JP2007325728A - フェイズサイクリング法及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】フェイズサイクリング法を使わない場合と同じ時間で、フェイズサイクリング法による画像を得ることができるフェイズサイクリング法及び磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】フェイズサイクリング法において、ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでα°パルスの位相（すなわち、ＲＦ送信位相）の増減量を変化させてフェイズサイクリングを行う。ＲＦ送信位相の増減量は、データ収集開始時とデータ収集終了時とで異なるように変化する。その変化量は、０から所定の値までの間で変動する。擬似的に定常状態を維持できるように徐々にＲＦ送信位相の増減量を変化させる程度に所定の値が設定されている。当該所定の値の決定方法は本発明では限定しないが、例えば経験的に取得した値を使用することができる。
【選択図】図３

Description

本発明は、バンドアーティファクトを軽減するフェイズサイクリング法及びこれを用いた磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）では、短時間で正確な画像を生成することが望まれている。
勾配磁場によってＴＲ内に発生する横磁化の位相シフトを、ＴＲ内、すなわち次のＲＦパルスの励起前に巻き戻すグラジエントエコー系のＳＳＦＰパルスシーケンスは、一般に、ＦＩＳＰ（Fast Imaging with Steady-state Precession）やＦＩＥＳＴＡ（Fast Imaging Employing STeady-state Acquisition）の名で呼ばれている。ＳＳＴＰ（Steady State Frequency Precession）とは、定常状態自由歳差運動を意味し、被検体内のスピンをＳＳＦＰ状態にしてスキャンを行うと、短いスキャン時間で、強度が強く、コントラストの高い信号を得ることができるという利点がある。一般的なＦＩＳＰのＲＦパルスの送信位相は、励起毎に０−１８０−０−１８０（ｄｅｇ）の繰り返しで定常状態ＳＳＴＰが形成される。
一方、磁場不均一の影響を受けやすく、バンドアーティファクト（Band Artifact）と呼ばれる帯状の低信号領域が発生するという問題がある。

このバンドアーティファクトを解消する方法として、特許文献１等に開示されたフェイズサイクリング（Phase Cycling）法がある。フェイズサイクリング法とは、撮影対象内のスピンをＳＳＦＰ状態にして磁気共鳴撮影を行い、位相が変化しないＲＦパルスを用いて収集したエコーデータ（ＭＲ信号）と、位相が０とπとに交互に変化するＲＦパルスを用いて収集したエコーデータとを加算して（或いは差をとって）画像を生成する技術である。

具体的には、例えば、加算回数が２回（以下２Ｎｅｘと称する）の場合、先ず、０−０−０−０（ｄｅｇ）のＲＦ送信位相で画像を取得し、次に、０−１８０−０−１８０（ｄｅｇ）のＲＦ送信位相で画像を取得して、両者の画像を合成することによりバンドアーティファクトを軽減している。この場合、各ＲＦ送信位相の増分は、０度と１８０度である。同様に、３Ｎｅｘや４Ｎｅｘの場合も考えられる。

フェイズサイクリング法では、加算回数（Ｎｅｘ）に応じて、３６０度を均等に分割してＲＦ送信位相の増分を決定している。このようにＲＦ送信位相の増分を変えて複数回のサンプリングを行うことにより、バンドアーティファクトの発生する位置をシフトさせて複数の画像を得ることができ、さらに、これらサンプリングした画像を合成することによって、バンドアーティファクトの影響を軽減している。
特開２００４−１２１４６６号公報

フェイズサイクリング法では、このようなデータ収集をＲＦパルスの位相を１回のスキャンの間に所定の回数だけ変更させながら行う。
このため、ＲＦパルスを変更させるたびに磁化が定常状態になるまで待機する必要があり、スキャン時間が長くなる、という不利益があった。

本発明は、上述した不利益を解消するために、フェイズサイクリング法を使わない場合と同じ時間で、フェイズサイクリング法による画像を得ることができるフェイズサイクリング法及び磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

