JPH0856930A - 磁気共鳴画像形成装置 - Google Patents
磁気共鳴画像形成装置Info
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- JPH0856930A JPH0856930A JP7195362A JP19536295A JPH0856930A JP H0856930 A JPH0856930 A JP H0856930A JP 7195362 A JP7195362 A JP 7195362A JP 19536295 A JP19536295 A JP 19536295A JP H0856930 A JPH0856930 A JP H0856930A
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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
- G01R33/50—NMR imaging systems based on the determination of relaxation times, e.g. T1 measurement by IR sequences; T2 measurement by multiple-echo sequences
-
- 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
- G01R33/561—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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- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 プロトン強調画像と同じパルス系列の間形成
されるＴ2強調画像の質を改善すること。 【構成】 勾配読み出し時間は、両プロトン濃度強調画
像データ及びＴ2強調画像データが取り込みされる単一
パルス系列の過程中変化される。勾配スピンエコーパル
ス系列での各ＲＦリフォーカシングパルス後の勾配リフ
ォーカシングの数は、パルス系列の過程中変化される。
されるＴ2強調画像の質を改善すること。 【構成】 勾配読み出し時間は、両プロトン濃度強調画
像データ及びＴ2強調画像データが取り込みされる単一
パルス系列の過程中変化される。勾配スピンエコーパル
ス系列での各ＲＦリフォーカシングパルス後の勾配リフ
ォーカシングの数は、パルス系列の過程中変化される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴画像形成
装置、特に、磁気共鳴画像形成で使用されるパルス系列
を設定する装置に関する。その最も直接的な意味では、
本発明は、プロトン濃度強調画像及びＴ2強調画像装置
に関する。
装置、特に、磁気共鳴画像形成で使用されるパルス系列
を設定する装置に関する。その最も直接的な意味では、
本発明は、プロトン濃度強調画像及びＴ2強調画像装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術】スピンエコー及び勾配スピンエコー系列
では、各リフォーカシングパルスに続く複数及び単数の
エコー信号の振幅は、スピンスピン（Ｔ2）緩和の結果
として時間と共に累加的に減衰する。その結果、各（勾
配）スピンエコー信号の信号対雑音比は、累加的に劣化
する。
では、各リフォーカシングパルスに続く複数及び単数の
エコー信号の振幅は、スピンスピン（Ｔ2）緩和の結果
として時間と共に累加的に減衰する。その結果、各（勾
配）スピンエコー信号の信号対雑音比は、累加的に劣化
する。
【０００３】この現象は、臨床業務で一般的なように、
単一パルス系列がプロトン濃度強調画像及びＴ2強調画
像再構成用のデータを取り込むのに使用される場合、不
都合な結果となる。プロトン濃度強調画像データは、第
１の１８０°ＲＦリフォーカシングパルスの後開始する
系列の始めに取り込まれる。この取り込みの間、エコー
信号の振幅は最大であり、従って、信号対雑音比は高
い。他方、Ｔ2強調画像データは、エコー信号の振幅が
比較的低い場合に、後で得られる。従って、Ｔ2強調画
像データの信号対雑音比は、プロトン濃度強調画像デー
タの信号対雑音比よりも小さい。その結果、Ｔ2強調画
像は、プロトン濃度強調画像よりもノイズがある。従っ
て、プロトン強調画像と同じパルス系列の間形成される
Ｔ2強調画像の質を改善するのに不利となる。
単一パルス系列がプロトン濃度強調画像及びＴ2強調画
像再構成用のデータを取り込むのに使用される場合、不
都合な結果となる。プロトン濃度強調画像データは、第
１の１８０°ＲＦリフォーカシングパルスの後開始する
系列の始めに取り込まれる。この取り込みの間、エコー
信号の振幅は最大であり、従って、信号対雑音比は高
い。他方、Ｔ2強調画像データは、エコー信号の振幅が
比較的低い場合に、後で得られる。従って、Ｔ2強調画
像データの信号対雑音比は、プロトン濃度強調画像デー
