JPH08266503A - Ｍｒイメージング装置 - Google Patents
Ｍｒイメージング装置Info
- Publication number
- JPH08266503A JPH08266503A JP7100643A JP10064395A JPH08266503A JP H08266503 A JPH08266503 A JP H08266503A JP 7100643 A JP7100643 A JP 7100643A JP 10064395 A JP10064395 A JP 10064395A JP H08266503 A JPH08266503 A JP H08266503A
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- Japan
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- pulse
- signal
- magnetic field
- gradient magnetic
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 ＭＲアンギオグラフィの撮像時間を短縮す
る。 【構成】 ９０°パルスの後１８０°パルスを加えて、
フィールドエコー信号Ｓ１とスピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ
４を得、それぞれのエコー信号についてＧｒパルスの極
性を逆方向に２回反転させ、フィールドエコー信号Ｓ１
についてのＧｐパルスは小さいものとし、スピンエコー
信号Ｓ２〜Ｓ４についてのＧｐパルスは大きなものとす
る。
る。 【構成】 ９０°パルスの後１８０°パルスを加えて、
フィールドエコー信号Ｓ１とスピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ
４を得、それぞれのエコー信号についてＧｒパルスの極
性を逆方向に２回反転させ、フィールドエコー信号Ｓ１
についてのＧｐパルスは小さいものとし、スピンエコー
信号Ｓ２〜Ｓ４についてのＧｐパルスは大きなものとす
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＮＭＲ（核磁気共
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージン
グ装置に関し、とくに血液などの流れている部分や動い
ている部分の画像を得るＭＲ撮像（ＭＲアンギオグラフ
ィ）を行なうＭＲイメージング装置に関する。
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージン
グ装置に関し、とくに血液などの流れている部分や動い
ている部分の画像を得るＭＲ撮像（ＭＲアンギオグラフ
ィ）を行なうＭＲイメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、ＭＲイメージング装置を用い
て非侵襲的に血管像を得るＭＲアンギオグラフィの撮像
シーケンスとして、ＴＯＦ（Time-of-Flight）法、ＰＣ
（Phase Contrast）法、サブトラクション法などが知ら
れている。
て非侵襲的に血管像を得るＭＲアンギオグラフィの撮像
シーケンスとして、ＴＯＦ（Time-of-Flight）法、ＰＣ
（Phase Contrast）法、サブトラクション法などが知ら
れている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
ＭＲアンギオグラフィによる撮像シーケンスは、いずれ
も撮像時間が長く、しかも被検体の動きに弱いという問
題がある。
ＭＲアンギオグラフィによる撮像シーケンスは、いずれ
も撮像時間が長く、しかも被検体の動きに弱いという問
題がある。
【０００４】この発明は、上記に鑑み、撮像時間を短縮
することができるＭＲアンギオグラフィの撮像シーケン
スを行なうことができるように改善した、ＭＲイメージ
ング装置を提供することを目的とする。
することができるＭＲアンギオグラフィの撮像シーケン
スを行なうことができるように改善した、ＭＲイメージ
ング装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
励起パルスおよびリフォーカスパルスを発生するＲＦ印
加手段と、スライス選択用傾斜磁場パルスを印加する手
段と、位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し用傾斜磁場パルスを印加する手段と、エコ
