とを具備す
る。
ージング装置は、磁化スピンを励起するための90°ＲＦ
パルスを印加して、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化
スピンの位相を反転するための 180°ＲＦパルスを繰り
返し印加することにより複数のエコーを発生させる磁気
共鳴イメージング装置において、90°ＲＦパルスを印加
してから最初のエコーを得るまでの間隔と、隣り合う２
つのエコーの間隔とのうち、特定の間隔が他のいずれか
の間隔の３以上の奇数倍となるようにパルスシーケンス
を実行するパルスシーケンス実行手段と、上記複数のエ
コーに基づいて画像を作成する画像作成手段とを具備す
る。
【００１１】請求項６の磁気共鳴イメージング装置は、
磁化スピンを励起するための90°ＲＦパルスを印加し
て、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化スピンの位相を
反転するための 180°ＲＦパルスを繰り返し印加するこ
とにより複数のエコーを発生させる磁気共鳴イメージン
グ装置において、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間
隔のうち、特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上
の整数倍となるようにパルスシーケンスを実行するパル
スシーケンス実行手段と、前記複数のエコーに基づいて
画像を作成する画像作成手段とを具備する。
磁化スピンを励起するための90°ＲＦパルスを印加し
て、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化スピンの位相を
反転するための 180°ＲＦパルスを繰り返し印加するこ
とにより複数のエコーを発生させる磁気共鳴イメージン
グ装置において、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間
隔のうち、特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上
の整数倍となるようにパルスシーケンスを実行するパル
スシーケンス実行手段と、前記複数のエコーに基づいて
画像を作成する画像作成手段とを具備する。
【００１２】
【作用】請求項１の磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得る
までの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのうち、
特定の間隔を他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍とい
う条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）の３以上の奇数倍にすると、脂肪信号が緩
和する時間を十分取れて、信号強度を減少させることが
でき、したがってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画
像のコントラストに近い画像が得られる。また、上記条
件にしたがって、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔
の３以上の奇数倍に延長すると、ＦＳＥ法で得られる複
数のエコーを前半と後半に別けて、コントラストの異な
る２種類の画像を作成するデュアルコントラストモード
において、２つの画像間での画質のアンバランスを低減
することができる。さらに、上記条件にしたがって、前
半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法
で収集するデュアルコントラストモードにおいて、エコ
ー間隔を不規則にして、各法で 180°ＲＦパルスの間隔
を最適化することができる。
ば、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得る
までの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのうち、
特定の間隔を他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍とい
う条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）の３以上の奇数倍にすると、脂肪信号が緩
和する時間を十分取れて、信号強度を減少させることが
でき、したがってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画
像のコントラストに近い画像が得られる。また、上記条
件にしたがって、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔
の３以上の奇数倍に延長すると、ＦＳＥ法で得られる複
数のエコーを前半と後半に別けて、コントラストの異な
る２種類の画像を作成するデュアルコントラストモード
において、２つの画像間での画質のアンバランスを低減
することができる。さらに、上記条件にしたがって、前
半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法
で収集するデュアルコントラストモードにおいて、エコ
ー間隔を不規則にして、各法で 180°ＲＦパルスの間隔
を最適化することができる。
【００１３】請求項６の磁気共鳴イメージング装置によ
れば、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔のうち、
特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上の整数倍と
いう条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）より延長すると、脂肪信号が緩和する時間
を十分取れて、信号強度を減少させることができ、した
がってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画像のコント
ラストに近い画像が得られる。また、上記条件にしたが
って、後半の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔を
前半の 180°ＲＦパルスの間隔より延長すると、ＦＳＥ
法で得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コン
トラストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコン
トラストモードにおいて、２つの画像間での画質のアン
バランスを低減することができる。さらに、上記条件に
したがって、前半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコー
をＧＲＡＳＥ法で収集するデュアルコントラストモード
において、各法で 180°ＲＦパルスの間隔を最適化する
ことができる。
れば、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔のうち、
特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上の整数倍と
いう条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）より延長すると、脂肪信号が緩和する時間
を十分取れて、信号強度を減少させることができ、した
がってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画像のコント
ラストに近い画像が得られる。また、上記条件にしたが
って、後半の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔を
前半の 180°ＲＦパルスの間隔より延長すると、ＦＳＥ
法で得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コン
トラストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコン
トラストモードにおいて、２つの画像間での画質のアン
バランスを低減することができる。さらに、上記条件に
したがって、前半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコー
をＧＲＡＳＥ法で収集するデュアルコントラストモード
において、各法で 180°ＲＦパルスの間隔を最適化する
ことができる。
