JPH10277000A - Ｍｒ超高速撮像方法およびｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 試行スキャンを行わずに、Ｎ／２ゴーストと
呼ばれるアーチファクトのないイメージを得る。 【解決手段】 シングルショットＥＰＩ法のパルスシー
ケンスによりｋ空間のデータを収集し（Ｐ１）、奇数番
目のエコーについて収集したデータのみを用いて第１中
間イメージを再構成し（Ｐ２）、偶数番目のエコーにつ
いて収集したデータのみを用いて第２中間イメージを再
構成し（Ｐ３）、第１中間イメージと第２中間イメージ
とを加算して最終イメージを作成する（Ｐ４）。 【効果】 ＦＯＶは狭くなるが、アーチファクトのない
イメージが得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲ（Magnetic R
esonance）超高速撮像方法およびＭＲＩ（Magnetic Res
onance Imaging）装置に関する。さらに詳しくは、Ｎ／
２ゴーストと呼ばれるアーチファクトのないイメージを
得ることができるＭＲ超高速撮像方法およびＭＲＩ装置
に関する。

【０００２】

【従来の技術】図８に、シングルショットＥＰＩ法のパ
ルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスで
は、励起パルスＲ１とスライス勾配Ｓ１とを印加する。
次に反転パルスＲ２とスライス勾配ＲＳを印加する。次
に正負のリード勾配ＲＯ，ＲＥを交互に連続的にｍ（例
えばｍ＝２５６）回印加し、且つ、位相エンコード勾配
Ｖ，Ｗを印加し、複数のエコーｅ１〜ｅｍが順に結像す
るのとタイミングを合せてサンプリングし、各エコーｅ
１〜ｅｍに対応したデータｄ１〜ｄｍをそれぞれ収集す
る。

【０００３】図９は、ｋ空間ＫＳにおけるデータｄ１〜
ｄｍの収集軌跡（trajectory）を示す模式図である。サ
ンプリング開始点Ｂからサンプリング終了点Ｅへの方向
は、奇数番目のエコーｅ１，ｅ３，…について収集した
データｄｏ（＝ｄ１，ｄ３，…）の収集軌跡と偶数番目
のエコーｅ２，ｅ４，…について収集したデータｄｅ
（＝ｄ２，ｄ４，…）の収集軌跡とで逆になっている。
これは、リード勾配ＲＯ，ＲＥの極性が逆になっている
からである。

【０００４】図１０は、エコーセンターｅｃとサンプリ
ング中心点Ｃのずれδを示す説明図である。リード勾配
ＲＯ，ＲＥとサンプリングの両者のタイミングを調整し
ないと、エコーセンターｅｃとサンプリング中心点Ｃが
一致せず、両者の間にずれδを生じる。このずれδは、
奇数番目のエコーｅｏ（＝ｅ１，ｅ３，…）について収
集したデータｄｏでも偶数番目のエコーｅｅ（＝ｅ２，
ｅ４，…）について収集したデータｄｅでも同じ方向に
生じる。図１０の例では、サンプリング終了点Ｅ側へ
と、エコーセンターｅｃがずれている。

【０００５】図１１は、前記ずれδをｋ空間ＫＳ上に表
した説明図である。図９を参照して説明したように、ｋ
空間ＫＳ上では、サンプリング開始点Ｂからサンプリン
グ終了点Ｅへの方向は、奇数番目のエコーｅｏについて
収集したデータｄｏの収集軌跡と偶数番目のエコーｅｅ
について収集したデータｄｅの収集軌跡とで逆になって
いるから、前記ずれδの方向も逆になる。従って、奇数
番目のエコーｅｏについて収集したデータｄｏと偶数番
目のエコーｅｅについて収集したデータｄｅとで、エコ
ーセンターｅｃの位置が不一致になる。

