JPH0723929A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JPH0723929A JPH0723929A JP5174002A JP17400293A JPH0723929A JP H0723929 A JPH0723929 A JP H0723929A JP 5174002 A JP5174002 A JP 5174002A JP 17400293 A JP17400293 A JP 17400293A JP H0723929 A JPH0723929 A JP H0723929A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 高速スピンエコー法を利用したＭＲＩ装置に
あって、パルスシーケンス時間の延長、エコー時間の延
長によるＳ／Ｎの低下なしで、空間分解能の高い画像を
得たい。 【構成】 周波数エンコード方向の傾斜磁場３４の直前
又は直後に、互いに極性の異なる周波数方向の傾斜磁場
３５−１（Ａ、Ｂ）を加えて、周波数エンコードとエコ
ー信号計測のタイミングとがずれるようにする（ｔ1と
ｔ2）。この計測したエコー信号をＫ空間メモリに埋め
込むと共に、このメモリ上の非対称な領域の未計測領域
３７に０を埋め込み、対称形のデータ構成とする。この
Ｋ空間メモリの対称形のデータ構成に対して２次元フー
リエ変換を施すことにより再構成像を得る。
あって、パルスシーケンス時間の延長、エコー時間の延
長によるＳ／Ｎの低下なしで、空間分解能の高い画像を
得たい。 【構成】 周波数エンコード方向の傾斜磁場３４の直前
又は直後に、互いに極性の異なる周波数方向の傾斜磁場
３５−１（Ａ、Ｂ）を加えて、周波数エンコードとエコ
ー信号計測のタイミングとがずれるようにする（ｔ1と
ｔ2）。この計測したエコー信号をＫ空間メモリに埋め
込むと共に、このメモリ上の非対称な領域の未計測領域
３７に０を埋め込み、対称形のデータ構成とする。この
Ｋ空間メモリの対称形のデータ構成に対して２次元フー
リエ変換を施すことにより再構成像を得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、高速スピンエコー法の
改良に係り、空間分解能の向上をはかるＭＲＩ装置に関
する。
改良に係り、空間分解能の向上をはかるＭＲＩ装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
は、磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位
における原子核スピン（以下、単にスピンと称す。）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、被検体の断層画像を表示できるようになってい
る。
は、磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位
における原子核スピン（以下、単にスピンと称す。）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、被検体の断層画像を表示できるようになってい
る。
【０００３】そして、このような断層画像が得られるＭ
ＲＩ装置は、電磁波あるいは傾斜磁場等を発生させるタ
イミングを予め設定したシーケンスに基づき、かつこの
シーケンスを数回繰返すことによって動作されるように
なっている。このシーケンスとしては種々のものが知ら
れており、このうち、断層画像情報が比較的速く得られ
るものとしていわゆる高速スピンエコー法が有効となっ
ている。
ＲＩ装置は、電磁波あるいは傾斜磁場等を発生させるタ
イミングを予め設定したシーケンスに基づき、かつこの
シーケンスを数回繰返すことによって動作されるように
なっている。このシーケンスとしては種々のものが知ら
れており、このうち、断層画像情報が比較的速く得られ
るものとしていわゆる高速スピンエコー法が有効となっ
ている。
【０００４】この高速スピンエコー法の特徴としては、
いわゆる位相方向傾斜磁場の大きさを順次変化させて一
のシーケンスを所定回繰返して動作させることにによっ
て断層画像情報を計測するものであって、該一のシーケ
ンスの動作によって少なくても２以上のエコー信号が得
られるようになっている。
いわゆる位相方向傾斜磁場の大きさを順次変化させて一
のシーケンスを所定回繰返して動作させることにによっ
て断層画像情報を計測するものであって、該一のシーケ
ンスの動作によって少なくても２以上のエコー信号が得
られるようになっている。
【０００５】図１１に、従来の高速スピンエコー法の一
例を示している。同図において、その一回目の計測（第
１計測）では、まず、９０゜パルス２８によりスピンは
９０゜に倒され、続いて１８０゜パルス２９−１により
該スピンは１８０゜に倒され、位相エンコード傾斜磁場
３２−１（その強度の大きさを８としている）の印加及
び周波数エンコード傾斜磁場（リードアウト磁場）の印
加によって第１エコーが得られるようになっている。そ
して、更に逆極性の位相エンコード傾斜磁場３２−１’
（その強度の大きさを−８としている）を印加する。
例を示している。同図において、その一回目の計測（第
１計測）では、まず、９０゜パルス２８によりスピンは
９０゜に倒され、続いて１８０゜パルス２９−１により
該スピンは１８０゜に倒され、位相エンコード傾斜磁場
３２−１（その強度の大きさを８としている）の印加及
び周波数エンコード傾斜磁場（リードアウト磁場）の印
加によって第１エコーが得られるようになっている。そ
して、更に逆極性の位相エンコード傾斜磁場３２−１’