【００１４】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法の一実
施例を説明する。 （第１実施例）図１は第１実施例の磁気共鳴イメージン
グ装置の構成図である。被検体Ｐを収容できるように円
筒状の内部空間を有するガントリ２０には、静磁場磁石
ユニット１、勾配磁場コイルユニット２、ＲＦコイル３
が装備される。永久磁石、常伝導磁石または超伝導磁石
から構成される静磁場磁石ユニット１は、円筒内部に静
磁場を形成する。ここで説明の便宜上、この被検体の体
軸と平行な静磁場方向をＺ軸、このＺ軸の法面内で互い
に直交するＸ軸とＹ軸とを規定する。
イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法の一実
施例を説明する。 （第１実施例）図１は第１実施例の磁気共鳴イメージン
グ装置の構成図である。被検体Ｐを収容できるように円
筒状の内部空間を有するガントリ２０には、静磁場磁石
ユニット１、勾配磁場コイルユニット２、ＲＦコイル３
が装備される。永久磁石、常伝導磁石または超伝導磁石
から構成される静磁場磁石ユニット１は、円筒内部に静
磁場を形成する。ここで説明の便宜上、この被検体の体
軸と平行な静磁場方向をＺ軸、このＺ軸の法面内で互い
に直交するＸ軸とＹ軸とを規定する。
【００１５】勾配磁場コイルユニット２は、Ｘ軸勾配磁
場コイル、Ｙ軸勾配磁場コイル、Ｚ軸勾配磁場コイルか
ら構成される。Ｘ軸勾配磁場コイルは、Ｘ軸勾配磁場電
源７から電流供給を受けて、Ｘ軸に沿って磁場強度が変
化するＸ軸勾配磁場を発生する。Ｙ軸勾配磁場コイル
は、Ｙ軸勾配磁場電源８から電流供給を受けて、Ｙ軸に
沿って磁場強度が変化するＹ軸勾配磁場を発生する。Ｚ
軸勾配磁場コイルは、Ｚ軸勾配磁場電源９から電流供給
を受けて、Ｚ軸に沿って磁場強度が変化するＺ軸勾配磁
場を発生する。なお、ＸＹＺ各軸の勾配磁場はそれぞれ
リード勾配磁場ＧR 、位相エンコード勾配磁場ＧE 、ス
ライス勾配磁場ＧS として使用されるものと仮定して説
明する。これらＸＹＺ各軸の磁場強度が線形に変化する
領域内でデータ収集が可能であり、この領域を撮影可能
領域と称する。データ収集時には、被検体は寝台１３の
天板上に載置された状態で撮影可能領域に挿入される。
場コイル、Ｙ軸勾配磁場コイル、Ｚ軸勾配磁場コイルか
ら構成される。Ｘ軸勾配磁場コイルは、Ｘ軸勾配磁場電
源７から電流供給を受けて、Ｘ軸に沿って磁場強度が変
化するＸ軸勾配磁場を発生する。Ｙ軸勾配磁場コイル
は、Ｙ軸勾配磁場電源８から電流供給を受けて、Ｙ軸に
沿って磁場強度が変化するＹ軸勾配磁場を発生する。Ｚ
軸勾配磁場コイルは、Ｚ軸勾配磁場電源９から電流供給
を受けて、Ｚ軸に沿って磁場強度が変化するＺ軸勾配磁
場を発生する。なお、ＸＹＺ各軸の勾配磁場はそれぞれ
リード勾配磁場ＧR 、位相エンコード勾配磁場ＧE 、ス
ライス勾配磁場ＧS として使用されるものと仮定して説
明する。これらＸＹＺ各軸の磁場強度が線形に変化する
領域内でデータ収集が可能であり、この領域を撮影可能
領域と称する。データ収集時には、被検体は寝台１３の
天板上に載置された状態で撮影可能領域に挿入される。
【００１６】ＲＦコイル３は励起時には送信器５に接続
され、受信時には受信器６に接続される。ＲＦコイル３
は送信器５から電流供給を受けて、特定の周波数成分を
有する選択励起パルスを発生する。これによりこの周波
数に応じたＺ位置の複数の磁化スピンが選択的に励起さ
れる。これは選択励起法と呼ばれる手法である。この励
起終了後に緩和する磁化スピンから生じる磁気共鳴信号
（以下エコーという）は、ＲＦコイル３で受信される。
このようにＲＦコイル３は、送信と受信とで兼用される
ことから、送受信コイルとも呼ばれる。
され、受信時には受信器６に接続される。ＲＦコイル３
は送信器５から電流供給を受けて、特定の周波数成分を
有する選択励起パルスを発生する。これによりこの周波
数に応じたＺ位置の複数の磁化スピンが選択的に励起さ
れる。これは選択励起法と呼ばれる手法である。この励
起終了後に緩和する磁化スピンから生じる磁気共鳴信号
（以下エコーという）は、ＲＦコイル３で受信される。
このようにＲＦコイル３は、送信と受信とで兼用される
ことから、送受信コイルとも呼ばれる。
【００１７】シーケンスコントローラ１０はＸ軸勾配磁
場電源７、Ｙ軸勾配磁場電源８、Ｚ軸勾配磁場電源９、
送信器５、受信器６の各動作タイミングを制御すること
により後述のパルスシーケンスを実行する。コンピュー
タシステム１１は、システム全体の動作を制御すると共
に、ＲＦコイル３から受信器６を介してエコーを取り込
み、断層像を作成する。この断層像は表示部１２で表示
される。
場電源７、Ｙ軸勾配磁場電源８、Ｚ軸勾配磁場電源９、
送信器５、受信器６の各動作タイミングを制御すること
により後述のパルスシーケンスを実行する。コンピュー
タシステム１１は、システム全体の動作を制御すると共
に、ＲＦコイル３から受信器６を介してエコーを取り込
み、断層像を作成する。この断層像は表示部１２で表示
される。
【００１８】次に本実施例の作用について説明する。図
２は、本実施例に独特のパルスシーケンスによる磁化ス
ピンの位相分散の時間的変化を模式的に表すフェーズダ
イアグラムである。図２では位相分散の時間的変化を、
静磁場の不均一性△Ｂo 、スライス方向勾配磁場ＧS 、
リード方向勾配磁場ＧR 、位相エンコード方向勾配磁場
ＧE それぞれについて示している。本発明に関連するの
は、静磁場の不均一性△Ｂo による位相分散の時間的変
化である。図３に、図２のパルスシーケンスと△Ｂo に
よる位相分散の時間的変化を詳細に示す。
２は、本実施例に独特のパルスシーケンスによる磁化ス
ピンの位相分散の時間的変化を模式的に表すフェーズダ
イアグラムである。図２では位相分散の時間的変化を、
静磁場の不均一性△Ｂo 、スライス方向勾配磁場ＧS 、
リード方向勾配磁場ＧR 、位相エンコード方向勾配磁場
ＧE それぞれについて示している。本発明に関連するの
は、静磁場の不均一性△Ｂo による位相分散の時間的変
化である。図３に、図２のパルスシーケンスと△Ｂo に
よる位相分散の時間的変化を詳細に示す。
【００１９】本実施例による改良されたＦＳＥ法でも、
90°ＲＦパルスを印加した後、 180°ＲＦパルスを所定
のＮ回繰り返し印加して、１回の90°ＲＦパルスに対し
て複数、Ｎ個のエコーを得る。これは従来のＦＳＥ法と
変わりない。また、エコーＥ1 、Ｅ2 、Ｅ3 、…、ＥN
の隣り合う２つのエコー間のエコー間隔を時間τに統一
することも従来のＦＳＥ法と変わりない。
90°ＲＦパルスを印加した後、 180°ＲＦパルスを所定
のＮ回繰り返し印加して、１回の90°ＲＦパルスに対し
て複数、Ｎ個のエコーを得る。これは従来のＦＳＥ法と
変わりない。また、エコーＥ1 、Ｅ2 、Ｅ3 、…、ＥN
の隣り合う２つのエコー間のエコー間隔を時間τに統一
することも従来のＦＳＥ法と変わりない。
【００２０】従来のＦＳＥ法では、90°ＲＦパルスを印
加してから最初のエコーＥ１を得るまでの間隔（Ｅ１の
エコー時間という）は、エコー間隔と同じτに設定され
ていた。本実施例は、このＥ１のエコー時間を、エコー
間隔τの３以上の奇数倍という条件のもとで延長する。
つまり、Ｅ１のエコー時間ＴＥ１は、 ＴＥ１＝τ・（２ｍ＋１） …（１） で表現される。ただし、ｍは１以上の整数である。Ｅ１
のエコー時間を延長することにより、脂肪信号の減少程
度は、Ｅ１のエコー時間をエコー間隔と同じにする従来
のＦＳＥ法より大きい。したがって、本実施例の改良さ
れたＦＳＥ法による画像のコントラストは、従来のＦＳ
Ｅ法による画像のコントラストより、通常のＳＥ法によ
る画像のコントラストに近くなる。
加してから最初のエコーＥ１を得るまでの間隔（Ｅ１の
エコー時間という）は、エコー間隔と同じτに設定され
ていた。本実施例は、このＥ１のエコー時間を、エコー
間隔τの３以上の奇数倍という条件のもとで延長する。
つまり、Ｅ１のエコー時間ＴＥ１は、 ＴＥ１＝τ・（２ｍ＋１） …（１） で表現される。ただし、ｍは１以上の整数である。Ｅ１
のエコー時間を延長することにより、脂肪信号の減少程
度は、Ｅ１のエコー時間をエコー間隔と同じにする従来
のＦＳＥ法より大きい。したがって、本実施例の改良さ
れたＦＳＥ法による画像のコントラストは、従来のＦＳ
Ｅ法による画像のコントラストより、通常のＳＥ法によ
る画像のコントラストに近くなる。
【００２１】撮影時間の短縮及び多数のエコーを得ると
いう観点から考えると、Ｅ１のエコー時間は短いほうが
好ましい。したがって、ｍ＝１、つまりＥ１のエコー時
間はエコー間隔の３倍であることが理想的である。実験
では、Ｅ１のエコー時間をエコー間隔の３倍に止めて
も、通常のＳＥ法と同程度のコントラストの画像を得る
ことができることが確認されている。