上述した目的を達成するために、第１の発明のフェイズサイクリング法は、勾配磁場によってＴＲ内に発生する横磁化の位相シフトを次のＲＦパルスの励起前に巻き戻すグラジエントエコー系のＳＳＦＰパルスシーケンスにおけるフェイズサイクリング法であって、ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでＲＦ送信位相の増減量が異なるように、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で変化させる。

第２の発明の磁気共鳴イメージング装置は、勾配磁場によってＴＲ内に発生する横磁化の位相シフトを次のＲＦパルスの励起前に巻き戻すグラジエントエコー系のＳＳＦＰパルスシーケンスにおけるフェイズサイクリング法を用いた磁気共鳴イメージング装置であって、ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでＲＦ送信位相の増減量が異なるように、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で変化させる。

本発明によれば、フェイズサイクリング法を使わない場合と同じ時間で、フェイズサイクリング法による画像を得ることができるフェイズサイクリング法及び磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。

本実施形態のフェイズサイクリング法を用いたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置１００について説明する。
図１は本発明のＭＲＩ装置１００の概略構成図である。
図１を参照して、本発明のＭＲＩ装置１００の構成およびその基本動作について述べる。

本発明のＭＲＩ装置１００は、マグネットシステム１、データ収集部５、ＲＦコイル駆動部４、勾配コイル駆動部３、シーケンス制御部６、データ処理部７、表示部８、操作部９を有する。

マグネットシステム１は、主磁場コイル部１１、勾配コイル部１２およびＲＦコイル部１３を有しており、これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、概ね円柱状の内部空間（ボア）に、互いに同軸状に配置されている。
磁気共鳴現象を用いた撮影の対象となる人体などの撮影対象（または撮像対象、または被検体）ＳＵがクレードル２に搭載されて図示しない搬送手段により、撮影部位に応じて、マグネットシステム１内のボア内を移動する。

主磁場コイル部１１は、マグネットシステム１の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね撮影される被検体ＳＵの体軸の方向に平行であり水平磁場を形成する。
主磁場コイル部１１は通常、超伝導コイルを用いて構成されるが、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。

勾配コイル部１２は、互いに直交する３軸、すなわち、スライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ主磁場コイル部１１によって形成された静磁場強度に勾配を持たせるための３種の勾配磁場を発生する。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１２は図示しない３系統の勾配コイルを有する。勾配コイル部１２には勾配コイル駆動部３が接続されており、勾配コイル駆動部３は勾配コイル部１２に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部３は、勾配コイル部１２における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場と言い、位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場（またはフェーズエンコード勾配磁場）と言い、周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場（または、周波数エンコード勾配磁場）と言う。

３次元直交座標系において、静磁場空間における互いに直交する座標軸をｘ軸、ｙ軸、ｚ軸としたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。本実施形態においては、スライス軸を被検体ＳＵの体軸の方向をｚ軸方向とし、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。
なお、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の直交性を保ったまま、ｘ、ｙ、ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。

ＲＦコイル部１３にはＲＦコイル駆動部４が接続されており、ＲＦコイル駆動部４はＲＦコイル部１３に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信する。ＲＦコイル部１３は静磁場空間に被検体ＳＵの体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信といい、ＲＦ励起信号をＲＦパルスという。
励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴（ＭＲ）信号は、ＲＦコイル部１３によって受信される。ＲＦコイル部１３にはデータ収集部５が接続されている。データ収集部５は、ＲＦコイル部１３が受信したエコー信号（またはＭＲ受信信号）をデジタルデータとして収集する。

ＲＦコイル部１３で検出し、データ収集部５で収集したＭＲ信号は、周波数ドメイン（周波数領域）、たとえば、フーリエ空間の信号となる。
位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、ＭＲ信号のエンコードを２軸で行うので、ＭＲ信号は、たとえば、周波数空間をフーリエ空間で例示すると、２次元フーリエ空間における信号として得られる。２次元フーリエ空間をｋスペースともいう。
位相（フェーズ）エンコード勾配磁場および周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場は、２次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。