（その強度の大きさを−８としている）を印加する。
【０００６】そして、第２番目の１８０゜パルス２９−
２の印加及び周波数エンコード傾斜磁場の印加によっ
て、スピンは反転し、位相エンコード傾斜磁場３２−２
（その強度の大きさを６としている）の印加によって第
２エコーが得られるようになっている。そして、更に逆
極性の位相エンコード傾斜磁場３２−２’（その強度の
大きさを−６としている）を印加する。
２の印加及び周波数エンコード傾斜磁場の印加によっ
て、スピンは反転し、位相エンコード傾斜磁場３２−２
（その強度の大きさを６としている）の印加によって第
２エコーが得られるようになっている。そして、更に逆
極性の位相エンコード傾斜磁場３２−２’（その強度の
大きさを−６としている）を印加する。
【０００７】その後も同様で、１８０゜パルス２９−３
の印加、位相エンコード傾斜磁場３２−３及び３２−
３’（その強度の大きさを４、−４）の印加及び周波数
エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第３エコー
が得られるようになっていて、１８０゜パルス２９−４
の印加、位相エンコード傾斜磁場３２−４及び３２−
４’（その強度の大きさを順次２、−２）の印加及び周
波数エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第４エ
コーが得られるようになっている。ここで、順次得られ
る第１エコーないし第４エコーの各断層画像情報は、Ｋ
空間上のメモリの各エコーの対応する位相方向傾斜磁場
の大きさ（８、６、４、２）に相当するＫy（位相方
向）におけるＫx（周波数方向）方向に沿って格納され
ることになる。
の印加、位相エンコード傾斜磁場３２−３及び３２−
３’（その強度の大きさを４、−４）の印加及び周波数
エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第３エコー
が得られるようになっていて、１８０゜パルス２９−４
の印加、位相エンコード傾斜磁場３２−４及び３２−
４’（その強度の大きさを順次２、−２）の印加及び周
波数エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第４エ
コーが得られるようになっている。ここで、順次得られ
る第１エコーないし第４エコーの各断層画像情報は、Ｋ
空間上のメモリの各エコーの対応する位相方向傾斜磁場
の大きさ（８、６、４、２）に相当するＫy（位相方
向）におけるＫx（周波数方向）方向に沿って格納され
ることになる。
【０００８】以上の図１１のシーケンスで従来のマルチ
スピンエコー法と異なる点は、周波数エンコードの前後
に互いに逆極性となる位相エンコード傾斜磁場を印加し
ていることである。これによって、それぞれのエコーに
独立して別々の位相エンコードをできるようにしてい
る。更に、９０゜パルス印加後の周波数エンコード方向
の傾斜磁場３３（面積Ｓ）に対して、１８０゜パルス印
加後の周波数エンコード方向の傾斜磁場３４−１、３４
−２、…は、面積（時間×大きさ）が２倍（面積２Ｓ）
に設定してある。これによって、周波数エンコード（３
４−１、３４−２、…）とエコー信号（２４、２５、
…）計測タイミングとの同期（３４−１の中央時間位置
ｔ1にエコー２４のピーク値が出現すること）がはから
れる。
スピンエコー法と異なる点は、周波数エンコードの前後
に互いに逆極性となる位相エンコード傾斜磁場を印加し
ていることである。これによって、それぞれのエコーに
独立して別々の位相エンコードをできるようにしてい
る。更に、９０゜パルス印加後の周波数エンコード方向
の傾斜磁場３３（面積Ｓ）に対して、１８０゜パルス印
加後の周波数エンコード方向の傾斜磁場３４−１、３４
−２、…は、面積（時間×大きさ）が２倍（面積２Ｓ）
に設定してある。これによって、周波数エンコード（３
４−１、３４−２、…）とエコー信号（２４、２５、
…）計測タイミングとの同期（３４−１の中央時間位置
ｔ1にエコー２４のピーク値が出現すること）がはから
れる。
【０００９】尚、ここで、第１計測目における位相方向
傾斜磁場の強さの変化を図１２に示している。また、第
２計測目〜第４計測目における位相方向傾斜磁場の強さ
の変化も同図に示している。このように二回目の計測
（第２計測）、三回目の計測（第３計測）、四回目の計
測（第４計測）が順次行われ、各計測のそれぞれによっ
て得られた第１エコーないし第４エコーの断層画像情報
は、前記Ｋ空間上のメモリに格納されることになる。こ
のＫ空間メモリを図１３に示す。横軸は周波数エンコー
ド軸Ｋx、縦軸は位相エンコード軸Ｋyを示す。
傾斜磁場の強さの変化を図１２に示している。また、第
２計測目〜第４計測目における位相方向傾斜磁場の強さ
の変化も同図に示している。このように二回目の計測
（第２計測）、三回目の計測（第３計測）、四回目の計
測（第４計測）が順次行われ、各計測のそれぞれによっ
て得られた第１エコーないし第４エコーの断層画像情報
は、前記Ｋ空間上のメモリに格納されることになる。こ
のＫ空間メモリを図１３に示す。横軸は周波数エンコー
ド軸Ｋx、縦軸は位相エンコード軸Ｋyを示す。
【００１０】ここで、位相方向Ｋy方向を分かりやすく
＋１、−１、０等の整数値（図１２）で表してきたが、
実際の傾斜磁場強度の大きさは、Ｋy方向に１つずれた
所は、スピンが撮像領域（Ｆ．Ｏ．Ｖ）の両端で１回転
するような位相方向の傾斜磁場を感じさせる。式にする
と
＋１、−１、０等の整数値（図１２）で表してきたが、
実際の傾斜磁場強度の大きさは、Ｋy方向に１つずれた
所は、スピンが撮像領域（Ｆ．Ｏ．Ｖ）の両端で１回転