いう観点から考えると、Ｅ１のエコー時間は短いほうが
好ましい。したがって、ｍ＝１、つまりＥ１のエコー時
間はエコー間隔の３倍であることが理想的である。実験
では、Ｅ１のエコー時間をエコー間隔の３倍に止めて
も、通常のＳＥ法と同程度のコントラストの画像を得る
ことができることが確認されている。
【００２２】上記（１）式の条件を満たすように、90°
ＲＦパルスを印加してから、τ・（ｍ＋１／２）の時間
を隔てて最初の 180°ＲＦパルスを印加する。また、最
初の180°ＲＦパルスを印加してから、τ・（ｍ＋１）
の時間を隔てて、２回目の 180°ＲＦパルスを印加す
る。さらに、２回目以降の 180°ＲＦパルスをτの間隔
で所定回数繰り返し印加する。換言すると、最初の 180
°ＲＦパルスと２回目の180°ＲＦパルスとの間隔を、
３回目以降の 180°ＲＦパルスの間隔τの２以上の整数
倍、つまりτ・（ｍ＋１）に設定する。
ＲＦパルスを印加してから、τ・（ｍ＋１／２）の時間
を隔てて最初の 180°ＲＦパルスを印加する。また、最
初の180°ＲＦパルスを印加してから、τ・（ｍ＋１）
の時間を隔てて、２回目の 180°ＲＦパルスを印加す
る。さらに、２回目以降の 180°ＲＦパルスをτの間隔
で所定回数繰り返し印加する。換言すると、最初の 180
°ＲＦパルスと２回目の180°ＲＦパルスとの間隔を、
３回目以降の 180°ＲＦパルスの間隔τの２以上の整数
倍、つまりτ・（ｍ＋１）に設定する。
【００２３】このようにＥ1 のエコー時間をエコー間隔
の３以上の奇数倍にすることに応じて、スライス勾配磁
場ＧS およびリード勾配磁場ＧR を次のように調整する
必要がある。
の３以上の奇数倍にすることに応じて、スライス勾配磁
場ＧS およびリード勾配磁場ＧR を次のように調整する
必要がある。
【００２４】最初の 180°ＲＦパルスと共に印加するス
ライス勾配磁場ＧS の面積、つまり磁場強度×印加時間
（時間積分値）を、２回目以降の 180°ＲＦパルスと共
に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積分値２・ａの
３以上の奇数倍、つまり２・ａ・（２ｍ＋１）とする。
換言すると、最初の 180°ＲＦパルスから２回目の 180
°ＲＦパルスの間にかけるスライス勾配磁場ＧS の時間
積分値を、２回目以降の隣り合う 180°ＲＦパルスの間
にかけるスライス勾配磁場ＧS の時間積分値の２以上の
整数倍とする。なお、このような面積関係を得るため
に、図３では、磁場強度一定、つまり磁場勾配一定のも
とで、最初の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライス
勾配磁場ＧS の印加時間を、２回目以降の 180°ＲＦパ
ルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の印加時間の
３以上の奇数倍としているが、印加時間一定のもとで最
初の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライス勾配磁場
ＧSの磁場強度を、２回目以降の 180°ＲＦパルスと共
に印加するスライス勾配磁場ＧS の３以上の奇数倍とし
てもよい。
ライス勾配磁場ＧS の面積、つまり磁場強度×印加時間
（時間積分値）を、２回目以降の 180°ＲＦパルスと共
に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積分値２・ａの
３以上の奇数倍、つまり２・ａ・（２ｍ＋１）とする。
換言すると、最初の 180°ＲＦパルスから２回目の 180
°ＲＦパルスの間にかけるスライス勾配磁場ＧS の時間
積分値を、２回目以降の隣り合う 180°ＲＦパルスの間
にかけるスライス勾配磁場ＧS の時間積分値の２以上の
整数倍とする。なお、このような面積関係を得るため
に、図３では、磁場強度一定、つまり磁場勾配一定のも
とで、最初の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライス
勾配磁場ＧS の印加時間を、２回目以降の 180°ＲＦパ
ルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の印加時間の
３以上の奇数倍としているが、印加時間一定のもとで最
初の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライス勾配磁場
ＧSの磁場強度を、２回目以降の 180°ＲＦパルスと共
に印加するスライス勾配磁場ＧS の３以上の奇数倍とし
てもよい。
【００２５】エコーは、リード方向（Ｘ方向）の位置決
めのために、リード勾配磁場ＧR の存在下で読み出され
る。最初のエコーＥ1 の読み出し時に印加するリード勾
配磁場ＧR の面積、つまり磁場強度×印加時間（時間積
分値）を、２回目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…の読み出
し時に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値２・ｂ
の２以上の整数倍、つまり２・ｂ・（ｍ＋１）とする。
このような面積関係を得るために、図３では、磁場強度
が一定、つまり磁場勾配が一定のもとで、最初のエコー
Ｅ1 の読み出しと共に印加するリード勾配磁場ＧR のの
印加時間を、２回目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…の読み
出しと共に印加するリード勾配磁場ＧRの印加時間の２
以上の奇数倍としている。
めのために、リード勾配磁場ＧR の存在下で読み出され
る。最初のエコーＥ1 の読み出し時に印加するリード勾
配磁場ＧR の面積、つまり磁場強度×印加時間（時間積
分値）を、２回目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…の読み出
し時に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値２・ｂ
の２以上の整数倍、つまり２・ｂ・（ｍ＋１）とする。
このような面積関係を得るために、図３では、磁場強度
が一定、つまり磁場勾配が一定のもとで、最初のエコー
Ｅ1 の読み出しと共に印加するリード勾配磁場ＧR のの
印加時間を、２回目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…の読み
出しと共に印加するリード勾配磁場ＧRの印加時間の２
以上の奇数倍としている。
【００２６】このように、90°ＲＦパルスを印加してか
ら最初のエコーＥ１を得るまでの間隔を、２番目以降の
エコーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の３以上の奇数倍と
いう条件にしたがって延長することで、スティムレーテ
ィッドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タ
イミングで発生させて、画像構成に活用できる。
ら最初のエコーＥ１を得るまでの間隔を、２番目以降の
エコーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の３以上の奇数倍と
いう条件にしたがって延長することで、スティムレーテ
ィッドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タ
イミングで発生させて、画像構成に活用できる。
【００２７】ところで、 180°ＲＦパルスが 180°のフ
リップ角成分だけを有することは現実的には不可能であ
り、このため、磁化スピンは、 180°ＲＦパルスを受け
る毎に、予定通り位相反転する第１の成分、縦磁化に入
る第２の成分、 180°ＲＦパルスの影響を受けないで、
そのまま定常的に位相が分散していく第３の成分に分化
する。第１の成分は主エコーとして発生し、第２の成分
は、スティムレーティッドエコーとして発生し、第３の
成分は、インダイレクトエコーとして発生する。つま
り、スティムレーティッドエコーとは、90°ＲＦパルス
の印加後に、縦磁化を経由して発生するエコーであり、
例えば、図３のA-B-E-H-O の経路に沿ってスピンの位相
分散が変化して、スピン位相が集束する０点通過の際に
発生する。インダイレクトエコーとは、 180°ＲＦパル
スによる位相反転を偶発的（非定常的）に受けて発生す
るエコーであり、例えばインダイレクトエコーは、A-B-
D-I-Q の経路に沿ってスピンの位相分散が変化して、ス
ピン位相が集束する０点通過の際に発生する。
リップ角成分だけを有することは現実的には不可能であ
り、このため、磁化スピンは、 180°ＲＦパルスを受け