勾配コイル駆動部３、ＲＦコイル駆動部４およびデータ収集部５にはシーケンス制御部６が接続されている。
シーケンス制御部６は、第１信号演算制御処理手段、たとえば、第１コンピュータ等を用いて構成される。シーケンス制御部６は図示しない第１メモリを有する。第１メモリはシーケンス制御部６用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
シーケンス制御部６の各種機能は、第１コンピュータが第１メモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。

データ収集部５の出力側はデータ処理部７に接続されている。データ収集部５が収集したデータはデータ処理部７に入力される。データ処理部７は、シーケンス制御部６を構成する第１信号演算制御処理手段とは異なる第２の信号演算制御処理手段、たとえば、第２のコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部７は図示しない第２メモリを有する。第２メモリはデータ処理部７用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。

データ処理部７はシーケンス制御部６に接続されており、データ処理部７はシーケンス制御部６の上位にあってシーケンス制御部６における各種制御処理を統括する。その具体的な方法は、データ処理部７が第２メモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。

データ処理部７は、データ収集部５が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内には上述したｋスペースに対応するデータ空間が形成される。データ処理部７は、ｋスペースのデータを、周波数逆変換、たとえば、２次元逆フーリエ変換することにより撮像した画像を再構成する。

データ処理部７には表示部８が接続されている。表示部８は、グラフィックディスプレー等で構成されている。表示部８は、データ処理部７から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。
またデータ処理部７には操作部９が接続されている。操作部９はポインティングデバイスを備えたキーボード等で構成される。操作部９は、操作者（またはユーザ）によって操作され、パルスシーケンデータベース（ＰＳＤ）などの各種の指令や情報等をデータ処理部７に入力する。
操作者（またはユーザ）は、データ処理部７の制御の元で動作する表示部８および操作部９を通じてインタラクティブに（対話形式で）ＭＲＩ装置１００を操作することができる。

図２に、ＳＳＦＰ状態でのスキャンのパルスシーケンスを示す。
パルスシーケンスは左から右に進行する。図２において、（１）はＲＦ信号のパルスシーケンスを示す。（２）〜（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅ、（３）は周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑ、（４）は位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅを示している。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。

図２に示すように、α°パルスによるスピン励起が行われる。スピン励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。スピン励起は、周期ＴＲで繰り返し行われる。周期ＴＲはパルス繰り返し時間とも呼ばれる。１ＴＲが１ビュー（ｖｉｅｗ）に相当する。

１ＴＲの間に印加される周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑによってエコーが読み出される。なお、エコーはその中心信号で表現する。α°パルスの中心からエコー中心までの時間がエコータイム（echo time）ＴＥである。以下、エコータイムを単にＴＥと称する。

通常は、ＴＥ＝ＴＲ／２となるように、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑが設定される。水と脂肪とを分離して撮影する場合は、ＴＥはさらに、水と脂肪の位相差が２πになる時間の１／ｍとなるように設定される。これはＴＲの設定を通じて行われる。ｍは例えば４である。このとき、水と脂肪の位相差はπ／２となる。なお、ｍは４に限るものではない。

１ＴＲの間のスピン励起の直後と次のスピン励起の直前とにそれぞれ位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが印加される。これら１対の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅは、大きさおよび極性が互いに対称的になっている。これによって、前側の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き上げが行われ、後ろ側の位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅによって位相エンコードの巻き戻しが行われる。位相エンコード量は１ＴＲごとに変更される。

本実施形態のＭＲＩ装置１００では、上述したようにデータ収集を行う際のフェイズサイクリングにおいて、ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでα°パルスの位相（すなわち、ＲＦ送信位相）の増減量を変化させてフェイズサイクリングを行う。
ＲＦ送信位相の増減量は、データ収集開始時とデータ収集終了時とで異なるように変化する。その変化量は、０から所定の値までの間で変動する。ＦＩＳＰでは定常状態を維持しなければならないので、本発明では、擬似的に定常状態を維持できるように徐々にＲＦ送信位相の増減量を変化させる程度に所定の値を設定する。当該所定の値の決定方法は本発明では限定しないが、例えば経験的に取得した値を使用することができる。