【０００６】ところが、エコーセンターｅｃの位置が不
一致のデータが混在するデータから再構成したイメージ
上には、図１２に示すように、Ｎ／２ゴーストと呼ばれ
るアーチファクトＡが生じてしまう。そこで、従来、試
行スキャンを行って、リード勾配ＲＯ，ＲＥとサンプリ
ングの両者のタイミングを調整し、前記アーチファクト
Ａを抑制している。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかし、試行スキャン
を行うと、撮像時間が長くなってしまう問題点がある。
また、試行スキャンを行っても、リード勾配ＲＯ，ＲＥ
とサンプリングの両者のタイミングを完全に調整するこ
とは困難であり、アーチファクトＡが残ってしまう問題
点がある。そこで、本発明の目的は、試行スキャンを行
わずに、Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアーチファクトのな
いイメージを得ることができるＭＲ超高速撮像方法およ
びＭＲＩ装置を提供することにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、シングルショットＥＰＩ法のパルスシーケンスによ
りｋ空間のデータを収集し、次に奇数番目のエコーにつ
いて収集したデータのみを用いて第１中間イメージを再
構成し、また偶数番目のエコーについて収集したデータ
のみを用いて第２中間イメージを再構成し、次に前記第
１中間イメージと前記第２中間イメージとを加算して最
終イメージを作成することを特徴とするＭＲ超高速撮像
方法を提供する。上記第１の観点によるＭＲ超高速撮像
方法では、第１中間イメージを再構成するが、これは奇
数番目のエコーについて収集したデータのみを用いてい
るから、エコーセンターｅｃの位置が不一致のデータが
混在しておらず、Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアーチファ
クトを生じない。同様に、第２中間イメージについて
も、Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアーチファクトを生じな
い。従って、それらを加算した最終イメージは、Ｎ／２
ゴーストと呼ばれるアーチファクトのないイメージとな
る。なお、第１中間イメージおよび第２中間イメージ
は、位相エンコード軸方向のデータ数が元の１／２であ
るため、位相軸方向のＦＯＶ（Ｆield Ｏf Ｖiew）が元
のＦＯＶの１／２になってしまう。従って、最終イメー
ジの位相軸方向のＦＯＶも元のＦＯＶの１／２になって
しまうから、対象領域が位相軸方向の元のＦＯＶの１／
２の範囲に入るように注意する必要がある。信号雑音比
は、最終イメージではデータ数が元と同じであるため、
元と同等となる。

【０００９】第２の観点では、本発明は、シングルショ
ットＥＰＩ法のパルスシーケンスによりｋ空間のデータ
を収集するデータ収集手段と、奇数番目のエコーについ
て収集したデータのみを用いて第１中間イメージを再構
成する第１中間イメージ再構成手段と、偶数番目のエコ
ーについて収集したデータのみを用いて第２中間イメー
ジを再構成する第２中間イメージ再構成手段と、前記第
１中間イメージと前記第２中間イメージとを加算して最
終イメージを作成する最終イメージ作成手段とを具備す
ることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。上記第２の
観点によるＭＲＩ装置では、上記第１の観点によるＭＲ
超高速撮像方法を好適に実施できる。

【００１０】

【発明の実施の形態】以下、図に示す実施形態により本
発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明
が限定されるものではない。図１は、本発明の一実施形
態にかかるＭＲＩ装置のブロック図である。このＭＲＩ
装置１００において、マグネットアセンブリ１は、内部
に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この
空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場
を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための
勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはｘ軸，ｙ軸，ｚ軸の
各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスラ
イス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被
検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを
送信する送信コイルと、被検体からのＮＭＲ信号を受信
する受信コイル等が配置されている。主磁場コイル，勾
配磁場コイル，送信コイルおよび受信コイルは、それぞ
れ主磁場電源２，勾配磁場駆動回路３，ＲＦ電力増幅器
４および前置増幅器５に接続されている。

【００１１】計算機７は、パルスシーケンスを作成し、
シーケンス記憶回路８に渡す。シーケンス記憶回路８
は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンス
に基づいて勾配磁場駆動回路３を操作し、マグネットア
センブリ１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させる
と共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１０
の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状の
パルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電
力増幅器４に加え、ＲＦ電力増幅器４でパワー増幅した
後、前記マグネットアセンブリ１の送信コイルに印加す
る。

【００１２】前置増幅器５は、マグネットアセンブリ１
の受信コイルで受信したＮＭＲ信号を増幅し、位相検波
器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１
０の搬送波出力信号を参照信号とし、ＮＭＲ信号を位相
検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１
１は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のデ
ータに変換し、計算機７に入力する。

【００１３】計算機７は、Ａ／Ｄ変換器１１からデータ
を読み込み、画像再構成演算を行い、イメージを作成す
る。このイメージは、表示装置６にて表示される。ま
た、計算機７は、操作卓１３から入力された情報を受け
取るなどの全体的な制御を受け持つ。