するような位相方向の傾斜磁場を感じさせる。式にする
と
【数１】 となる。ここで、γは磁気回転比、Ｇpnはｎ番目の位相
方向の傾斜磁場強度、ｔnはｎ番目の位相方向傾斜磁場
の印加時間、ｎは、目的のエコー信号のエコー信号を計
測するまでの位相方向に印加する傾斜磁場の個数、
（Ｆ．Ｏ．Ｖ）は、撮像領域の一辺の長さとする。同様
にＫ空間上で中心からｍ番目のデータは、
方向の傾斜磁場強度、ｔnはｎ番目の位相方向傾斜磁場
の印加時間、ｎは、目的のエコー信号のエコー信号を計
測するまでの位相方向に印加する傾斜磁場の個数、
（Ｆ．Ｏ．Ｖ）は、撮像領域の一辺の長さとする。同様
にＫ空間上で中心からｍ番目のデータは、
【数２】 が成立するように、位相方向の傾斜磁場強度、印加時間
を決定するものとする。
を決定するものとする。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】次に空間分解能の高い
画像を得るためには周波数方向に高い分解能にするやり
方がある。周波数方向に分解能を高くするためには、サ
ンプリング点数を増やさなければならない。つまり、図
１１の周波数方向の傾斜磁場３３、３４−１、３４−
２、…の各印加時間を延長しなければならない。印加時
間を延長することにより、該一のパルスシーケンスの時
間が延長してしまう。また、９０゜パルス２８からエコ
ー信号が得られるまでの時間である。エコー時間も延長
してしまう欠点を持つ。更に、エコー時間が延長するた
め、Ｓ／Ｎも低下してしまう。
画像を得るためには周波数方向に高い分解能にするやり
方がある。周波数方向に分解能を高くするためには、サ
ンプリング点数を増やさなければならない。つまり、図
１１の周波数方向の傾斜磁場３３、３４−１、３４−
２、…の各印加時間を延長しなければならない。印加時
間を延長することにより、該一のパルスシーケンスの時
間が延長してしまう。また、９０゜パルス２８からエコ
ー信号が得られるまでの時間である。エコー時間も延長
してしまう欠点を持つ。更に、エコー時間が延長するた
め、Ｓ／Ｎも低下してしまう。
【００１２】それ故、本発明の目的は、高速で撮像が行
える高速スピンエコー法で一パルスシーケンス時間の延
長、エコー時間の延長によるＳ／Ｎの低下なしで空間分
解能の高い画像を得ることを可能にする、ＭＲＩ装置を
提供することにある。
える高速スピンエコー法で一パルスシーケンス時間の延
長、エコー時間の延長によるＳ／Ｎの低下なしで空間分
解能の高い画像を得ることを可能にする、ＭＲＩ装置を
提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、９０゜パルス
で被検体のスピンを励起した後１８０゜パルスを繰返し
かけ周波数エンコードに同期してエコー信号を得ると共
に、各エコー信号毎にそのリードアウトとなる周波数エ
ンコードの前後に、互いに極性が異なり且つ１８０゜パ
ルス毎に値を異にする位相エンコードを付加したＭＲＩ
装置において、周波数エンコードとエコー信号計測のタ
イミングとがずれるように、上記各周波数エンコードの
直前（又は直後）に、任意の大きさで極性の異なる周波
数方向の傾斜磁場を付加するようにしたＭＲＩ装置を提
供する。
で被検体のスピンを励起した後１８０゜パルスを繰返し
かけ周波数エンコードに同期してエコー信号を得ると共
に、各エコー信号毎にそのリードアウトとなる周波数エ
ンコードの前後に、互いに極性が異なり且つ１８０゜パ
ルス毎に値を異にする位相エンコードを付加したＭＲＩ
装置において、周波数エンコードとエコー信号計測のタ
イミングとがずれるように、上記各周波数エンコードの
直前（又は直後）に、任意の大きさで極性の異なる周波
数方向の傾斜磁場を付加するようにしたＭＲＩ装置を提
供する。
【００１４】更に本発明は、９０゜パルスで被検体のス
ピンを励起した後１８０゜パルスを繰返しかけ周波数エ
ンコードに同期してエコー信号を得ると共に、各エコー
信号毎にそのリードアウトとなる周波数エンコードの前
後に、互いに極性が異なり且つ１８０゜パルス毎に値を
異にする位相エンコードを付加したＭＲＩ装置におい
て、周波数エンコードとエコー信号計測のタイミングと
が位相エンコードの値によってずれるように、上記各周
波数エンコードの直前又は直後に、任意の大きさで極性
の異なる周波数方向の傾斜磁場を付加するようにしたＭ
ＲＩ装置を提供する。
ピンを励起した後１８０゜パルスを繰返しかけ周波数エ
ンコードに同期してエコー信号を得ると共に、各エコー
信号毎にそのリードアウトとなる周波数エンコードの前
後に、互いに極性が異なり且つ１８０゜パルス毎に値を
異にする位相エンコードを付加したＭＲＩ装置におい
て、周波数エンコードとエコー信号計測のタイミングと
が位相エンコードの値によってずれるように、上記各周
波数エンコードの直前又は直後に、任意の大きさで極性
の異なる周波数方向の傾斜磁場を付加するようにしたＭ
ＲＩ装置を提供する。
【００１５】更に本発明は、上記エコー信号を格納する
と共に、前記ずれて非対称となったメモリ領域に、エコ
ー信号計測のタイミングとなる中心座標のデータ値より
も小さな固定データ値が埋め込まれたＫ空間メモリと、
該Ｋ空間メモリ内のデータから画像再構成を行う手段
と、を設けてなるＭＲＩ装置を提供する。
と共に、前記ずれて非対称となったメモリ領域に、エコ
ー信号計測のタイミングとなる中心座標のデータ値より
も小さな固定データ値が埋め込まれたＫ空間メモリと、
該Ｋ空間メモリ内のデータから画像再構成を行う手段
と、を設けてなるＭＲＩ装置を提供する。
【００１６】更に本発明は、上記固定データ値は０とし
たＭＲＩ装置を提供する。
たＭＲＩ装置を提供する。
【００１７】