以下、具体的に例を挙げて説明する。
図３は、本実施形態のＭＲＩ装置１００のＲＦ送信位相の増減量の変化を説明するための図である。
図３の横軸は時間ｔを、縦軸は位相を示している。
図３に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、スキャン全体においてＲＦ送信位相の増減量を変化させていく。

図３（ａ）に示すｃａｓｅ１では、正の低周波領域のスキャンの開始時点でπであった位相の増減量を徐々に増加させ、負の低周波領域スキャン終了時点でπ＋Δになっている場合を示している。Δは任意に変更が可能である。
図３（ａ）に示すｃａｓｅ２では、スキャンの開始時点でπであった位相を徐々に減少させ、スキャン終了時点でπ−Δになっている場合を示している。
なお、図３（ａ）に示したｃａｓｅ１及びｃａｓｅ２は一例であり、ＲＦ送信位相の増減量は線形に増加（或いは減少）しているが、本発明はこれには限定されない。例えば、図３（ｂ）に示すｃａｓｅ３やｃａｓｅ４のように、変化の割合は時間に対して一定でなくても良い。すなわち、本発明では、ＲＦ送信位相の増減量はスキャンの開始時点から終了時点まで、単調に増加（或いは減少）していればよい。

上述したように位相エンコードおよび周波数エンコードによってエコーを読み出すことにより、ｋスペースのデータがサンプリングされる。
なお、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、時間によってデータを収集するｋスペース上の位置を変化させる。
図４は、時間とｋスペース上のデータ収集が行われている位置との関係を示す図である。
図４に示す横軸ｔは時間軸であり、縦軸ｋｙはｋスペースの位相軸を示している。
なお、図４では２次元スキャンの場合について説明している。３次元スキャンの場合については後述する。

図４（ａ）は、ｋスペース上のデータ収集が行われている位置と時間との関係の一例を示している。
図４（ａ）に示す直線ａ及びｂは、その時点においてデータを収集する領域を示している。
図４（ａ）に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、スキャン開始後、時間の経過と共に正の低周波領域（ｋスペースの中心部に近い部分）を徐々にスキャンして行き（直線ａ）、一定時間が経過した後負の低周波領域をスキャンする（直線ｂ）。
図４（ａ）に示した一例以外にも、図４（ｂ）に示すように、スキャン開始後負の低周波領域をスキャンし、一定時間経過後正の領域をスキャンする構成としても良い。

なお、図３と図４は横軸（時間軸ｔ）が一致しており、対応させることにより、スキャン開始後の時間の経過と、その時点におけるＲＦ送信位相の増減量、その時点においてどの領域をスキャンしているか、を知ることができる。
図５は、図３（ａ）に示した例と、図４（ａ）に示した例とを対応付けた図であり、時間の経過と、ＲＦ送信位相の増減量の変化と、ｋスペース内のスキャンしている場所とを示す図である。
図５に示すように、時点０から時点ｔ１までは、正の低周波領域からＲＦ送信位相の増減量πでデータを収集することが支配的であり、時点ｔ１を過ぎてから時点ｔ２（スキャン終了時）までは負の低周波領域をＲＦ送信位相の増減量π＋Δでデータを収集することが支配的である。
なお、図５に示した場合は一例であり、本発明では、上述したように他の場合もありうる。

上述したように、ＲＦ送信位相の増減量によってバンドアーティファクトの出現する場所が異なるため、従来のフェイズサイクリング法ではバンドアーティファクトの発生する位置をシフトさせて複数の画像を得、これらの画像を合成してバンドアーティファクトのない画像を生成していたが、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、ｋスペース上でデータの合成を行っている。

フェイズサイクリング法を実行するためには、定常状態を保たなければならないが、本実施形態のＭＲＩ装置１００では、上述したようにスキャン全体で徐々にＲＦ送信位相の増減量を変化させているために、擬似的に定常状態を保つことが可能になっている。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００によれば、ＲＦ送信位相の増減量を時間と共に徐々に変化させているので、位相変化の際、磁化が定常状態になるまで待機するための時間が必要なくなり、したがってフェイズサイクリング法を使用しない場合と同じ時間でフェイズサイクリング法によるデータ収集を行うことができる。