【００１４】図２は、上記ＭＲＩ装置１００におけるＭ
Ｒ超高速撮像処理のフローチャートである。ステップＰ
１では、シングルショットＥＰＩ法のパルスシーケンス
（図８）によりｋ空間のデータ（図９）を収集する。但
し、対象領域が位相軸方向の元のＦＯＶの１／２の範囲
に入るようにする。ステップＰ２では、図３に示すよう
に奇数番目のエコーｅｏについて収集したデータｄｏの
みを用いたｋ空間ＫＳＯから、図４に示すような第１中
間イメージＩＩＯを再構成する。ｋ空間ＫＳＯにはエコ
ーセンターｅｃの位置が不一致のデータが混在しておら
ず、第１中間イメージＩＩＯにはＮ／２ゴーストと呼ば
れるアーチファクトを生じない。ステップＰ３では、図
５に示すように偶数番目のエコーｅｅについて収集した
データｄｅのみを用いたｋ空間ＫＳＥから、図６に示す
ような第２中間イメージＩＩＥを再構成する。ｋ空間Ｋ
ＳＥにはエコーセンターｅｃの位置が不一致のデータが
混在しておらず、第２中間イメージＩＩＥにはＮ／２ゴ
ーストと呼ばれるアーチファクトを生じない。ステップ
Ｐ４では、前記第１中間イメージＩＩＯと前記第２中間
イメージＩＩＥとを加算して、図７に示すような最終イ
メージＦＩを作成する。

【００１５】以上のＭＲＩ装置１００によれば、Ｎ／２
ゴーストと呼ばれるアーチファクトのない第１中間イメ
ージＩＩＯと第２中間イメージＩＩＥとから最終イメー
ジＦＩを作成するため、Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアー
チファクトのない最終イメージＦＩを得られるようにな
る。

【００１６】

【発明の効果】本発明のＭＲ超高速撮像方法およびＭＲ
Ｉ装置によれば、試行スキャンを行わずに、Ｎ／２ゴー
ストと呼ばれるアーチファクトのないイメージを得るこ
とが出来る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置のブロ
ック図である。

【図２】図１のＭＲＩ装置におけるＭＲ超高速撮像処理
のフローチャートである。

【図３】奇数番目のエコーについて収集したデータのみ
を用いたｋ空間の説明図である。

【図４】図３のｋ空間のデータから再構成した第１中間
イメージの例示図である。

【図５】偶数番目のエコーについて収集したデータのみ
を用いたｋ空間の説明図である。

【図６】図５のｋ空間のデータから再構成した第２中間
イメージの例示図である。

【図７】図４の第１中間イメージと図６の第２中間イメ
ージから作成した最終イメージの例示図である。

【図８】シングルショットＥＰＩ法のパルスシーケンス
の説明図である。

【図９】図８のパルスシーケンスで収集したデータを用
いたｋ空間の説明図である。

【図１０】エコーセンターｅｃとサンプリング中心点Ｃ
のずれδを示す説明図である。

【図１１】エコーセンターｅｃとサンプリング中心点Ｃ
のずれδをｋ空間ＫＳ上に表した説明図である。

【図１２】Ｎ／２ゴーストと呼ばれるアーチファクトＡ
が生じたイメージの例示図である。

【符号の説明】

１００ ＭＲＩ装置 １ マグネットアセンブリ ３ 勾配磁場駆動回路 ７ 計算機 ８ シーケンス記憶回路 Ｃ サンプリング中心点 ｅ１〜ｅ７ エコー ｅｃ エコーセンター ＲＯ，ＲＥ リード勾配 Ｖ，Ｗ 位相エンコード勾配 δ エコーセンターｅｃとサンプリング中
心点Ｃのずれ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 シングルショットＥＰＩ（Echo Plannar
   Imaging）法のパルスシーケンスによりｋ空間のデータ
   を収集し、次に奇数番目のエコーについて収集したデー
   タのみを用いて第１中間イメージを再構成し、また偶数
   番目のエコーについて収集したデータのみを用いて第２
   中間イメージを再構成し、次に前記第１中間イメージと
   前記第２中間イメージとを加算して最終イメージを作成
   することを特徴とするＭＲ超高速撮像方法。
2. 【請求項２】 シングルショットＥＰＩ法のパルスシー
   ケンスによりｋ空間のデータを収集するデータ収集手段
   と、奇数番目のエコーについて収集したデータのみを用
   いて第１中間イメージを再構成する第１中間イメージ再
   構成手段と、偶数番目のエコーについて収集したデータ
   のみを用いて第２中間イメージを再構成する第２中間イ
   メージ再構成手段と、前記第１中間イメージと前記第２
   中間イメージとを加算して最終イメージを作成する最終
   イメージ作成手段とを具備することを特徴とするＭＲＩ
   装置。