タの信号対雑音比よりも小さい。その結果、Ｔ2強調画
像は、プロトン濃度強調画像よりもノイズがある。従っ
て、プロトン強調画像と同じパルス系列の間形成される
Ｔ2強調画像の質を改善するのに不利となる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、プロトン強
調画像と同じパルス系列の間形成されるＴ2強調画像の
質を改善することを課題とする。
調画像と同じパルス系列の間形成されるＴ2強調画像の
質を改善することを課題とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】この課題は、本発明によ
ると、勾配読取り時間を、プロトン強調画像データ及び
Ｔ2強調画像データの両者が取り込まれる単一パルス系
列の間変えることにより解決される。
ると、勾配読取り時間を、プロトン強調画像データ及び
Ｔ2強調画像データの両者が取り込まれる単一パルス系
列の間変えることにより解決される。
【０００６】
【実施例】以下の説明は、通常の磁気共鳴画像形成装置
（その様な装置は、当業者にとって公知である）につい
て説明するものではなく、更に、以下の説明は、読み出
し勾配がパルス系列の間変えられる様式について説明す
るものでもない。読み出し勾配をそのようにして変える
ための種々の方法を行なう装置に就いてであり、これら
の装置は、本出願特有のものである。以下の説明は、通
常のＭＲＩ装置で使用され、誘起された磁気共鳴エコー
信号が読み出される時間にフォーカシングされるパルス
系列と一般的に同様であると思われる。スピンエコー系
列が使用される場合、誘起される信号は、スピンエコー
信号であり、その場合、勾配スピンエコー系列が使用さ
れ、誘起される信号は、中間の信号がスピンエコー信号
であって、他の信号が他の形式であるようにグループ分
けされる。本発明によると、スピンエコーパルス系列、
勾配スピンエコーパルス系列及び両タイプの特性を有す
る系列さえも使用することができるので、ここでの説明
では、不必要な混乱を避けるために、所定の場所では一
般的に「エコー」信号について言及される。
（その様な装置は、当業者にとって公知である）につい
て説明するものではなく、更に、以下の説明は、読み出
し勾配がパルス系列の間変えられる様式について説明す
るものでもない。読み出し勾配をそのようにして変える
ための種々の方法を行なう装置に就いてであり、これら
の装置は、本出願特有のものである。以下の説明は、通
常のＭＲＩ装置で使用され、誘起された磁気共鳴エコー
信号が読み出される時間にフォーカシングされるパルス
系列と一般的に同様であると思われる。スピンエコー系
列が使用される場合、誘起される信号は、スピンエコー
信号であり、その場合、勾配スピンエコー系列が使用さ
れ、誘起される信号は、中間の信号がスピンエコー信号
であって、他の信号が他の形式であるようにグループ分
けされる。本発明によると、スピンエコーパルス系列、
勾配スピンエコーパルス系列及び両タイプの特性を有す
る系列さえも使用することができるので、ここでの説明
では、不必要な混乱を避けるために、所定の場所では一
般的に「エコー」信号について言及される。
【０００７】図１には、初めの９０°ＲＦパルスに続く
複数の１８０°ＲＦパルス（つまり、ＲＦリフォーカシ
ングパルスとして公知である）が略示されている。誘起
されたＭＲエコー信号が、ＲＦリフォーカシングパルス
の後読み出される場合、誘起されるＭＲ信号の振幅は、
漸進的に減少する。このことは、また、図１に示されて
いる。
複数の１８０°ＲＦパルス（つまり、ＲＦリフォーカシ
ングパルスとして公知である）が略示されている。誘起
されたＭＲエコー信号が、ＲＦリフォーカシングパルス
の後読み出される場合、誘起されるＭＲ信号の振幅は、
漸進的に減少する。このことは、また、図１に示されて
いる。
【０００８】（通常のスピンエコー画像形成及び２重コ
ントラストスピンエコー系列画像形成のように）単一パ
ルス系列が、プロトン濃度強調画像及びＴ2強調画像の
ためのデータを取り込むために使用される場合、プロト
ン濃度強調画像用のデータが最初に得られ、Ｔ2強調画
像用のデータが次に得られる。図１に示されているよう
に、プロトン濃度強調画像データは、第１のＲＦリフォ
ーカシングパルスと第２のＲＦリフォーカシングパルス
との間の時間間隔１０の間に得られるが、これは必要な
い。即ち、プロトン濃度強調画像用のデータ取り込み
は、例えば、第２及び第３のＲＦリフォーカシングパル
スの間続く。
ントラストスピンエコー系列画像形成のように）単一パ
ルス系列が、プロトン濃度強調画像及びＴ2強調画像の
ためのデータを取り込むために使用される場合、プロト
ン濃度強調画像用のデータが最初に得られ、Ｔ2強調画
像用のデータが次に得られる。図１に示されているよう
に、プロトン濃度強調画像データは、第１のＲＦリフォ
ーカシングパルスと第２のＲＦリフォーカシングパルス
との間の時間間隔１０の間に得られるが、これは必要な
い。即ち、プロトン濃度強調画像用のデータ取り込み