【作用】このように構成されたＭＲＩ装置によれば、一
のパルスシーケンスの時間延長、エコー時間延長による
Ｓ／Ｎの低下なしで、高い空間分解能の画像が得られる
ため、詳細な断層画像を高速に提供することができる。
のパルスシーケンスの時間延長、エコー時間延長による
Ｓ／Ｎの低下なしで、高い空間分解能の画像が得られる
ため、詳細な断層画像を高速に提供することができる。
【００１８】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図４により説明す
る。図４は本発明を適用したＭＲＩ装置を示す全体構成
のブロック説明図である。
る。図４は本発明を適用したＭＲＩ装置を示す全体構成
のブロック説明図である。
【００１９】本発明を適用したＭＲＩ装置を図４により
説明する。このＭＲＩ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。
説明する。このＭＲＩ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。
【００２０】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。
【００２１】送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
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を介して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を介して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。
【００２２】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の内部には、照射コイル１１の
他、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と、受信
系５の受信コイル１４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１
２と、傾斜磁場電源２１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の内部には、照射コイル１１の
他、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と、受信
系５の受信コイル１４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１
２と、傾斜磁場電源２１を制御するシーケンサ２により
構成する。
【００２３】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１６
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１６
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。
【００２４】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。
【００２５】本発明の一実施例を図１、図２、図３を用
いて説明する。図１は、本発明の一実施例の模式的パル
スシーケンス図を示す。図２は、本発明の一実施例の第
２エコー信号計測までの周波数方向傾斜磁場、信号読み
取りタイミングの説明図である。図３は、本発明の一実
施例の生データの並び順、及びＫ空間の説明図である。
図１において、高周波磁場である９０゜パルス２８、１
８０゜パルス２９、スライス方向傾斜磁場３０、位相方
向傾斜磁場３２は、従来の高速スピンエコー法と同一の
印加タイミング、印加強度、印加時間とした。
いて説明する。図１は、本発明の一実施例の模式的パル
スシーケンス図を示す。図２は、本発明の一実施例の第
２エコー信号計測までの周波数方向傾斜磁場、信号読み
取りタイミングの説明図である。図３は、本発明の一実
施例の生データの並び順、及びＫ空間の説明図である。
図１において、高周波磁場である９０゜パルス２８、１
８０゜パルス２９、スライス方向傾斜磁場３０、位相方
向傾斜磁場３２は、従来の高速スピンエコー法と同一の
印加タイミング、印加強度、印加時間とした。
【００２６】従来の高速スピンエコー法と異なる点は、
リードアウト用の周波数方向傾斜磁場の印加の仕方であ
る。本実施例では、周波数方向に分解能の高い画像を得
ることを目的とし、そのためにはサンプリング時間を延
長しなければならないがその延長を少なくするために非
対称サンプリング法を組合せることとした。そこで、周
波数エンコードとエコー信号計測のタイミングとがずれ
るように、各周波数エンコードの直後に同じ大きさ（一
般的にはこの大きさとは任意の大きさでよい）で極性の
異なる周波数方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを印加するようにし
た。これによって、傾斜磁場３４は（２Ｓ＋Ａ）の大き
さとなり、その中心の時間ｔ2が周波数エンコード方向
の中心時刻となる。一方、エコー信号のピークは傾斜磁
場３３と同じ面積Ｓとなった時の傾斜磁場３４の時点ｔ
1で生ずる。Ａを加えた分だけ中心時刻ｔ2がｔ1よりも
後方となり、ｔ1とｔ2との時刻のずれが生ずる。即ち、
非対称サンプリングが可能となる。かかるｔ1とｔ2を中
心とする拡大図を図２に示す。ｔ2がＡを加えたことに
よる見かけ上の中心時刻、ｔ1がピーク値が現れる実質
上の中心時刻となる。時刻ｔ1でエコー信号の読み取り