ー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／
Ｄ変換してデータを得る手段と、上記ＲＦ印加手段を制
御して１個の励起パルスを印加した後複数個のリフォー
カスパルスを順次印加し、かつ上記読み出し用傾斜磁場
パルス印加手段を制御して、励起パルスと最初のリフォ
ーカスパルスとの間および複数個のリフォーカスパルス
の間において、極性が正・負および負・正の両方向に順
次スイッチングされる読み出し用傾斜磁場パルスを印加
して１個のフィールドエコー信号と複数個のスピンエコ
ー信号とを順次発生させるとともに、上記の位相エンコ
ード用傾斜磁場パルス印加手段を制御して、上記のフィ
ールドエコー信号から得たデータがＫスペースの中央部
に配置されかつ上記の複数個のスピンエコー信号から得
たデータがＫスペースの端部に配置されるものとなるよ
うな位相エンコード量の位相エンコード用傾斜磁場パル
スが上記フィールドエコー信号および複数個のスピンエ
コー信号の各々に加えられるようにする、制御手段とを
有することが特徴となっている。
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
励起パルスおよびリフォーカスパルスを発生するＲＦ印
加手段と、スライス選択用傾斜磁場パルスを印加する手
段と、位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し用傾斜磁場パルスを印加する手段と、エコ
ー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／
Ｄ変換してデータを得る手段と、上記ＲＦ印加手段を制
御して１個の励起パルスを印加した後複数個のリフォー
カスパルスを順次印加し、かつ上記読み出し用傾斜磁場
パルス印加手段を制御して、励起パルスと最初のリフォ
ーカスパルスとの間および複数個のリフォーカスパルス
の間において、極性が正・負および負・正の両方向に順
次スイッチングされる読み出し用傾斜磁場パルスを印加
して１個のフィールドエコー信号と複数個のスピンエコ
ー信号とを順次発生させるとともに、上記の位相エンコ
ード用傾斜磁場パルス印加手段を制御して、上記のフィ
ールドエコー信号から得たデータがＫスペースの中央部
に配置されかつ上記の複数個のスピンエコー信号から得
たデータがＫスペースの端部に配置されるものとなるよ
うな位相エンコード量の位相エンコード用傾斜磁場パル
スが上記フィールドエコー信号および複数個のスピンエ
コー信号の各々に加えられるようにする、制御手段とを
有することが特徴となっている。
【０００６】
【作用】励起から短い時間で発生するフィールドエコー
信号からデータを得ているのでいわゆるフローボイドが
なく、血流等から大きな信号を得ることができる。そし
て、このデータをコントラストを決定するＫスペース上
の中央部のデータとして得るとともに、その後の複数の
スピンエコー信号から得たデータをＫスペース上の端部
のデータとするため、血流等を表わす画像を少ない励起
回数（短い撮像時間）で得ることができる。しかも、読
み出し用傾斜磁場の極性を少なくとも２回逆方向にスイ
ッチングしているため、動きの影響を受けずにリフェイ
ズすることができ、血流等から強度の大きなフィールド
エコー信号およびスピンエコー信号を得ることができ
る。
信号からデータを得ているのでいわゆるフローボイドが
なく、血流等から大きな信号を得ることができる。そし
て、このデータをコントラストを決定するＫスペース上
の中央部のデータとして得るとともに、その後の複数の
スピンエコー信号から得たデータをＫスペース上の端部
のデータとするため、血流等を表わす画像を少ない励起
回数（短い撮像時間）で得ることができる。しかも、読
み出し用傾斜磁場の極性を少なくとも２回逆方向にスイ
ッチングしているため、動きの影響を受けずにリフェイ
ズすることができ、血流等から強度の大きなフィールド
エコー信号およびスピンエコー信号を得ることができ
る。
【０００７】
【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。この発明の一実施
例にかかるＭＲイメージング装置では、たとえば図１に
示すようなパルスシーケンスが繰り返される。つまり、
図１は１繰り返し時間（ＴＲ）のタイムチャートを表わ
す。このようなパルスシーケンスを行なうＭＲイメージ
ング装置は図２に示すように構成されている。
図面を参照しながら詳細に説明する。この発明の一実施
例にかかるＭＲイメージング装置では、たとえば図１に
示すようなパルスシーケンスが繰り返される。つまり、