る毎に、予定通り位相反転する第１の成分、縦磁化に入
る第２の成分、 180°ＲＦパルスの影響を受けないで、
そのまま定常的に位相が分散していく第３の成分に分化
する。第１の成分は主エコーとして発生し、第２の成分
は、スティムレーティッドエコーとして発生し、第３の
成分は、インダイレクトエコーとして発生する。つま
り、スティムレーティッドエコーとは、90°ＲＦパルス
の印加後に、縦磁化を経由して発生するエコーであり、
例えば、図３のA-B-E-H-O の経路に沿ってスピンの位相
分散が変化して、スピン位相が集束する０点通過の際に
発生する。インダイレクトエコーとは、 180°ＲＦパル
スによる位相反転を偶発的（非定常的）に受けて発生す
るエコーであり、例えばインダイレクトエコーは、A-B-
D-I-Q の経路に沿ってスピンの位相分散が変化して、ス
ピン位相が集束する０点通過の際に発生する。
【００２８】ここで、90°ＲＦパルスを印加してから最
初のエコーＥ１を得るまでの間隔を、２番目以降のエコ
ーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の３以上の奇数倍という
条件にしたがって延長することで、スティムレーティッ
ドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミ
ングで発生させることができる原理について説明する。
図３のパルスシーケンスを図１２と対比して参照された
い。なお、説明の便宜上、ｍ＝１と仮定する。本実施例
のパルスシーケンスにおいて、 180°ＲＦパルスの印加
タイミングは、図１２のパルスシーケンスについて最初
の 180°ＲＦパルス及び３回目の 180°ＲＦパルスを除
去したものに等価である。図１２のパルスシーケンスの
180°ＲＦパルスの間隔は、スティムレーティッドエコ
ーやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで
発生させるように調整されている。スティムレーティッ
ドエコー、インダイレクトエコー及び主エコーの位相分
散は、 180°ＲＦパルスの間隔によらず一定である。つ
まり、図３のフェーズダイアグラムは、図１２のフェー
ズダイアグラムにおいて、最初の 180°ＲＦパルス及び
３回目の 180°ＲＦパルスによる磁化スピンが３成分に
分化しないものと考えられる。したがって、90°ＲＦパ
ルスを印加してから最初のエコーＥ１を得るまでの間隔
を、２番目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の
３以上の奇数倍という条件を守る限り、スティムレーテ
ィッドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タ
イミングで発生させることが可能となる。
初のエコーＥ１を得るまでの間隔を、２番目以降のエコ
ーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の３以上の奇数倍という
条件にしたがって延長することで、スティムレーティッ
ドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミ
ングで発生させることができる原理について説明する。
図３のパルスシーケンスを図１２と対比して参照された
い。なお、説明の便宜上、ｍ＝１と仮定する。本実施例
のパルスシーケンスにおいて、 180°ＲＦパルスの印加
タイミングは、図１２のパルスシーケンスについて最初
の 180°ＲＦパルス及び３回目の 180°ＲＦパルスを除
去したものに等価である。図１２のパルスシーケンスの
180°ＲＦパルスの間隔は、スティムレーティッドエコ
ーやインダイレクトエコーを主エコーと同タイミングで
発生させるように調整されている。スティムレーティッ
ドエコー、インダイレクトエコー及び主エコーの位相分
散は、 180°ＲＦパルスの間隔によらず一定である。つ
まり、図３のフェーズダイアグラムは、図１２のフェー
ズダイアグラムにおいて、最初の 180°ＲＦパルス及び
３回目の 180°ＲＦパルスによる磁化スピンが３成分に
分化しないものと考えられる。したがって、90°ＲＦパ
ルスを印加してから最初のエコーＥ１を得るまでの間隔
を、２番目以降のエコーＥ2 ，Ｅ3 ，…のエコー間隔の
３以上の奇数倍という条件を守る限り、スティムレーテ
ィッドエコーやインダイレクトエコーを主エコーと同タ
イミングで発生させることが可能となる。
【００２９】このように本実施例の改良されたＦＳＥ法
によると、通常のＳＥ法による画像のコントラストと同
等のコントラストの画像を得ることができる。 （第２実施例）第２実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
２実施例は、デュアルコントラストモードに適用するＦ
ＳＥ法の改良に関する。図７に示すように、デュアルコ
ントラストモードでは、１回の90°ＲＦパルスで得られ
る複数のエコーＥ1 〜Ｅ6 の前半のエコーＥ1 〜Ｅ3 か
らプロトン密度画像ＩP を作成し、後半のエコーＥ4 〜
Ｅ6 からＴ2 強調画像ＩT を作成する。
によると、通常のＳＥ法による画像のコントラストと同
等のコントラストの画像を得ることができる。 （第２実施例）第２実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
２実施例は、デュアルコントラストモードに適用するＦ
ＳＥ法の改良に関する。図７に示すように、デュアルコ
ントラストモードでは、１回の90°ＲＦパルスで得られ
る複数のエコーＥ1 〜Ｅ6 の前半のエコーＥ1 〜Ｅ3 か
らプロトン密度画像ＩP を作成し、後半のエコーＥ4 〜
Ｅ6 からＴ2 強調画像ＩT を作成する。
【００３０】第１実施例のＥ１のエコー時間をエコー間
隔の３以上の奇数倍に延長するという条件は、特定のエ
コー間隔を他のいずれかのエコー間隔の３以上の奇数倍
に延長するという条件に読み替えることができる。第２
実施例は、この読み替えた条件を適用して、デュアルコ
ントラストモードに適用するＦＳＥ法を改良したもので
ある。
隔の３以上の奇数倍に延長するという条件は、特定のエ
コー間隔を他のいずれかのエコー間隔の３以上の奇数倍
に延長するという条件に読み替えることができる。第２
実施例は、この読み替えた条件を適用して、デュアルコ
ントラストモードに適用するＦＳＥ法を改良したもので
ある。
【００３１】図４に、上記読み替えた条件にしたがっ
て、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔τに対して３
以上の奇数倍、つまりτ・（２ｍ＋１）に延長したパル
スシーケンスを示す。このパルスシーケンスのフェーズ
ダイアグラムを図６に示す。
て、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔τに対して３
以上の奇数倍、つまりτ・（２ｍ＋１）に延長したパル
スシーケンスを示す。このパルスシーケンスのフェーズ
ダイアグラムを図６に示す。
【００３２】図４のように、後半の 180°ＲＦパルスの
間隔は、前半の 180°ＲＦパルスの間隔τに対して３以
上の奇数倍、つまりτ・（２ｍ＋１）に延長される。こ
れに伴って、スライス勾配磁場ＧS 及びリード勾配磁場
ＧR を次のように設定する必要がある。後半の 180°Ｒ
Ｆパルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積
分値を、前半の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライ
ス勾配磁場ＧS の時間積分値の３以上の奇数倍、つまり
２・ａ・（２ｍ＋１）とする。また、後半のエコーＥ4
，Ｅ5 ，Ｅ6 の読み出し時に印加するリード勾配磁場
ＧR の時間積分値を、前半のエコーＥ1 ，Ｅ2 の読み出
し時に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値の３以
上の奇数倍、つまり２・ｂ・（２ｍ＋１）とする。
間隔は、前半の 180°ＲＦパルスの間隔τに対して３以
上の奇数倍、つまりτ・（２ｍ＋１）に延長される。こ
れに伴って、スライス勾配磁場ＧS 及びリード勾配磁場
ＧR を次のように設定する必要がある。後半の 180°Ｒ
Ｆパルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積
分値を、前半の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライ
ス勾配磁場ＧS の時間積分値の３以上の奇数倍、つまり
２・ａ・（２ｍ＋１）とする。また、後半のエコーＥ4