は、例えば、第２及び第３のＲＦリフォーカシングパル
スの間続く。
【０００９】所定時間後、Ｔ2強調画像用のデータ取り
込みが行われる。図示のように、時間間隔２０の間の、
このデータの取り込みは、第２のＲＦリフォーカシング
パルスの後開始するが、これは必要ない。即ち、Ｔ2強
調画像データの取り込みが終わった後、そのようなデー
タ取り込みが開始することが必要であるにすぎない。Ｔ
2強調画像データの取り込みは、パルス系列の終了時ま
で続き、それから、パルス系列が繰り返して、次の走査
線のデータが読み出される。
込みが行われる。図示のように、時間間隔２０の間の、
このデータの取り込みは、第２のＲＦリフォーカシング
パルスの後開始するが、これは必要ない。即ち、Ｔ2強
調画像データの取り込みが終わった後、そのようなデー
タ取り込みが開始することが必要であるにすぎない。Ｔ
2強調画像データの取り込みは、パルス系列の終了時ま
で続き、それから、パルス系列が繰り返して、次の走査
線のデータが読み出される。
【００１０】図１から分かるように、エコー信号の振幅
は、パルス系列の開始時に最高であり、系列の持続につ
れて漸進的に減衰する。従って、この信号の信号対雑音
比は、系列の開始時に最大であり、後には、比較的低
い。従って、通常の技術を使用すると、Ｔ2強調画像
は、プロトン濃度強調画像よりも質が悪い。
は、パルス系列の開始時に最高であり、系列の持続につ
れて漸進的に減衰する。従って、この信号の信号対雑音
比は、系列の開始時に最大であり、後には、比較的低
い。従って、通常の技術を使用すると、Ｔ2強調画像
は、プロトン濃度強調画像よりも質が悪い。
【００１１】通常のＭＲパルス系列では、エコー信号が
特定の読み出し勾配（いわゆる「勾配読み出し時間」）
で読み出される時間間隔の長さは、一定に保持される。
更に、同数のエコー信号は、各ＲＦリフォーカシングパ
ルスの後、読み出され、即ち、勾配リフォーカシングの
数は、パルス系列の間一定に保持され続ける。本発明に
よると、読み出し間隔の期間及び／又は数は、パルス系
列の間変えられる。有利な実施例によると、勾配読み出
し時間は、Ｔ2強調画像用のデータ取り込みの間増大さ
れる。これにより、帯域が狭くなり、従って、その結果
得られるＴ2強調画像の信号対雑音比は増大する。
特定の読み出し勾配（いわゆる「勾配読み出し時間」）
で読み出される時間間隔の長さは、一定に保持される。
更に、同数のエコー信号は、各ＲＦリフォーカシングパ
ルスの後、読み出され、即ち、勾配リフォーカシングの
数は、パルス系列の間一定に保持され続ける。本発明に
よると、読み出し間隔の期間及び／又は数は、パルス系
列の間変えられる。有利な実施例によると、勾配読み出
し時間は、Ｔ2強調画像用のデータ取り込みの間増大さ
れる。これにより、帯域が狭くなり、従って、その結果
得られるＴ2強調画像の信号対雑音比は増大する。
【００１２】本発明の他の観点によると、勾配スピンエ
コー系列での各ＲＦリフォーカシングパルスに続く幾つ
かの勾配リフォーカシングは、この系列の間変化する。
コー系列での各ＲＦリフォーカシングパルスに続く幾つ
かの勾配リフォーカシングは、この系列の間変化する。
【００１３】本発明の有利な実施例によるパルス系列
は、図２に示されており、使用される実際の読み出し勾
配が示されているが、本発明の部分ではない。
は、図２に示されており、使用される実際の読み出し勾
配が示されているが、本発明の部分ではない。
【００１４】図２では、プロトン濃度強調画像データ
が、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間で取り込まれる。この実施例で
は、エコー信号は、極性が変わる３つの読み出し勾配を
使用して３回読み出される（即ち、３勾配リフォーカシ
ング）。その後、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第
３ＲＦリフォーカシングパルスとの間、及び系列の終り
に至るまで、Ｔ2強調画像データが取り込まれる。この
期間中、一つのスピンエコー信号だけが、連続するＲＦ
リフォーカシングパルスの間に読み出され、スピンエコ
ー信号が読み出される勾配読み出し時間は、第１ＲＦリ
フォーカシングパルスと第２ＲＦリフォーカシングパル
スとの間の３つの読み出し勾配の間の全勾配読み出し時
間の２/3に等しい。第２ＲＦリフォーカシングパルス及
び後続のＲＦリフォーカシングパルス後の勾配読み出し
時間は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリ
フォーカシングパルスとの間の３つの勾配の夫々の間の
勾配読み出し時間よりも大きい。
が、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間で取り込まれる。この実施例で
は、エコー信号は、極性が変わる３つの読み出し勾配を
使用して３回読み出される（即ち、３勾配リフォーカシ
ング）。その後、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第