図１は１繰り返し時間（ＴＲ）のタイムチャートを表わ
す。このようなパルスシーケンスを行なうＭＲイメージ
ング装置は図２に示すように構成されている。
【０００８】まず、このＭＲイメージング装置の構成を
説明すると、図２において、マグネットアセンブリ１１
には、静磁場を発生するための主マグネットと、この静
磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルが含
まれる。傾斜磁場は、傾斜磁場コイルにより、Ｘ、Ｙ、
Ｚの３軸方向に磁場強度がそれぞれ傾斜するものとして
発生させられる。これら３軸方向の傾斜磁場の１つを選
択し、あるいはそれらを組み合わせることにより任意の
３軸方向の傾斜磁場が作られ、これらが後述のスライス
選択用傾斜磁場Ｇｓ、読み出し（及び周波数エンコー
ド）用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐと
される。
説明すると、図２において、マグネットアセンブリ１１
には、静磁場を発生するための主マグネットと、この静
磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルが含
まれる。傾斜磁場は、傾斜磁場コイルにより、Ｘ、Ｙ、
Ｚの３軸方向に磁場強度がそれぞれ傾斜するものとして
発生させられる。これら３軸方向の傾斜磁場の１つを選
択し、あるいはそれらを組み合わせることにより任意の
３軸方向の傾斜磁場が作られ、これらが後述のスライス
選択用傾斜磁場Ｇｓ、読み出し（及び周波数エンコー
ド）用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐと
される。
【０００９】この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間
には図示しない被検体が配置される。この被検体には、
ＲＦパルスを被検体に照射するとともにこの被検体で発
生したＮＭＲ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取
り付けられている。
には図示しない被検体が配置される。この被検体には、
ＲＦパルスを被検体に照射するとともにこの被検体で発
生したＮＭＲ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取
り付けられている。
【００１０】マグネットアセンブリ１１の傾斜磁場コイ
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路２１が設けられる。この磁場制御回路２１には波形発
生回路５３からの波形信号が送られる。この波形発生回
路５３には、傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ５１からセッ
トされている。シーケンスコントローラ５２から指示さ
れたタイミングで波形発生回路５３から波形信号が生
じ、これが磁場制御回路２１に送られることにより、図
１に示すような波形のパルスとされた傾斜磁場Ｇｓ、Ｇ
ｐ、Ｇｒがそれぞれ発生することになる。
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路２１が設けられる。この磁場制御回路２１には波形発
生回路５３からの波形信号が送られる。この波形発生回
路５３には、傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ５１からセッ
トされている。シーケンスコントローラ５２から指示さ
れたタイミングで波形発生回路５３から波形信号が生
じ、これが磁場制御回路２１に送られることにより、図
１に示すような波形のパルスとされた傾斜磁場Ｇｓ、Ｇ
ｐ、Ｇｒがそれぞれ発生することになる。
【００１１】ＲＦ発振回路３１で発生したＲＦ信号は振
幅変調回路３２に送られ、これがキャリア信号となり、
波形発生回路５３から送られてくる波形信号に応じて振
幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信号は、ＲＦ電力
増幅器３３を経て増幅された後、ＲＦコイル１２に加え
られる。このＲＦ発振回路３１の発振周波数はコンピュ
ータ５１によって制御される。上記の変調信号の波形に
関する情報はコンピュータ５１から波形発生回路５３に
あらかじめ与えられる。波形発生回路５３やＲＦ発振回
路３１のタイミングはシーケンスコントローラ５２によ
り定められる。
幅変調回路３２に送られ、これがキャリア信号となり、
波形発生回路５３から送られてくる波形信号に応じて振
幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信号は、ＲＦ電力
増幅器３３を経て増幅された後、ＲＦコイル１２に加え
られる。このＲＦ発振回路３１の発振周波数はコンピュ
ータ５１によって制御される。上記の変調信号の波形に
関する情報はコンピュータ５１から波形発生回路５３に
あらかじめ与えられる。波形発生回路５３やＲＦ発振回
路３１のタイミングはシーケンスコントローラ５２によ
り定められる。
【００１２】ＲＦコイル１２によって受信されたＮＭＲ
信号は前置増幅器４１を経て位相検波回路４２に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ５２によって制御されたＡ／Ｄ変換器
４３により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器４３か
ら得られたデータはコンピュータ５１に取り込まれる。
コンピュータ５１は、収集したデジタルデータから画像
を再構成する処理などを行なう。またこのコンピュータ
５１は、種々の撮像シーケンスを構成するパルスシーケ
ンスに応じて、上記の通り、シーケンスコントローラ５
２や波形発生回路５３に必要なデータをセットするとと
もに、ＲＦ発振回路３１を制御してその周波数を定め、
また前置増幅器４１や位相検波回路４２を制御してこれ
らのゲインなどを定め、さらにＡ／Ｄ変換器４３をコン
トロールする。
信号は前置増幅器４１を経て位相検波回路４２に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ５２によって制御されたＡ／Ｄ変換器
４３により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器４３か
ら得られたデータはコンピュータ５１に取り込まれる。
コンピュータ５１は、収集したデジタルデータから画像
を再構成する処理などを行なう。またこのコンピュータ
５１は、種々の撮像シーケンスを構成するパルスシーケ
ンスに応じて、上記の通り、シーケンスコントローラ５
２や波形発生回路５３に必要なデータをセットするとと
もに、ＲＦ発振回路３１を制御してその周波数を定め、
また前置増幅器４１や位相検波回路４２を制御してこれ
らのゲインなどを定め、さらにＡ／Ｄ変換器４３をコン
トロールする。
【００１３】このようなＭＲイメージング装置におい
て、コンピュータ５１及びシーケンスコントローラ５２
の制御の下にたとえば図１に示すようなパルスシーケン
スが繰り返される。この図１に示す例では、まず、１個
の９０°パルス（励起パルス）を印加すると同時にスラ
イス選択用傾斜磁場Ｇｓのパルスを加え、つぎに複数個
（ここでは３個）の１８０°パルス（リフォーカスパル
ス）をＧｓパルスとともに順次加えていく。
て、コンピュータ５１及びシーケンスコントローラ５２
の制御の下にたとえば図１に示すようなパルスシーケン
スが繰り返される。この図１に示す例では、まず、１個
の９０°パルス（励起パルス）を印加すると同時にスラ
イス選択用傾斜磁場Ｇｓのパルスを加え、つぎに複数個
（ここでは３個）の１８０°パルス（リフォーカスパル
ス）をＧｓパルスとともに順次加えていく。
【００１４】読み出し用のＧｒパルスは９０°パルスと
最初の１８０°パルスとの間に加えた後、１８０°パル
スの各々の後に加え、これにより位相を揃えてエコー信
号Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４を発生させるとともに、周波
数エンコードを行なう。これらのＧｒパルスは、エコー
信号Ｓ１〜Ｓ４の各々につき、それぞれ極性を２回、逆
方向に反転させて、リフェイズを行なうようにしてい
る。
最初の１８０°パルスとの間に加えた後、１８０°パル
スの各々の後に加え、これにより位相を揃えてエコー信
号Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４を発生させるとともに、周波
数エンコードを行なう。これらのＧｒパルスは、エコー
信号Ｓ１〜Ｓ４の各々につき、それぞれ極性を２回、逆
方向に反転させて、リフェイズを行なうようにしてい
る。
【００１５】まず、エコー信号Ｓ１の発生過程について
見てみると、９０°パルスと最初の１８０°パルスとの
間で、Ｇｒパルスが正の部分６１から負の部分６２、６
３へとスイッチングされるとともに、それからさらに正
の部分６５、６６へとスイッチングされる。正の部分６
１、６４の面積（磁場強度の時間積分）の合計と負の部
分６２、６３の面積の合計とが等しくなることによりリ