を行う。
リードアウト用の周波数方向傾斜磁場の印加の仕方であ
る。本実施例では、周波数方向に分解能の高い画像を得
ることを目的とし、そのためにはサンプリング時間を延
長しなければならないがその延長を少なくするために非
対称サンプリング法を組合せることとした。そこで、周
波数エンコードとエコー信号計測のタイミングとがずれ
るように、各周波数エンコードの直後に同じ大きさ（一
般的にはこの大きさとは任意の大きさでよい）で極性の
異なる周波数方向の傾斜磁場Ａ、Ｂを印加するようにし
た。これによって、傾斜磁場３４は（２Ｓ＋Ａ）の大き
さとなり、その中心の時間ｔ2が周波数エンコード方向
の中心時刻となる。一方、エコー信号のピークは傾斜磁
場３３と同じ面積Ｓとなった時の傾斜磁場３４の時点ｔ
1で生ずる。Ａを加えた分だけ中心時刻ｔ2がｔ1よりも
後方となり、ｔ1とｔ2との時刻のずれが生ずる。即ち、
非対称サンプリングが可能となる。かかるｔ1とｔ2を中
心とする拡大図を図２に示す。ｔ2がＡを加えたことに
よる見かけ上の中心時刻、ｔ1がピーク値が現れる実質
上の中心時刻となる。時刻ｔ1でエコー信号の読み取り
を行う。
【００２７】同様に第２、３、４エコーのリードアウト
傾斜磁場３４と周波数方向傾斜磁場３５−２、３５−
３、３５−４を印加してエコー信号の計測を行う。
傾斜磁場３４と周波数方向傾斜磁場３５−２、３５−
３、３５−４を印加してエコー信号の計測を行う。
【００２８】尚、磁場の面積とは（磁場の大きさ×印加
時刻）であり、図１、図２では磁場の大きさを同じ大き
さとしているため、面積の大小は印加時刻の幅で定ま
る。しかし、磁場の大きさを同一でない例も当然に含め
て考えてよい。
時刻）であり、図１、図２では磁場の大きさを同じ大き
さとしているため、面積の大小は印加時刻の幅で定ま
る。しかし、磁場の大きさを同一でない例も当然に含め
て考えてよい。
【００２９】図３は、図１のシーケンスで計測したエコ
ー信号を格納する生データ用にＫ空間メモリの様子を示
す。図３（ａ）がその様子を示している。この図からわ
かるように、Ｋy座標軸に対して左側のＫx成分の領域が
小さく、右側のＫx成分の領域が大きくなり、いわゆる
Ｋy軸に対して非対称なデータ構成となっている。そこ
で、図３（ｂ）に示すように、Ｋy軸に対して左右対称
になるように未計測領域３７に０を埋め込むこととし
た。これによって正規の対称形のＫ空間メモリとなり、
これに２次元フーリエ変換等を施すことで画像再構成等
の処理を行い、断層画像を得る。
ー信号を格納する生データ用にＫ空間メモリの様子を示
す。図３（ａ）がその様子を示している。この図からわ
かるように、Ｋy座標軸に対して左側のＫx成分の領域が
小さく、右側のＫx成分の領域が大きくなり、いわゆる
Ｋy軸に対して非対称なデータ構成となっている。そこ
で、図３（ｂ）に示すように、Ｋy軸に対して左右対称
になるように未計測領域３７に０を埋め込むこととし
た。これによって正規の対称形のＫ空間メモリとなり、
これに２次元フーリエ変換等を施すことで画像再構成等
の処理を行い、断層画像を得る。
【００３０】本発明の他の実施例を図５、図６に示す。
図５は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンスの周
波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図である。図
６は、本発明の他の一実施例の生データの並び順、及び
Ｋ空間の説明図である。図２の本発明の一実施例の周波
数方向傾斜磁場３５をリードアウト傾斜磁場３４の直前
に印加するようにした。これにより、エコー信号２４、
２５は、信号読み取りタイミングの時間３６の中心よ
り、後方に移動できる。同様に第２、３、４エコー信号
２５、２６、２７も計測する。これらの計測データは、
図６（ａ）に示すように、Ｋy＝０の位置が計測データ
のＫx方向の中心より、後方に移動させる。これを図６
（ｂ）のようなＫx方向に対称なメモリに代入し、計測
データの対称となっていない領域、つまり、未計測領域
３７に０を詰め、対称とさせる。これらのデータを２次
元フーリエ変換等の画像再構成等の処理を行い断層画像
を得る。
図５は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンスの周
波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図である。図
６は、本発明の他の一実施例の生データの並び順、及び
Ｋ空間の説明図である。図２の本発明の一実施例の周波
数方向傾斜磁場３５をリードアウト傾斜磁場３４の直前
に印加するようにした。これにより、エコー信号２４、
２５は、信号読み取りタイミングの時間３６の中心よ
り、後方に移動できる。同様に第２、３、４エコー信号
２５、２６、２７も計測する。これらの計測データは、
図６（ａ）に示すように、Ｋy＝０の位置が計測データ
のＫx方向の中心より、後方に移動させる。これを図６
（ｂ）のようなＫx方向に対称なメモリに代入し、計測
データの対称となっていない領域、つまり、未計測領域
３７に０を詰め、対称とさせる。これらのデータを２次
元フーリエ変換等の画像再構成等の処理を行い断層画像
を得る。
【００３１】本発明の他の一実施例を図７、図８に示
す。図７は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図８は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びＫ空間の説明図である。図７の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場３５とリードアウト傾斜磁