以下では、上述した実施形態で説明したＭＲＩ装置１００の変形例について説明する。
＜変形例１＞
本変形例１では、ハーフフーリエ法を本発明に適用した場合について説明する。
本変形例１においても、装置の構成等は上述した実施形態と同様である。
ハーフフーリエ法とは、ｋ空間上の計測データが実数の場合、相互に複素共役の関係にあることを利用して、実際の計測はｋ空間の半分強の領域だけで行い、残りのデータは計算によって得る方法である。ハーフフーリエ法では、残りの半分の領域のデータは、収集したデータの供役複素数を計算することによって得る。

図６に、本変形例１でのデータ収集の際に、ｋスペース上のデータ収集が行われている位置と時間との関係の一例を示している。
図６の横軸は時間ｔ、縦軸はｋスペースの位相軸ｋｙである。
図６に示すように、時点０から時点ｔ３まではｋスペースの正の低周波領域、時点ｔ３からｔ４までは負の低周波領域のデータを収集する。ここまでは上述した実施形態と同様である。

本変形例１では、上述した実施形態で説明したように、ＲＦ送信位相の増減量を徐々に変化させながらデータを収集し、時点ｔ０からｔ３までに収集したデータと、時点ｔ３からｔ４までに収集したデータとを基に別の画像を作成して、これらの画像を基にハーフフーリエ法によって画像を合成する。
すなわち、上述した実施形態ではｋスペース上でデータを合成していたが、本変形例１では、画像を作成してから合成を行っている。

以上説明したように、本変形例１のＭＲＩ装置１００では、従来のハーフフーリエ法でもＲＦ送信位相の増減量を切り替える際に必要であった、磁化が定常状態になるまでのアイドリングの時間をなくすことができ、スキャン全体に要する時間を短縮することができる。
なお、図６に示したｋスペース上のデータ収集が行われている位置と時間との関係は一例であり、本発明では例えば、時点０から時点ｔ３まで負の低周波領域を、時点ｔ３から時点ｔ４まで正の低周波領域をスキャンしても良い。

＜変形例２＞
本変形例２では、上述した実施形態を３次元スキャンに適用した場合について説明する。
図７に３次元スキャンの際にｋスペースのｋｙ−ｋｚ面上においてデータを収集する順番を示す。
図７の縦軸はｋｚ、横軸はｋｙである。
図７に示す（１）〜（４）はデータを収集する順番の一例であり、図７に示すように、第３象限、第２象限、第４象限、第１象限の順に、矢印の方向にデータの収集を行う。

図８に、第３象限においてデータを収集する軌跡の一例を示す。
図８に示すように、ｋスペースの中心部から外側へとデータの収集を行う。これは第４象限（図７の（３））でも同様である。
（２）及び（４）では、図７の矢印に示すように、スキャンする方向は逆（外側から中心部へ）になる。

本変形例２でも、上述した実施形態及び変形例１と同様に、ＲＦ送信位相の増減量を徐々に変化させる。
図９に、時間の経過と、ＲＦ送信位相の増減量の変化と、ｋスペース上のデータ収集が行われている位置との関係の一例を示す。
図９の横軸は時間ｔであり、縦軸は、図の上部では位相であり、下部ではｋスペースの中心からの距離ｋｒである。なお、

である。

図９に示すように、時点０から時点ｔ５までは、図８に示す第３象限のスキャンをＲＦ送信位相の増減量π−Δで行うことが支配的であり、時点ｔ５から時点ｔ６までは、図８に示す第２象限のスキャンをＲＦ送信位相の増減量πで行うことが支配的であり、時点ｔ６から時点ｔ７までは、図８に示す第４象限のスキャンをＲＦ送信位相の増減量πで行うことが支配的であり、時点ｔ７から時点ｔ８までは、図８に示す第１象限のスキャンをＲＦ送信位相の増減量π＋Δで行うことが支配的である。