３ＲＦリフォーカシングパルスとの間、及び系列の終り
に至るまで、Ｔ2強調画像データが取り込まれる。この
期間中、一つのスピンエコー信号だけが、連続するＲＦ
リフォーカシングパルスの間に読み出され、スピンエコ
ー信号が読み出される勾配読み出し時間は、第１ＲＦリ
フォーカシングパルスと第２ＲＦリフォーカシングパル
スとの間の３つの読み出し勾配の間の全勾配読み出し時
間の２/3に等しい。第２ＲＦリフォーカシングパルス及
び後続のＲＦリフォーカシングパルス後の勾配読み出し
時間は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリ
フォーカシングパルスとの間の３つの勾配の夫々の間の
勾配読み出し時間よりも大きい。
【００１５】図３には、５つの勾配リフォーカシングが
ある勾配スピンエコーパルス系列が示されており、即
ち、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間の５つのエコーの読み出し（こ
れは、プロトン濃度強調画像データが取り込まれる時点
である）及びＲＦリフォーカシングパルスの他の対の全
ての間の３つの勾配リフォーカシングである。各対のＲ
Ｆリフォーカシングパルス間の全勾配読み出し時間は、
同じであるが、プロトン強調画像データの取り込みの間
の勾配読み出し時間は、Ｔ2強調画像データの取り込み
の間の時間よりも短い。
ある勾配スピンエコーパルス系列が示されており、即
ち、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間の５つのエコーの読み出し（こ
れは、プロトン濃度強調画像データが取り込まれる時点
である）及びＲＦリフォーカシングパルスの他の対の全
ての間の３つの勾配リフォーカシングである。各対のＲ
Ｆリフォーカシングパルス間の全勾配読み出し時間は、
同じであるが、プロトン強調画像データの取り込みの間
の勾配読み出し時間は、Ｔ2強調画像データの取り込み
の間の時間よりも短い。
【００１６】図４では、プロトン濃度強調画像データ
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間のみならず、第２ＲＦリフォー
カシングパルスと第３ＲＦリフォーカシングパルスとの
間でも読み出される。この時間の間、３つのエコーが各
対のＲＦリフォーカシングパルスの間の異なった読み出
し勾配で読み出され、即ち、各対のＲＦリフォーカシン
グパルスの間に３つの勾配リフォーカシングがある。そ
の後、スピンエコーは、各対のＲＦリフォーカシングの
間で系列の終りまで読み出され、即ち、この後者のデー
タは、Ｔ2強調画像用に使用される。この実施例では、
夫々２つの連続するＲＦリフォーカシングパルスの間の
全勾配読み出し時間は、一定であるが、スピンエコー信
号の各読み出しの間の勾配読み出し時間は、プロトン濃
度強調画像データの取り込みの間の勾配読み出し時間の
３倍の長さである。
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間のみならず、第２ＲＦリフォー
カシングパルスと第３ＲＦリフォーカシングパルスとの
間でも読み出される。この時間の間、３つのエコーが各
対のＲＦリフォーカシングパルスの間の異なった読み出
し勾配で読み出され、即ち、各対のＲＦリフォーカシン
グパルスの間に３つの勾配リフォーカシングがある。そ
の後、スピンエコーは、各対のＲＦリフォーカシングの
間で系列の終りまで読み出され、即ち、この後者のデー
タは、Ｔ2強調画像用に使用される。この実施例では、
夫々２つの連続するＲＦリフォーカシングパルスの間の
全勾配読み出し時間は、一定であるが、スピンエコー信
号の各読み出しの間の勾配読み出し時間は、プロトン濃
度強調画像データの取り込みの間の勾配読み出し時間の
３倍の長さである。
【００１７】図５では、プロトン濃度強調画像データ
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間で取り込まれ、Ｔ2強調画像デ
ータは、第２のＲＦリフォーカシングパルスの後に取り
込まれる。第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦ
リフォーカシングパルスとの間に６つの勾配リフォーカ
シングがあり、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第３
ＲＦリフォーカシングパルスとの間に９つの勾配リフォ
ーカシングがあり、第１ＲＦリフォーカシングパルスと
第２ＲＦリフォーカシングパルスとの間の勾配読み出し
時間は、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第３ＲＦリ
フォーカシングパルスとの間の勾配時間よりも短い。こ
の実施例では、３つのＲＦリフォーカシングパルスは、
相互に一様間隔で離れているのではない。
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦリフォ
ーカシングパルスとの間で取り込まれ、Ｔ2強調画像デ
ータは、第２のＲＦリフォーカシングパルスの後に取り
込まれる。第１ＲＦリフォーカシングパルスと第２ＲＦ
リフォーカシングパルスとの間に６つの勾配リフォーカ
シングがあり、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第３
ＲＦリフォーカシングパルスとの間に９つの勾配リフォ
ーカシングがあり、第１ＲＦリフォーカシングパルスと
第２ＲＦリフォーカシングパルスとの間の勾配読み出し
時間は、第２ＲＦリフォーカシングパルスと第３ＲＦリ
フォーカシングパルスとの間の勾配時間よりも短い。こ
の実施例では、３つのＲＦリフォーカシングパルスは、
相互に一様間隔で離れているのではない。
【００１８】図６では、初期９０°パルスと第１ＲＦリ
フォーカシングパルスとの間に複数の勾配リフォーカシ
ングがある。図示のように、勾配読み出し時間は、第１
ＲＦリフォーカシングパルスの後比較的長い。図６で
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスの後３つの勾配リ
フォーカシングがあり、後続のＲＦリフォーカシングパ
ルスの後５つの勾配リフォーカシングがある。位相エン
コーディング勾配の大きさは、第２のＲＦリフォーカシ
ングパルスの後では、第１のＲＦリフォーカシングパル
スの後よりも一層大きく変わる。
フォーカシングパルスとの間に複数の勾配リフォーカシ
ングがある。図示のように、勾配読み出し時間は、第１
ＲＦリフォーカシングパルスの後比較的長い。図６で
は、第１ＲＦリフォーカシングパルスの後３つの勾配リ
フォーカシングがあり、後続のＲＦリフォーカシングパ
ルスの後５つの勾配リフォーカシングがある。位相エン
コーディング勾配の大きさは、第２のＲＦリフォーカシ
ングパルスの後では、第１のＲＦリフォーカシングパル
スの後よりも一層大きく変わる。
【００１９】上述のパルス系列は、所望の分解能を得る
ために必要なものよりも多くの回数繰り返される。
ために必要なものよりも多くの回数繰り返される。
【００２０】そのような繰り返しは、当業者には公知で
ある。
ある。
【００２１】上述の系列は、以下の表Ｉに示すように分
類される。
類される。
【００２２】 表Ｉ ＰＤＷ画像取り込み Ｔ2Ｗ画像取り込み 図 Ｎ rf Ｎ gr Ｎ rf Ｎ gr ２ １ ≧２ ≧２ １ ３ １ ≧２ ≧２ ≧２ ４ ≧２ ≧２ ≧１ １ ５ ０ ≧２ ≧１ ≧２ ６ １ ≧２ １ ≧２Ｎ gr ＝ 連続ＲＦリフォーカシングパルスの間の群での
勾配リフォーカシングの数Ｎ rf ＝ 図示のデータ形式用のデータ取り込みの間に使
用される１８０°ＲＦリフォーカシングパルスの数 本発明の装置を示す図７を用いて、核スピン断層撮影の
各基本要素が示されている。コイル１〜４により、基底
磁場Ｂ０が発生されて、患者の被検体５の医療診断の際
に使用される。更に、各勾配コイルが配設されていて、
これら各勾配コイルを用いて、直交座標系６の方向ｘ，
ｙ，ｚの相互に直交していて独立した各磁場成分が発生
される。図７には、分かり易くするために、勾配コイル
７及び８しか示していない。これら勾配コイル７及び８
は、夫々対向配置された、一対の、同形式の各勾配コイ
ルと共に、ｘ勾配の発生のために使用される。図示して
いない、同形式の各ｙ勾配コイルは、被検体５に対して
平行に、かつ、当該被検体５の上側並びに下側に配置さ
れており、その長手方向軸線に対して横断方向のｚ勾配
磁場の方向に頭部端と脚部端が配置されている。
勾配リフォーカシングの数Ｎ rf ＝ 図示のデータ形式用のデータ取り込みの間に使
用される１８０°ＲＦリフォーカシングパルスの数 本発明の装置を示す図７を用いて、核スピン断層撮影の
各基本要素が示されている。コイル１〜４により、基底
磁場Ｂ０が発生されて、患者の被検体５の医療診断の際
に使用される。更に、各勾配コイルが配設されていて、
これら各勾配コイルを用いて、直交座標系６の方向ｘ，
ｙ，ｚの相互に直交していて独立した各磁場成分が発生
される。図７には、分かり易くするために、勾配コイル
７及び８しか示していない。これら勾配コイル７及び８
は、夫々対向配置された、一対の、同形式の各勾配コイ
ルと共に、ｘ勾配の発生のために使用される。図示して
いない、同形式の各ｙ勾配コイルは、被検体５に対して
平行に、かつ、当該被検体５の上側並びに下側に配置さ
れており、その長手方向軸線に対して横断方向のｚ勾配
磁場の方向に頭部端と脚部端が配置されている。
【００２３】装置は、更に、各核共鳴信号の発生及び取
り込みのために必要な高周波アンテナ９を有している。
一点鎖線１０により囲まれたコイル１，２，３，４，
７，８及び９は、固有の検査装置を示す。
り込みのために必要な高周波アンテナ９を有している。
一点鎖線１０により囲まれたコイル１，２，３，４，
７，８及び９は、固有の検査装置を示す。
【００２４】この装置は、電気装置（コイル１〜４の作
動用電源１１並びに勾配コイル７及び８並びに別の勾配
コイルが接続されている勾配電流給電部１２を有してい