場３４と信号読み取りタイミング３６との時間関係は、
第１エコー及びその後の奇数エコーは、図５に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第２エコー及びそ
の後の偶数エコー信号は、図２に示した本発明の一実施
例の時間関係とする。これにより、第１エコー信号２４
及び及びその後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間３６の中心より、後方に移動でき、第２エ
コー信号２５及び及びその後の偶数エコーは、信号読み
取りタイミングの時間３６の中心より、前方に移動でき
る。これらの計測データは、図８（ａ）に示すように、
Ｋy＝０の位置が計測データのＫx方向の中心より、奇数
エコー信号では後方に移動でき、偶数エコー信号では前
方に移動できる。これを図６（ｂ）のようなＫx方向に
対称なメモリに代入し、計測データの対称となっていな
い領域、つまり、未計測領域３７に０を詰め、対称とさ
せる。これらのデータを２次元フーリエ変換等の画像再
構成等の処理を行い断層画像を得る。
す。図７は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図８は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びＫ空間の説明図である。図７の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場３５とリードアウト傾斜磁
場３４と信号読み取りタイミング３６との時間関係は、
第１エコー及びその後の奇数エコーは、図５に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第２エコー及びそ
の後の偶数エコー信号は、図２に示した本発明の一実施
例の時間関係とする。これにより、第１エコー信号２４
及び及びその後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間３６の中心より、後方に移動でき、第２エ
コー信号２５及び及びその後の偶数エコーは、信号読み
取りタイミングの時間３６の中心より、前方に移動でき
る。これらの計測データは、図８（ａ）に示すように、
Ｋy＝０の位置が計測データのＫx方向の中心より、奇数
エコー信号では後方に移動でき、偶数エコー信号では前
方に移動できる。これを図６（ｂ）のようなＫx方向に
対称なメモリに代入し、計測データの対称となっていな
い領域、つまり、未計測領域３７に０を詰め、対称とさ
せる。これらのデータを２次元フーリエ変換等の画像再
構成等の処理を行い断層画像を得る。
【００３２】本発明の他の一実施例を図９、図１０に示
す。図９は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図１０は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びＫ空間の説明図である。図９の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場３５とリードアウト傾斜磁
場３４と信号読み取りタイミング３６との時間関係は、
第１エコー及びその後の奇数エコーは、図２に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第２エコー及びそ
の後の偶数エコーは、図２に示した一実施例の時間関係
とする。これにより、第１エコー信号２４及び及びその
後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイミングの時間
３６の中心より、前方に移動でき、第２エコー信号２５
及び及びその後の偶数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間３６の中心より、後方に移動できる。これ
らの計測データは、図１０（ａ）に示すように、Ｋy＝
０の位置が計測データのＫx方向の中心より、奇数エコ
ー信号では前方に移動でき、偶数エコー信号では後方に
移動できる。これを図６（ｂ）のようなＫx方向に対称
なメモリに代入し、計測データの対称となっていない領
域、つまり、未計測領域３７に０を詰め、対称とさせ
る。これらのデータを２次元フーリエ変換等の画像再構
成等の処理を行い断層画像を得る。
す。図９は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図１０は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びＫ空間の説明図である。図９の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場３５とリードアウト傾斜磁
場３４と信号読み取りタイミング３６との時間関係は、
第１エコー及びその後の奇数エコーは、図２に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第２エコー及びそ
の後の偶数エコーは、図２に示した一実施例の時間関係
とする。これにより、第１エコー信号２４及び及びその
後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイミングの時間
３６の中心より、前方に移動でき、第２エコー信号２５
及び及びその後の偶数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間３６の中心より、後方に移動できる。これ