フェイズされてフィールドエコー信号Ｓ１が発生し、こ
の時点で信号強度は最大値をとる。Ｇｒパルスの各部分
６１〜６４の面積は等しくされており、しかも極性のス
イッチングが２回、相互に逆の方向に行なわれるため、
被検体の動いている部分についても十分なリフェイズが
行なわれ、血流等から大きな信号を得ることができる。
このフィールドエコー信号Ｓ１は、励起パルス（９０°
パルス）から短い時間で発生するため、いわゆるフロー
ボイドはなく、この点でも血流等からの信号は大きなも
のとなる。
見てみると、９０°パルスと最初の１８０°パルスとの
間で、Ｇｒパルスが正の部分６１から負の部分６２、６
３へとスイッチングされるとともに、それからさらに正
の部分６５、６６へとスイッチングされる。正の部分６
１、６４の面積（磁場強度の時間積分）の合計と負の部
分６２、６３の面積の合計とが等しくなることによりリ
フェイズされてフィールドエコー信号Ｓ１が発生し、こ
の時点で信号強度は最大値をとる。Ｇｒパルスの各部分
６１〜６４の面積は等しくされており、しかも極性のス
イッチングが２回、相互に逆の方向に行なわれるため、
被検体の動いている部分についても十分なリフェイズが
行なわれ、血流等から大きな信号を得ることができる。
このフィールドエコー信号Ｓ１は、励起パルス（９０°
パルス）から短い時間で発生するため、いわゆるフロー
ボイドはなく、この点でも血流等からの信号は大きなも
のとなる。
【００１６】このエコー信号Ｓ１がフィールドエコー信
号であるのと異なり、エコー信号Ｓ２〜Ｓ４はスピンエ
コー信号であるが、これらのスピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ
４の発生に合わせて、Ｇｒパルスを、その極性を２回、
相互に逆の方向にスイッチングさせながら、印加するこ
とにより、リフェイズしているため、血流等についても
有効なリフェイズが行なわれ、これらの動いている部分
から大きな信号が得られる。すなわち、信号Ｓ２につい
て説明すれば（信号Ｓ３、Ｓ４も同様である）、信号Ｓ
２の直前の１８０°パルスの前において印加されたＧｒ
パルスの、信号Ｓ１の後に部分６５と、同極性・同面積
の部分６６、６７と、反対極性の部分６８とを加える
と、部分６５は１８０°パルスによって極性反転される
ので、部分６６、６７が正であるとすれば部分６５は負
となり、２回の逆方向への極性スイッチングによってリ
フェイズがなされているからである。この信号Ｓ２〜Ｓ
４は、スピンエコー信号であるため、磁場の不均一性の
影響を受けないものとなる。
号であるのと異なり、エコー信号Ｓ２〜Ｓ４はスピンエ
コー信号であるが、これらのスピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ
４の発生に合わせて、Ｇｒパルスを、その極性を２回、
相互に逆の方向にスイッチングさせながら、印加するこ
とにより、リフェイズしているため、血流等についても
有効なリフェイズが行なわれ、これらの動いている部分
から大きな信号が得られる。すなわち、信号Ｓ２につい
て説明すれば（信号Ｓ３、Ｓ４も同様である）、信号Ｓ
２の直前の１８０°パルスの前において印加されたＧｒ
パルスの、信号Ｓ１の後に部分６５と、同極性・同面積
の部分６６、６７と、反対極性の部分６８とを加える
と、部分６５は１８０°パルスによって極性反転される
ので、部分６６、６７が正であるとすれば部分６５は負
となり、２回の逆方向への極性スイッチングによってリ
フェイズがなされているからである。この信号Ｓ２〜Ｓ
４は、スピンエコー信号であるため、磁場の不均一性の
影響を受けないものとなる。
【００１７】そして、これらエコー信号Ｓ１〜Ｓ４につ
いてそれぞれＧｐパルス８１、８３、８５、８７が印加
されて位相エンコードがなされる。Ｇｐパルス８１は絶
対値の小さい領域で変化させられ、Ｇｐパルス８３はＧ
ｐパルス８１よりは絶対値の大きな領域で変化させら
れ、Ｇｐパルス８５はさらに絶対値の大きな領域で変化
させられ、Ｇｐパルス８７は絶対値の最も大きな領域で
変化させられる。そのため、これら信号Ｓ１〜Ｓ４に
は、番号が大きくなるほど大きな位相エンコード量が与
えられる。信号Ｓ１から得たデータは、図３に示すよう
にＫスペース（生データ空間）の位相方向（Ｋｐ方向）
の中央部に配置されるものとなり、信号Ｓ２〜Ｓ４から
得たデータは、図３に示すようにＫスペースの位相方向
の端部側に順次配置されるものとなる。なお、Ｇｐパル
ス８２、８４、８６、８８は、Ｇｐパルス８１、８３、
８５、８７による位相エンコード量をいったん零に戻す
ためのリワインド用である。