，Ｅ5 ，Ｅ6 の読み出し時に印加するリード勾配磁場
ＧR の時間積分値を、前半のエコーＥ1 ，Ｅ2 の読み出
し時に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値の３以
上の奇数倍、つまり２・ｂ・（２ｍ＋１）とする。
【００３３】第２実施例では、図４のパルスシーケンス
を、図５に示すようにさらに改良する。後半のエコー間
隔を前半のエコー間隔τに対してτ・（２ｍ＋１）に延
長できるので、上述の面積関係を保存したままで、後半
のエコーのデータ収集時間△ｔ´を、後半のエコーのデ
ータ収集時間△ｔより長くして、エコー収集帯域を狭く
絞り込み、前半のエコーのＳ／Ｎと後半のエコーのＳ／
Ｎとの差異を減少させて、前半のプロトン密度画像ＩP
と後半のＴ2 強調画像ＩT との間の画質のアンバランス
を軽減することができる。また、後半のエコーの時間長
が前半のエコーより長いので、前後半でエコーに対する
サンプリング周波数を変えることなく、後半のＴ2 強調
画像ＩT のリード方向（Ｘ方向）に関する分解能を向上
させることができるという効果が得られる。 （第３実施例）第３実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
３実施例は、デュアルコントラストモードにおいて、前
半のエコーをＦＳＥ法で収集し、後半のエコーをＧＲＡ
ＳＥ法で収集する。ＧＲＡＳＥ法は、90°ＲＦパルスの
後、 180°ＲＦパルスを繰り返し印加し、隣り合う 180
°ＲＦパルスの間に、リード勾配磁場ＧR を反転しなが
らエコーを繰り返し発生させる超高速イメージング法で
ある。なお、 180°ＲＦパルスの間隔が一定という従来
のルールのもとでは、隣り合う 180°ＲＦパルスの間
に、リード勾配磁場ＧR を反転しながらエコーを繰り返
し発生させるという時間的余裕がなく、ＦＳＥ法にＧＲ
ＡＳＥ法を組み合わせることは非常に困難であった。
を、図５に示すようにさらに改良する。後半のエコー間
隔を前半のエコー間隔τに対してτ・（２ｍ＋１）に延
長できるので、上述の面積関係を保存したままで、後半
のエコーのデータ収集時間△ｔ´を、後半のエコーのデ
ータ収集時間△ｔより長くして、エコー収集帯域を狭く
絞り込み、前半のエコーのＳ／Ｎと後半のエコーのＳ／
Ｎとの差異を減少させて、前半のプロトン密度画像ＩP
と後半のＴ2 強調画像ＩT との間の画質のアンバランス
を軽減することができる。また、後半のエコーの時間長
が前半のエコーより長いので、前後半でエコーに対する
サンプリング周波数を変えることなく、後半のＴ2 強調
画像ＩT のリード方向（Ｘ方向）に関する分解能を向上
させることができるという効果が得られる。 （第３実施例）第３実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
３実施例は、デュアルコントラストモードにおいて、前
半のエコーをＦＳＥ法で収集し、後半のエコーをＧＲＡ
ＳＥ法で収集する。ＧＲＡＳＥ法は、90°ＲＦパルスの
後、 180°ＲＦパルスを繰り返し印加し、隣り合う 180
°ＲＦパルスの間に、リード勾配磁場ＧR を反転しなが
らエコーを繰り返し発生させる超高速イメージング法で
ある。なお、 180°ＲＦパルスの間隔が一定という従来
のルールのもとでは、隣り合う 180°ＲＦパルスの間
に、リード勾配磁場ＧR を反転しながらエコーを繰り返
し発生させるという時間的余裕がなく、ＦＳＥ法にＧＲ
ＡＳＥ法を組み合わせることは非常に困難であった。
【００３４】第２実施例で説明したように、後半の 180
°ＲＦパルスの間隔を前半 180°ＲＦパルスの間隔の３
以上の奇数倍とすることができるので、ＦＳＥ法にＧＲ
ＡＳＥ法を組み合わせることが可能になった。ＧＲＡＳ
Ｅ法ではエコー時間の短い画像では、組織のＴ2 緩和に
起因するリンギングアーチファクトが出やすいため、エ
コー時間の長い後半部分にＧＲＡＳＥ法を組み合わせる
こととする。
°ＲＦパルスの間隔を前半 180°ＲＦパルスの間隔の３
以上の奇数倍とすることができるので、ＦＳＥ法にＧＲ
ＡＳＥ法を組み合わせることが可能になった。ＧＲＡＳ
Ｅ法ではエコー時間の短い画像では、組織のＴ2 緩和に
起因するリンギングアーチファクトが出やすいため、エ
コー時間の長い後半部分にＧＲＡＳＥ法を組み合わせる
こととする。
【００３５】図８に第３実施例によるパルスシーケンス
を示す。ここでは、図９に示すように、前半のエコーＥ
1 ，Ｅ2 ，Ｅ3 を使ってプロトン密度画像ＩP を作成
し、後半のエコーＥ4 〜Ｅ12を使ってＴ2 強調画像ＩT
を作成する。図８に示すように、後半の 180°ＲＦパル
スの間隔を前半 180°ＲＦパルスの間隔の３以上の奇数
倍（図８は３倍として示している）とすることができる
ので、後半部分にＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスを組
み込み、後半の隣り合う 180°ＲＦパルスの間に、リー
ド勾配磁場ＧR を２回反転しながら３つのエコーを発生
させることができる。
を示す。ここでは、図９に示すように、前半のエコーＥ
1 ，Ｅ2 ，Ｅ3 を使ってプロトン密度画像ＩP を作成
し、後半のエコーＥ4 〜Ｅ12を使ってＴ2 強調画像ＩT
を作成する。図８に示すように、後半の 180°ＲＦパル
スの間隔を前半 180°ＲＦパルスの間隔の３以上の奇数
倍（図８は３倍として示している）とすることができる
ので、後半部分にＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスを組
み込み、後半の隣り合う 180°ＲＦパルスの間に、リー
ド勾配磁場ＧR を２回反転しながら３つのエコーを発生
させることができる。
【００３６】なお、後半の 180°ＲＦパルスの間隔を前
半 180°ＲＦパルスの間隔の３以上の奇数倍とすること
に応じて、スライス勾配磁場ＧS およびリード勾配磁場
ＧRを次のように調整する必要がある。後半の 180°Ｒ
Ｆパルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積
分値を、前半の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライ
ス勾配磁場ＧS の時間積分値２・ａの３以上の奇数倍、
つまり２・ａ・（２ｍ＋１）とする。また、後半の隣り
合う 180°ＲＦパルスの間に印加するリード勾配磁場Ｇ
R の時間積分値を、前半の隣り合う 180°ＲＦパルスの
間に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値２・ｂの
２以上の整数倍、つまり２・ｂ・（２ｍ＋１）とする。
半 180°ＲＦパルスの間隔の３以上の奇数倍とすること
に応じて、スライス勾配磁場ＧS およびリード勾配磁場
ＧRを次のように調整する必要がある。後半の 180°Ｒ
Ｆパルスと共に印加するスライス勾配磁場ＧS の時間積
分値を、前半の 180°ＲＦパルスと共に印加するスライ
ス勾配磁場ＧS の時間積分値２・ａの３以上の奇数倍、
つまり２・ａ・（２ｍ＋１）とする。また、後半の隣り
合う 180°ＲＦパルスの間に印加するリード勾配磁場Ｇ
R の時間積分値を、前半の隣り合う 180°ＲＦパルスの
間に印加するリード勾配磁場ＧR の時間積分値２・ｂの
２以上の整数倍、つまり２・ｂ・（２ｍ＋１）とする。
【００３７】このように第３実施例によると、ＦＳＥ法
にＧＲＡＳＥ法を容易に組み合わせることができる。な
お、図８や図９で示したように、前半のプロトン密度画
像ＩP のエコー数が後半のＴ2 強調画像ＩT のエコー数
に対して非常にアンバランスであり、このアンバランス
を軽減するには、画像間でマトリクス数やアベレージ数
を変えることにより容易に実現できる。なお、Ｓ／Ｎの
向上のために同じエンコードのエコーを繰り返し収集
し、これらエコーを加重平均することがある。アベレー
ジ数とは、このエコー数をいう。 （第４実施例）第４実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
４実施例は、デュアルコントラストモードにおいて、前
半のエコーをinterleaved ＥＰＩ法で収集し、後半のエ
コーをＦＳＥ法で収集する。図１０に第４実施例のパル
スシーケンスを示し、図１１に２つの画像へのエコーの
割り当てを示す。interleaved ＥＰＩ法ではエコーデー
タをフーリエ空間上でエンコード方向（Ｙ方向）に非対
称になるように収集し、第１番目の画像ＩP を構成する
ために不足しているデータを共役複素性を利用して充足
する。
にＧＲＡＳＥ法を容易に組み合わせることができる。な
お、図８や図９で示したように、前半のプロトン密度画