らの計測データは、図１０（ａ）に示すように、Ｋy＝
０の位置が計測データのＫx方向の中心より、奇数エコ
ー信号では前方に移動でき、偶数エコー信号では後方に
移動できる。これを図６（ｂ）のようなＫx方向に対称
なメモリに代入し、計測データの対称となっていない領
域、つまり、未計測領域３７に０を詰め、対称とさせ
る。これらのデータを２次元フーリエ変換等の画像再構
成等の処理を行い断層画像を得る。
【００３３】以上の説明は、計測エコー数４で示した
が、他の計測エコー数でも同様に行えることは、云うま
でもない。更に、Ｋ空間上Ｋx−Ｋy平面のエコー信号の
配置は、本発明では特に規定しない。また、未計測領域
３７には０を埋め込むとしたが、０以外の固定データを
埋め込むようにしてもよい。考え方としては、ピーク値
よりも低い値であれば、固定データは任意でよい。しか
し、０埋め込みが簡単な処理でよく（０クリアすればす
む）、精度上も問題ないため、実用的である。
が、他の計測エコー数でも同様に行えることは、云うま
でもない。更に、Ｋ空間上Ｋx−Ｋy平面のエコー信号の
配置は、本発明では特に規定しない。また、未計測領域
３７には０を埋め込むとしたが、０以外の固定データを
埋め込むようにしてもよい。考え方としては、ピーク値
よりも低い値であれば、固定データは任意でよい。しか
し、０埋め込みが簡単な処理でよく（０クリアすればす
む）、精度上も問題ないため、実用的である。
【００３４】更に、高速スピンエコー法には、マルチ−
ショット・レア法（ｍｕｌｔｉ−ｓｈｏｔ ＲＡＲＥ
法）やツウ・コントラスト・レア法（Ｔｗｏ ｃｏｎｔ
ｒａｓｔ ＲＡＲＥ法）等があるが、これらに限定され
ず、すべての高速スピンエコー法に適用できる。
ショット・レア法（ｍｕｌｔｉ−ｓｈｏｔ ＲＡＲＥ
法）やツウ・コントラスト・レア法（Ｔｗｏ ｃｏｎｔ
ｒａｓｔ ＲＡＲＥ法）等があるが、これらに限定され
ず、すべての高速スピンエコー法に適用できる。
【００３５】
【発明の効果】本発明によれば、一のパルスシーケンス
の時間延長、エコー時間延長によるＳ／Ｎの低下なし
で、高い空間分解能の画像が得られるため、詳細な断層
画像を高速に提供でき、スループットが高く、さらに詳
細な断層画像情報を提供できる効果がある。
の時間延長、エコー時間延長によるＳ／Ｎの低下なし
で、高い空間分解能の画像が得られるため、詳細な断層
画像を高速に提供でき、スループットが高く、さらに詳
細な断層画像情報を提供できる効果がある。
【図１】本発明の実施例のパルスシーケンスの模式的説
明図である。
明図である。
【図２】本発明の実施例の周波数方向傾斜磁場の印加タ
イミングの説明図である。
イミングの説明図である。
【図３】本発明の実施例の生データの並び順、及びＫ空
間の説明図である。
間の説明図である。
【図４】本発明を適用したＭＲＩ装置を示す全体構成の
ブロック説明図である。
ブロック説明図である。
【図５】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
加タイミングの説明図である。
【図６】本発明の他の実施例の生データの並び順、及び
Ｋ空間の説明図である。
Ｋ空間の説明図である。
【図７】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
加タイミングの説明図である。
【図８】本発明の他の実施例の生データの並び順、及び
Ｋ空間の説明図である。
Ｋ空間の説明図である。
【図９】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
加タイミングの説明図である。
【図１０】本発明の他の実施例の生データの並び順、及
びＫ空間の説明図である。
びＫ空間の説明図である。
【図１１】従来の技術の高速スピンエコー法のパルスシ
ーケンスの模式的説明図である。
ーケンスの模式的説明図である。
【図１２】従来の技術の高速スピンエコー法の位相方向
傾斜磁場の印加パターンの説明図である。
傾斜磁場の印加パターンの説明図である。
【図１３】従来の技術の高速スピンエコー法の生データ
の並び順の模式的説明図である。
の並び順の模式的説明図である。
２ シーケンサ ７ 被検体 ８ 高周波発信器 １２ 傾斜磁場電源 １３ 傾斜磁場コイル ２１ 傾斜磁場発生系 ２４ 第１エコー信号 ２５ 第２エコー信号 ２６ 第３エコー信号 ２７ 第４エコー信号
Claims (4)
- 【請求項１】 ９０゜パルスで被検体のスピンを励起し
た後１８０゜パルスを繰返しかけ周波数エンコードに同
期してエコー信号を得ると共に、各エコー信号毎にその
リードアウトとなる周波数エンコードの前後に、互いに
極性が異なり且つ１８０゜パルス毎に値を異にする位相
エンコードを付加したＭＲＩ装置において、周波数エン
コードとエコー信号計測のタイミングとがずれるよう
に、上記各周波数エンコードの直前（又は直後）に、任
意の大きさで極性の異なる周波数方向の傾斜磁場を付加
するようにしたＭＲＩ装置。 - 【請求項２】 ９０゜パルスで被検体のスピンを励起し
た後１８０゜パルスを繰返しかけ周波数エンコードに同
期してエコー信号を得ると共に、各エコー信号毎にその
リードアウトとなる周波数エンコードの前後に、互いに
極性が異なり且つ１８０゜パルス毎に値を異にする位相
エンコードを付加したＭＲＩ装置において、周波数エン
コードとエコー信号計測のタイミングとが位相エンコー
ドの値によってずれるように、上記各周波数エンコード
の直前又は直後に、任意の大きさで極性の異なる周波数
方向の傾斜磁場を付加するようにしたＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 請求項１又は２のＭＲＩ装置において、