いてそれぞれＧｐパルス８１、８３、８５、８７が印加
されて位相エンコードがなされる。Ｇｐパルス８１は絶
対値の小さい領域で変化させられ、Ｇｐパルス８３はＧ
ｐパルス８１よりは絶対値の大きな領域で変化させら
れ、Ｇｐパルス８５はさらに絶対値の大きな領域で変化
させられ、Ｇｐパルス８７は絶対値の最も大きな領域で
変化させられる。そのため、これら信号Ｓ１〜Ｓ４に
は、番号が大きくなるほど大きな位相エンコード量が与
えられる。信号Ｓ１から得たデータは、図３に示すよう
にＫスペース（生データ空間）の位相方向（Ｋｐ方向）
の中央部に配置されるものとなり、信号Ｓ２〜Ｓ４から
得たデータは、図３に示すようにＫスペースの位相方向
の端部側に順次配置されるものとなる。なお、Ｇｐパル
ス８２、８４、８６、８８は、Ｇｐパルス８１、８３、
８５、８７による位相エンコード量をいったん零に戻す
ためのリワインド用である。
【００１８】これらの図３で示す生データから画像が再
構成されるので、再構成画像のコントラストを決定する
Ｋスペースの中央部のデータが、血流等からの大きな信
号を含むフィールドエコー信号Ｓ１から得られ、再構成
画像のエッジを決定づけるＫスペースの端部のデータが
スピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ４から得られることになる。
そして、１つの励起パルス（９０°パルス）で多く（こ
の場合４個）の位相エンコードステップのデータを収集
することができるため、シーケンスの繰り返し回数を減
らし（この場合１／４に減少できる）、撮像時間を短縮
できる。
構成されるので、再構成画像のコントラストを決定する
Ｋスペースの中央部のデータが、血流等からの大きな信
号を含むフィールドエコー信号Ｓ１から得られ、再構成
画像のエッジを決定づけるＫスペースの端部のデータが
スピンエコー信号Ｓ２〜Ｓ４から得られることになる。
そして、１つの励起パルス（９０°パルス）で多く（こ
の場合４個）の位相エンコードステップのデータを収集
することができるため、シーケンスの繰り返し回数を減
らし（この場合１／４に減少できる）、撮像時間を短縮
できる。
【００１９】なお、上記ではＧｒパルスの極性スイッチ
ングを１つのエコー信号について２回行なっているが、
さらに回数を多くしたりして動きの速度成分のみならず
加速度成分等についてもリフェイズを行なうようにし、
動いている部分からの大きな信号を得るように構成する
こともできる。また、リフォーカスパルス（１８０°パ
ルス）の印加回数（スピンエコー信号の発生数）も３回
に限定されないなど、その他、具体的には種々の変更が
可能である。
ングを１つのエコー信号について２回行なっているが、
さらに回数を多くしたりして動きの速度成分のみならず
加速度成分等についてもリフェイズを行なうようにし、
動いている部分からの大きな信号を得るように構成する
こともできる。また、リフォーカスパルス（１８０°パ
ルス）の印加回数（スピンエコー信号の発生数）も３回
に限定されないなど、その他、具体的には種々の変更が
可能である。
【００２０】
【発明の効果】この発明のＭＲイメージング装置によれ
ば、フィールドエコー信号から得たデータを再構成画像
のコントラストを決定するデータとして用いているた
め、いわゆるフローボイドのない、血流等の鮮明な画像
を得ることができる。そして、フィールドエコー信号の
後、磁場の不均一性の影響のないスピンエコー信号を発
生させて、再構成画像のエッジを決定するデータを得て
いるので、１回の励起で数多くの位相エンコードステッ
プのデータを得、撮像時間を短縮することができる。
ば、フィールドエコー信号から得たデータを再構成画像
のコントラストを決定するデータとして用いているた
め、いわゆるフローボイドのない、血流等の鮮明な画像
を得ることができる。そして、フィールドエコー信号の
後、磁場の不均一性の影響のないスピンエコー信号を発
生させて、再構成画像のエッジを決定するデータを得て
いるので、１回の励起で数多くの位相エンコードステッ
プのデータを得、撮像時間を短縮することができる。
【図１】この発明の一実施例にかかるパルスシーケンス
を示すタイムチャート。
を示すタイムチャート。
【図２】同実施例にかかるＭＲイメージング装置のブロ
ック図。
ック図。
【図３】同実施例におけるＫスペースを示す図。
１１ マグネットアセンブリ １２ ＲＦコイル ２１ 磁場制御回路 ３１ ＲＦ発振回路 ３２ 振幅変調回路 ３３ ＲＦ電力増幅器 ４１ 前置増幅器 ４２ 位相検波回路 ４３ Ａ／Ｄ変換器 ５１ コンピュータ ５２ シーケンスコントローラ ５３ 波形発生回路 ６１〜７７ Ｇｒパルス ８１〜８８ Ｇｐパルス