る）により作動される。高周波装置１６は、スイッチ１
９の位置に応じて信号増幅器１４を介して信号を高周波
アンテナ９に供給し、又は、信号増幅器１５を介して、
高周波アンテナ９により受信された信号を受信する。
動用電源１１並びに勾配コイル７及び８並びに別の勾配
コイルが接続されている勾配電流給電部１２を有してい
る）により作動される。高周波装置１６は、スイッチ１
９の位置に応じて信号増幅器１４を介して信号を高周波
アンテナ９に供給し、又は、信号増幅器１５を介して、
高周波アンテナ９により受信された信号を受信する。
【００２５】受信された高周波信号は、評価装置１８に
より評価され、画像信号に変換されて、モニタ１９上に
画像形成される。
より評価され、画像信号に変換されて、モニタ１９上に
画像形成される。
【００２６】高周波装置１６、勾配電流給電部１２及び
評価装置１８は、処理コンピュータ１７により制御され
る。
評価装置１８は、処理コンピュータ１７により制御され
る。
【００２７】高周波装置１６及び各勾配コイルの制御の
ために、一連のパルス系列が公知である。その際、２次
元乃至３次元フーリエ変換に基づいて画像形成を行なう
方法が実行される。
ために、一連のパルス系列が公知である。その際、２次
元乃至３次元フーリエ変換に基づいて画像形成を行なう
方法が実行される。
【００２８】有利な実施例が上述されているにも関わら
ず、本発明の範囲は、請求の範囲に限定されている。
ず、本発明の範囲は、請求の範囲に限定されている。
【００２９】有利な実施例によると、Ｔ2強調画像デー
タの取り込みに使用される勾配読み出し時間は、プロト
ン濃度強調画像データを取り込むのに使用される勾配読
み出し時間よりも長い。これは、各位相エンコーディン
グ勾配での勾配読み出し時間を増大することによって、
かつ、比較的大部分のＴ2強調信号を取り込むこと、及
びそれらを平均化することによって達成される。
タの取り込みに使用される勾配読み出し時間は、プロト
ン濃度強調画像データを取り込むのに使用される勾配読
み出し時間よりも長い。これは、各位相エンコーディン
グ勾配での勾配読み出し時間を増大することによって、
かつ、比較的大部分のＴ2強調信号を取り込むこと、及
びそれらを平均化することによって達成される。
【００３０】Ｔ2強調画像データの取り込みの間、比較
的長い勾配読取り時間を使用することによって、このデ
ータの帯域幅は狭くされ、データの信号対雑音比は、そ
れに相応して改善される。このデータの信号対雑音比に
より、エコー信号の信号対雑音比が実質的に一層小さく
なるように補償され、Ｔ2強調画像の信号対雑音比が、
プロトン濃度強調画像の信号対雑音比に比肩し得るよう
にされる。
的長い勾配読取り時間を使用することによって、このデ
ータの帯域幅は狭くされ、データの信号対雑音比は、そ
れに相応して改善される。このデータの信号対雑音比に
より、エコー信号の信号対雑音比が実質的に一層小さく
なるように補償され、Ｔ2強調画像の信号対雑音比が、
プロトン濃度強調画像の信号対雑音比に比肩し得るよう
にされる。
【００３１】本発明の他の観点によると、勾配スピンエ
コーパルス系列での各ＲＦリフォーカシングパルス後
の、幾つかの勾配リフォーカシングは、パルス系列の間
に変えられる。これにより、所用プロトン濃度強調画像
データ及びＴ2強調画像データを、通常のスピンエコー
画像形成よりも一層高速に取り込むことができるように
なる。
コーパルス系列での各ＲＦリフォーカシングパルス後
の、幾つかの勾配リフォーカシングは、パルス系列の間
に変えられる。これにより、所用プロトン濃度強調画像
データ及びＴ2強調画像データを、通常のスピンエコー
画像形成よりも一層高速に取り込むことができるように
なる。
【００３２】有利な実施例では、勾配読み出し時間は、
特定の位相エンコーディング勾配での勾配読み出しの間
切り換えることによってのみならず、適当なＲＦリフォ
ーカシングパルス後読み出される幾つかのエコー信号を
切り換えることによって、即ち、幾つかの勾配リフォー
カシングを切り換えることによって変えることができ
る。また、混合形式のパルス系列を使用することもで
き、例えば、プロトン濃度強調画像データが、多重勾配
リフォーカシングを使用して得られ、Ｔ2強調画像デー
タが、一つのＲＦリフォーカシングパルスと次のＲＦリ
フォーカシングパルスとの間一定のままである読み出し
勾配で取り込まれる。
特定の位相エンコーディング勾配での勾配読み出しの間
切り換えることによってのみならず、適当なＲＦリフォ
ーカシングパルス後読み出される幾つかのエコー信号を
切り換えることによって、即ち、幾つかの勾配リフォー
カシングを切り換えることによって変えることができ
る。また、混合形式のパルス系列を使用することもで
き、例えば、プロトン濃度強調画像データが、多重勾配
リフォーカシングを使用して得られ、Ｔ2強調画像デー
タが、一つのＲＦリフォーカシングパルスと次のＲＦリ
フォーカシングパルスとの間一定のままである読み出し
勾配で取り込まれる。
【００３３】
【発明の効果】本発明により、プロトン強調画像と同じ