像ＩP のエコー数が後半のＴ2 強調画像ＩT のエコー数
に対して非常にアンバランスであり、このアンバランス
を軽減するには、画像間でマトリクス数やアベレージ数
を変えることにより容易に実現できる。なお、Ｓ／Ｎの
向上のために同じエンコードのエコーを繰り返し収集
し、これらエコーを加重平均することがある。アベレー
ジ数とは、このエコー数をいう。 （第４実施例）第４実施例において、装置構成は第１実
施例と同じであるので、装置構成の説明は省略する。第
４実施例は、デュアルコントラストモードにおいて、前
半のエコーをinterleaved ＥＰＩ法で収集し、後半のエ
コーをＦＳＥ法で収集する。図１０に第４実施例のパル
スシーケンスを示し、図１１に２つの画像へのエコーの
割り当てを示す。interleaved ＥＰＩ法ではエコーデー
タをフーリエ空間上でエンコード方向（Ｙ方向）に非対
称になるように収集し、第１番目の画像ＩP を構成する
ために不足しているデータを共役複素性を利用して充足
する。
【００３８】このように第４実施例では、第１番目の画
像に用いるエコー数を増加することができる。本発明は
その要旨を逸脱しない限り種々変形して実施可能であ
る。例えば上述の説明では、高速スピンエコー法への適
用例として説明したが、マルチエコー撮像法に適用して
もよい。
像に用いるエコー数を増加することができる。本発明は
その要旨を逸脱しない限り種々変形して実施可能であ
る。例えば上述の説明では、高速スピンエコー法への適
用例として説明したが、マルチエコー撮像法に適用して
もよい。
【００３９】
【発明の効果】請求項１の磁気共鳴イメージング装置に
よれば、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを
得るまでの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのう
ち、特定の間隔を他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍
という条件で不規則にすることができる。この条件によ
ると、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエ
コーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能
となる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加
してから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）の３以上の奇数倍にすると、脂肪信号が緩
和する時間を十分取れて、信号強度を減少させることが
でき、したがってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画
像のコントラストに近い画像が得られる。また、上記条
件にしたがって、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔
の３以上の奇数倍に延長すると、ＦＳＥ法で得られる複
数のエコーを前半と後半に別けて、コントラストの異な
る２種類の画像を作成するデュアルコントラストモード
において、２つの画像間での画質のアンバランスを低減
することができる。さらに、上記条件にしたがって、前
半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法
で収集するデュアルコントラストモードにおいて、エコ
ー間隔を不規則にして、各法で 180°ＲＦパルスの間隔
を最適化することができる。
よれば、90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを
得るまでの間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのう
ち、特定の間隔を他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍
という条件で不規則にすることができる。この条件によ
ると、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエ
コーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能
となる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加
してから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）の３以上の奇数倍にすると、脂肪信号が緩
和する時間を十分取れて、信号強度を減少させることが
でき、したがってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画
像のコントラストに近い画像が得られる。また、上記条
件にしたがって、後半のエコー間隔を前半のエコー間隔
の３以上の奇数倍に延長すると、ＦＳＥ法で得られる複
数のエコーを前半と後半に別けて、コントラストの異な
る２種類の画像を作成するデュアルコントラストモード
において、２つの画像間での画質のアンバランスを低減
することができる。さらに、上記条件にしたがって、前
半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコーをＧＲＡＳＥ法
で収集するデュアルコントラストモードにおいて、エコ
ー間隔を不規則にして、各法で 180°ＲＦパルスの間隔
を最適化することができる。
【００４０】請求項６の磁気共鳴イメージング装置によ
れば、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔のうち、
特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上の整数倍と
いう条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）より延長すると、脂肪信号が緩和する時間
を十分取れて、信号強度を減少させることができ、した
がってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画像のコント
ラストに近い画像が得られる。また、上記条件にしたが
って、後半の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔を
前半の 180°ＲＦパルスの間隔より延長すると、ＦＳＥ
法で得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コン
トラストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコン
トラストモードにおいて、２つの画像間での画質のアン
バランスを低減することができる。さらに、上記条件に
したがって、前半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコー
をＧＲＡＳＥ法で収集するデュアルコントラストモード
において、各法で 180°ＲＦパルスの間隔を最適化する
ことができる。
れば、隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔のうち、
特定の間隔が、他のいずれかの間隔の２以上の整数倍と
いう条件で不規則にすることができる。この条件による
と、スティムレーティッドエコーやインダイレクトエコ
ーを主エコーと同タイミングで発生させることが可能と
なる。この条件にしたがって、90°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでの間隔（特定の間隔）
を、最初のエコー以降の隣り合う２つのエコーの間隔
（他の間隔）より延長すると、脂肪信号が緩和する時間
を十分取れて、信号強度を減少させることができ、した
がってＦＳＥ法でも、通常のＳＥ法による画像のコント
ラストに近い画像が得られる。また、上記条件にしたが
って、後半の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔を
前半の 180°ＲＦパルスの間隔より延長すると、ＦＳＥ
法で得られる複数のエコーを前半と後半に別けて、コン
トラストの異なる２種類の画像を作成するデュアルコン
トラストモードにおいて、２つの画像間での画質のアン
バランスを低減することができる。さらに、上記条件に
したがって、前半のエコーをＦＳＥ法で、後半のエコー
をＧＲＡＳＥ法で収集するデュアルコントラストモード
において、各法で 180°ＲＦパルスの間隔を最適化する
ことができる。