上記エコー信号を格納すると共に、前記ずれて非対称と
なったメモリ領域に、エコー信号計測のタイミングとな
る中心座標のデータ値よりも小さな固定データ値が埋め
込まれたＫ空間メモリと、該Ｋ空間メモリ内のデータか
ら画像再構成を行う手段と、を設けてなるＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 請求項３において、上記固定データ値は
０としたＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17400293A JP3322943B2 (ja) | 1993-07-14 | 1993-07-14 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17400293A JP3322943B2 (ja) | 1993-07-14 | 1993-07-14 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0723929A true JPH0723929A (ja) | 1995-01-27 |
| JP3322943B2 JP3322943B2 (ja) | 2002-09-09 |
Family
ID=15970935
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP17400293A Expired - Lifetime JP3322943B2 (ja) | 1993-07-14 | 1993-07-14 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3322943B2 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001161659A (ja) * | 1999-12-10 | 2001-06-19 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2003061928A (ja) * | 2001-08-14 | 2003-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴信号獲得装置および磁気共鳴撮影装置 |
| JP2008221024A (ja) * | 2008-06-26 | 2008-09-25 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
| JP2009160408A (ja) * | 2007-12-29 | 2009-07-23 | Siemens Ag | 磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法及び装置 |
| US8648599B2 (en) | 2010-09-28 | 2014-02-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| JPWO2013051411A1 (ja) * | 2011-10-07 | 2015-03-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置およびデータ取得率決定最適化方法 |
-
1993
- 1993-07-14 JP JP17400293A patent/JP3322943B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001161659A (ja) * | 1999-12-10 | 2001-06-19 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4711482B2 (ja) * | 1999-12-10 | 2011-06-29 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2003061928A (ja) * | 2001-08-14 | 2003-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴信号獲得装置および磁気共鳴撮影装置 |
| JP2009160408A (ja) * | 2007-12-29 | 2009-07-23 | Siemens Ag | 磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法及び装置 |
| JP2008221024A (ja) * | 2008-06-26 | 2008-09-25 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
| US8648599B2 (en) | 2010-09-28 | 2014-02-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| JPWO2013051411A1 (ja) * | 2011-10-07 | 2015-03-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置およびデータ取得率決定最適化方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3322943B2 (ja) | 2002-09-09 |
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