パルス系列内で形成されるＴ2強調画像の質を改善する
ことができる。
パルス系列内で形成されるＴ2強調画像の質を改善する
ことができる。
【図１】エコー信号の振幅が、スピンスピン緩和の結
果、連続ＲＦリフォーカシングパルスの後漸進的に減少
する様子を示し、また、Ｔ2強調画像データ及びプロト
ン濃度強調画像データから通常の技術を使用して取り出
されるエコー信号の部分を示す。
果、連続ＲＦリフォーカシングパルスの後漸進的に減少
する様子を示し、また、Ｔ2強調画像データ及びプロト
ン濃度強調画像データから通常の技術を使用して取り出
されるエコー信号の部分を示す。
【図２】本発明の有利な実施例によるパルス系列を示
す。
す。
【図３】本発明の有利な実施例によるパルス系列を示
す。
す。
【図４】本発明の有利な実施例によるパルス系列を示
す。
す。
【図５】本発明の有利な実施例によるパルス系列を示
す。
す。
【図６】本発明の有利な実施例によるパルス系列を示
す。
す。
【図７】本発明の画像形成装置を示す。
１０ ＰＤＷ画像取り込み、 ２０ Ｔ2Ｗ画像取り込
み
み
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 デイヴィット エー フェインバーグ アメリカ合衆国 ニューヨーク ニューヨ ーク イースト サーティス ストリート 333 (72)発明者 ベルトールト キーファー ドイツ連邦共和国 エアランゲン ペヒマ ンシュトラーセ 30
Claims (8)
- 【請求項１】 同一勾配スピンエコーパルス系列の間中
でプロトン濃度強調画像及びＴ2強調画像を取り込んで
磁気共鳴画像形成を行なう装置において、プロトン濃度
強調画像に使用するためのデータ取り込みの際、一連の
各エコー間に第１の全勾配読み出し時間を設定する手段
とＴ2強調画像に使用するためのデータ取り込みの際、
一連の多重勾配の夫々の間に第２及び異なった全勾配読
み出し時間を設定する手段とを有することを特徴とする
装置。 - 【請求項２】 プロトン濃度強調画像に使用するための
データ取り込みの際の、順次連続する各リフォーカシン
グパルス間の全勾配読み出し時間は、Ｔ2強調画像に使
用するためのデータ取り込みの際の、連続的な各リフォ
ーカシングパルス間の全勾配読み出し時間に等しい請求
項１記載の装置。 - 【請求項３】 プロトン濃度強調画像に使用するための
データ取り込みの際の、連続的な各リフォーカシングパ
ルス間の全勾配読み出し時間は、Ｔ2強調画像に使用す
るためのデータ取り込みの際の、連続的な各リフォーカ
シングパルス間の全勾配読み出し時間に等しくない請求
項１記載の装置。 - 【請求項４】 連続的な各リフォーカシングパルス間の
読み出し勾配の数は、パルス系列中、一定である請求項
１記載の装置。 - 【請求項５】 連続的な各リフォーカシングパルス間の
読み出し勾配の数は、パルス系列中、可変である請求項
１記載の装置。 - 【請求項６】 エコーは、極性が交互に替わる読み出し
勾配によって生じる請求項１記載の装置。 - 【請求項７】 磁気共鳴画像形成を行う装置において、
各リフォーカシングパルスに続く各勾配リフォーカシン
グの数が、パルス系列中、可変であるような、勾配スピ
ンエコーパルス系列を設定する手段を有することを特徴
とする装置。 - 【請求項８】 同一パルス系列の間、プロトン濃度強調
画像及びＴ2強調画像を取り込んで、画像形成を行なう
装置において、プロトン濃度強調画像に使用するための
データ取り込みの際、第１の全勾配読み出し時間を設定
する手段とＴ2強調画像に使用するためのデータ取り込
みの際、第２及び異なった全勾配読み出し時間を設定す
る手段とを有しており、その際、パルス系列を、下記の
表に挙げた分類の一つに選択する手段を有しており、即
ち、 ＰＤＷ画像取り込み Ｔ2Ｗ画像取り込み 分類 Ｎ rf Ｎ gr Ｎ rf Ｎ gr １ １ ≧２ ≧２ １ ２ １ ≧２ ≧２ ≧２ ３ ≧２ ≧２ ≧１ １ ４ ０ ≧２ ≧１ ≧２ ５ １ ≧２ １ ≧２Ｎ gr ＝ 連続ＲＦリフォーカシングパルス間のグループ
内の勾配リフォーカシングの数Ｎ rf ＝ 上記各データ形式でのデータ取り込みの際使用
される１８０°ＲＦリフォーカシングパルスの数 であることを特徴とする装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/282344 | 1994-07-29 | ||
| US08/282,344 US5561369A (en) | 1994-07-29 | 1994-07-29 | Variation of number and duration of gradient read times during a single pulse sequence for proton density and T2 -weighted images |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0856930A true JPH0856930A (ja) | 1996-03-05 |