【図１】第１実施例による磁気共鳴イメージング装置の
構成図。
構成図。
【図２】第１実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図３】第１実施例のパルスシーケンスを詳細に示す
図。
図。
【図４】第２実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図５】図４を改良したパルスシーケンスを示す図。
【図６】△Ｂ0 に関するフェーズダイアグラム。
【図７】２つの画像へのエコーの割り当てを示す図。
【図８】第３実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図９】２つの画像へのエコーの割り当てを示す図。
【図１０】第４実施例のパルスシーケンスを示す図。
【図１１】２つの画像へのエコーの割り当てを示す図。
【図１２】従来のＳＥ法のパルスシーケンスに対応する
△Ｂ0 に関するフェーズダイアグラム。
△Ｂ0 に関するフェーズダイアグラム。
１…静磁場磁石ユニット、 ２…勾配磁場コイル
ユニット、３…ＲＦコイル、 ４…静磁
場制御装置、５…送信器、 ６…受
信器、７…Ｘ軸勾配磁場電源、 ８…Ｙ軸勾配
磁場電源、９…Ｚ軸勾配磁場電源、 １０…シ
ーケンスコントローラ、１１…コンピュータシステム、
１２…表示部、１３…寝台、
２０…ガントリ。
ユニット、３…ＲＦコイル、 ４…静磁
場制御装置、５…送信器、 ６…受
信器、７…Ｘ軸勾配磁場電源、 ８…Ｙ軸勾配
磁場電源、９…Ｚ軸勾配磁場電源、 １０…シ
ーケンスコントローラ、１１…コンピュータシステム、
１２…表示部、１３…寝台、
２０…ガントリ。
Claims (10)
- 【請求項１】 磁化スピンを励起するための90°ＲＦパ
ルスを印加して、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化ス
ピンの位相を反転するための 180°ＲＦパルスを繰り返
し印加することにより複数のエコーを発生させる磁気共
鳴イメージング装置において、 90°ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得るまで
の間隔と、隣り合う２つのエコーの間隔とのうち、特定
の間隔が他のいずれかの間隔の３以上の奇数倍となるよ
うにパルスシーケンスを実行するパルスシーケンス実行
手段と、 前記複数のエコーに基づいて画像を作成する画像作成手
段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。 - 【請求項２】 前記パルスシーケンス実行手段は、90°
ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得るまでの間
隔が、隣り合う２つのエコーの間隔の３以上の奇数倍と
なるようにパルスシーケンスを実行することを特徴とす
る請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項３】 前記パルスシーケンス実行手段は、90°
ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得るまでの間
隔が、隣り合う２つのエコーの間隔の３倍となるように
パルスシーケンスを実行することを特徴とする請求項２
に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】 前記パルスシーケンス実行手段は、90°
ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得るまでの間
に印加するリード勾配磁場の時間積分値が、最初のエコ
ー以降の隣り合う２つのエコーの間に印加するリード勾
配磁場の時間積分値の３以上の奇数倍となるようにパル
スシーケンスを実行することを特徴とする請求項２に記
載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項５】 前記パルスシーケンス実行手段は、ｎ＋
１番目以降の隣り合う２つのエコーの間隔が、ｎ番目ま
での隣り合う２つのエコーの間隔の３以上の奇数倍とな
るようにパルスシーケンスを実行することを特徴とする
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項６】 磁化スピンを励起するための90°ＲＦパ
ルスを印加して、この90°ＲＦパルスに続いて、磁化ス
ピンの位相を反転するための 180°ＲＦパルスを繰り返
し印加することにより複数のエコーを発生させる磁気共
鳴イメージング装置において、 隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔のうち、特定の
間隔が、他のいずれかの間隔の２以上の整数倍となるよ
うにパルスシーケンスを実行するパルスシーケンス実行
手段と、 前記複数のエコーに基づいて画像を作成する画像作成手
段とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。 - 【請求項７】 前記パルスシーケンス実行手段は、最初
の 180°ＲＦパルスと２番目の 180°ＲＦパルスとの間
隔を、２番目以降の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの
間隔の２以上の整数倍となるようにパルスシーケンスを
実行することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イ
メージング装置。 - 【請求項８】 前記パルスシーケンス実行手段は、最初
の 180°ＲＦパルスと２番目の 180°ＲＦパルスとの間
隔を、２番目以降の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの
間隔の２倍となるようにパルスシーケンスを実行するこ
とを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング
装置。 - 【請求項９】 前記パルスシーケンス実行手段は、90°
ＲＦパルスを印加してから最初のエコーを得るまでの間
に印加するリード勾配磁場の時間積分値が、最初のエコ
ー以降の隣り合う２つのエコーの間に印加するリード勾
配磁場の時間積分値の３以上の奇数倍となるようにパル
スシーケンスを実行することを特徴とする請求項７に記
載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１０】 前記パルスシーケンス実行手段は、ｎ
＋１番目以降の隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間隔
が、ｎ番目までの隣り合う２つの 180°ＲＦパルスの間
隔の３以上の奇数倍となるようにパルスシーケンスを実
行することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20243194A JP3483947B2 (ja) | 1993-10-14 | 1994-08-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/309,252 US5508612A (en) | 1993-10-14 | 1994-09-20 | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25704593 | 1993-10-14 | ||
| JP5-257045 | 1993-10-14 | ||
| JP20243194A JP3483947B2 (ja) | 1993-10-14 | 1994-08-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07155309A true JPH07155309A (ja) | 1995-06-20 |
| JP3483947B2 JP3483947B2 (ja) | 2004-01-06 |
Family
ID=26513369
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20243194A Expired - Lifetime JP3483947B2 (ja) | 1993-10-14 | 1994-08-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5508612A (ja) |