Claims (1)
- 【請求項１】 励起パルスおよびリフォーカスパルスを
発生するＲＦ印加手段と、スライス選択用傾斜磁場パル
スを印加する手段と、位相エンコード用傾斜磁場パルス
を印加する手段と、読み出し用傾斜磁場パルスを印加す
る手段と、エコー信号を受信し、位相検波した後サンプ
リングしてＡ／Ｄ変換してデータを得る手段と、上記Ｒ
Ｆ印加手段を制御して１個の励起パルスを印加した後複
数個のリフォーカスパルスを順次印加し、かつ上記読み
出し用傾斜磁場パルス印加手段を制御して、励起パルス
と最初のリフォーカスパルスとの間および複数個のリフ
ォーカスパルスの間において、極性が正・負および負・
正の両方向に順次スイッチングされる読み出し用傾斜磁
場パルスを印加して１個のフィールドエコー信号と複数
個のスピンエコー信号とを順次発生させるとともに、上
記の位相エンコード用傾斜磁場パルス印加手段を制御し
て、上記のフィールドエコー信号から得たデータがＫス
ペースの中央部に配置されかつ上記の複数個のスピンエ
コー信号から得たデータがＫスペースの端部に配置され
るものとなるような位相エンコード量の位相エンコード
用傾斜磁場パルスが上記フィールドエコー信号および複
数個のスピンエコー信号の各々に加えられるようにす
る、制御手段とを有することを特徴とするＭＲイメージ
ング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7100643A JPH08266503A (ja) | 1995-03-31 | 1995-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7100643A JPH08266503A (ja) | 1995-03-31 | 1995-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08266503A true JPH08266503A (ja) | 1996-10-15 |
Family
ID=14279514
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7100643A Pending JPH08266503A (ja) | 1995-03-31 | 1995-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08266503A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013147542A1 (ko) * | 2012-03-29 | 2013-10-03 | 고려대학교 산학협력단 | 자기공명영상 장치 및 이를 이용하여 영상을 생성하는 방법. |
| JP2017144351A (ja) * | 2017-06-06 | 2017-08-24 | 東芝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 |
| CN108567422A (zh) * | 2018-03-02 | 2018-09-25 | 上海东软医疗科技有限公司 | 一种血管成像方法和装置 |
-
1995
- 1995-03-31 JP JP7100643A patent/JPH08266503A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013147542A1 (ko) * | 2012-03-29 | 2013-10-03 | 고려대학교 산학협력단 | 자기공명영상 장치 및 이를 이용하여 영상을 생성하는 방법. |
| US9772390B2 (en) | 2012-03-29 | 2017-09-26 | Korea University Research And Business Foundation | Magnetic resonance imaging device and method for generating image using same |
| JP2017144351A (ja) * | 2017-06-06 | 2017-08-24 | 東芝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 |
| CN108567422A (zh) * | 2018-03-02 | 2018-09-25 | 上海东软医疗科技有限公司 | 一种血管成像方法和装置 |
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