Family
ID=23081085
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7195362A Withdrawn JPH0856930A (ja) | 1994-07-29 | 1995-07-31 | 磁気共鳴画像形成装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5561369A (ja) |
| JP (1) | JPH0856930A (ja) |
| DE (1) | DE19527522C2 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19616387C2 (de) * | 1996-04-24 | 2002-09-19 | Siemens Ag | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät |
| AU5402999A (en) * | 1998-08-14 | 2000-03-06 | Katholieke Universiteit Leuven | Mri image-forming |
| US6255820B1 (en) | 1999-03-08 | 2001-07-03 | Picker International, Inc. | Variable bandwidth MRI data collection |
| US6252400B1 (en) * | 1999-03-18 | 2001-06-26 | Picker International, Inc. | Spin and field echo (safe) FSE |
| US6239597B1 (en) * | 1999-10-14 | 2001-05-29 | General Electric Company | Method and apparatus for rapid T2 weighted MR image acquisition |
| DE10112880A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-10-02 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung einer Bildgebungssequenz |
| FR2836553A1 (fr) * | 2002-02-25 | 2003-08-29 | Francois Libes | Procede de determination quantitative par rmn d'au moins un compose dans un melange |
| WO2016187052A1 (en) * | 2015-05-15 | 2016-11-24 | Stc.Unm | Quantitative [fe]-mri (femri) of anti-psma-conjugated spions based on psma expression levels |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5300886A (en) * | 1992-02-28 | 1994-04-05 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method to enhance the sensitivity of MRI for magnetic susceptibility effects |
| US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
| GB9217718D0 (en) * | 1992-08-20 | 1992-09-30 | British Tech Group | Method of and apparatus for nmr testing |
-
1994
- 1994-07-29 US US08/282,344 patent/US5561369A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-07-27 DE DE19527522A patent/DE19527522C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1995-07-31 JP JP7195362A patent/JPH0856930A/ja not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19527522C2 (de) | 1998-02-19 |
| DE19527522A1 (de) | 1996-02-01 |
| US5561369A (en) | 1996-10-01 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20021001 |