| JP (1) | JP3483947B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5818229A (en) * | 1995-10-31 | 1998-10-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Correction of MR imaging pulse sequence using prescan having application phase adjusted RF refocusing pulses |
| JP2000201903A (ja) * | 1999-01-11 | 2000-07-25 | Toshiba Corp | Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体 |
| KR100459100B1 (ko) * | 2001-07-10 | 2004-12-03 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | 스핀 여기 방법, 자기 공명 촬영 방법 및 자기 공명 촬영시스템 |
| JP2009178444A (ja) * | 2008-01-31 | 2009-08-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013163012A (ja) * | 2012-01-13 | 2013-08-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3505294B2 (ja) * | 1995-03-28 | 2004-03-08 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| US5680045A (en) * | 1995-07-20 | 1997-10-21 | Feinberg David A | Grase-type MR pulse sequences |
| US8405395B2 (en) * | 2010-04-15 | 2013-03-26 | The General Hospital Corporation | Method for simultaneous multi-slice magnetic resonance imaging |
| EP2423700A1 (en) * | 2010-08-30 | 2012-02-29 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Apparatus, computer-implemented method, and computer program product for calculating temperature in accordance with MRI transverse relaxometry data |
| US8981776B2 (en) | 2011-04-22 | 2015-03-17 | The General Hospital Corporation | Method for magnetic resonance imaging with controlled aliasing |
| DE102012219926B4 (de) * | 2012-10-31 | 2014-09-04 | Siemens Aktiengesellschaft | Doppelecho-MR-Bildgebung mit einer unterschiedlichen Zahl erster und zweiter Echosignale |
| DE102013005612A1 (de) * | 2013-04-04 | 2014-10-09 | Max-Delbrück-Centrum Für Molekulare Medizin (Mdc) | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographen |
| JP7154869B2 (ja) | 2018-08-07 | 2022-10-18 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4604579A (en) * | 1983-07-21 | 1986-08-05 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for enhanced T1 NMR measurements using repetition intervals TR related to one another by integer multiples |
| NL8701889A (nl) * | 1987-08-12 | 1989-03-01 | Philips Nv | Volume selektieve spektroscopie door middel van gerefokusseerde echo's. |
| DE3730148A1 (de) * | 1987-09-09 | 1989-03-30 | Bruker Medizintech | Verfahren zum erzeugen von spin-echo-impulsfolgen mit einem kernspin-tomographen und zur durchfuehrung des verfahrens ausgebildeter kernspin-tomograph |
| DE3922505A1 (de) * | 1989-07-08 | 1991-01-17 | Bruker Medizintech | Verfahren zur mehrdimensionalen messung von magnetischer resonanz in definierten kleinen volumenbereichen einer festkoerper-probe |
| US4986272A (en) * | 1989-08-09 | 1991-01-22 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | NMR imaging with variable repetition |
| JPH05237067A (ja) * | 1992-02-27 | 1993-09-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
-
1994
- 1994-08-26 JP JP20243194A patent/JP3483947B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1994-09-20 US US08/309,252 patent/US5508612A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5818229A (en) * | 1995-10-31 | 1998-10-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Correction of MR imaging pulse sequence using prescan having application phase adjusted RF refocusing pulses |
| JP2000201903A (ja) * | 1999-01-11 | 2000-07-25 | Toshiba Corp | Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体 |
| KR100459100B1 (ko) * | 2001-07-10 | 2004-12-03 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | 스핀 여기 방법, 자기 공명 촬영 방법 및 자기 공명 촬영시스템 |
| JP2009178444A (ja) * | 2008-01-31 | 2009-08-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013163012A (ja) * | 2012-01-13 | 2013-08-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10067209B2 (en) | 2012-01-13 | 2018-09-04 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3483947B2 (ja) | 2004-01-06 |
| US5508612A (en) | 1996-04-16 |
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