以上説明したように、本変形例２では、本発明のＭＲＩ装置１００は、３次元スキャンにも適用できる。本変形例２では、ＲＦ送信位相の増減量が３パターン（π−Δ、π、π＋Δ）のデータを合成することができるので、バンドアーティファクトを低減することができる。
なお、上述した図８及び図９のスキャン方法は一例であり、時間によってＲＦ送信位相の増減量及びスキャンを行う場所を変化させれば、本発明は適用できる。

本発明は上述した実施形態には限定されない。
すなわち、本発明の実施に際しては、本発明の技術的範囲またはその均等の範囲内において、上述した実施形態の構成要素に関し様々な変更、コンビネーション、サブコンビネーション、並びに代替を行ってもよい。

上述した実施形態では、図３に示すようにＲＦ送信位相の増減量が単調に増加（あるいは減少）するようにしたが、本発明はこれには限定されない。例えば、図１０に示すように、スキャン開始後しばらくは変化せず、所定の時点から増加あるいは減少を開始してもよい。すなわち、本発明では、スキャン開始時とスキャン終了時で、ＲＦ送信位相の増減量が異なり、擬似的な定常状態を保つことができる程度にその変化が単調であればよい。

図１は、本発明のＭＲＩ装置１００の概略構成図である。 図２は、ＳＳＦＰ状態でのスキャンのパルスシーケンスを示す。 図３は、本実施形態のＭＲＩ装置１００のＲＦ送信位相の増減量の変化を説明するための図である。 図４は、時間とｋスペース上のデータ収集が行われている位置との関係を示す図である。 図５は、時間の経過と、ＲＦ送信位相の増減量の変化と、ｋスペース内のスキャンしている場所との一例を示す図である。 図６は、変形例１でのデータ収集の際に、ｋスペース上のデータ収集が行われている位置と時間との関係の一例を示す図である。 図７は、変形例２において、３次元スキャンの際にｋスペースのｋｙ−ｋｚ面上においてデータを収集する順番を示す図である。 図８は、変形例２において、第３象限におけるデータを収集する軌跡の一例を示す図である。 図９は、時間の経過と、ＲＦ送信位相の増減量の変化と、ｋスペース上のデータ収集が行われている位置との関係の一例を示す。 図１０は、ＭＲＩ装置１００のＲＦ送信位相の増減量の変化の他の例を説明するための図である。

符号の説明

１００…ＭＲＩ装置、１…マグネットシステム、１１…主磁場コイル部、１２…勾配コイル部、１３…コイル部、２…クレードル、３…勾配コイル駆動部、４…コイル駆動部、５…データ収集部、６…シーケンス制御部、７…データ処理部、８…表示部、９…操作部

Claims (10)

1. 勾配磁場によってＴＲ内に発生する横磁化の位相シフトを次のＲＦパルスの励起前に巻き戻すグラジエントエコー系のＳＳＦＰパルスシーケンスにおけるフェイズサイクリング法であって、
   ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでＲＦ送信位相の増減量が異なるように、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で変化させる
   フェイズサイクリング法。
2. 前記ＲＦ送信位相の増減量の変化量は、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で、０から所定の値までの間で変動可能である
   請求項１に記載のフェイズサイクリング法。
3. 前記所定の値は、定常状態を保つことができる程度に前記ＲＦ送信位相の増減量が変化するように設定される
   請求項２に記載のフェイズサイクリング法。
4. ハーフフーリエ法により、正の低周波領域におけるデータと、負の低周波領域におけるデータとを基に生成した異なる２つの画像を合成してＭＲ画像を生成する
   請求項３に記載のフェイズサイクリング法。
5. ３次元スキャンに適用可能である
   請求項３に記載のフェイズサイクリング法。
6. 勾配磁場によってＴＲ内に発生する横磁化の位相シフトを次のＲＦパルスの励起前に巻き戻すグラジエントエコー系のＳＳＦＰパルスシーケンスにおけるフェイズサイクリング法を用いた磁気共鳴イメージング装置であって、
   ｋスペース上の正の低周波領域におけるデータ収集時と、負の低周波領域におけるデータ収集時とでＲＦ送信位相の増減量が異なるように、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で変化させる
   磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記ＲＦ送信位相の増減量の変化量は、ＲＦ送信位相の増減量をデータ収集開始時からデータ収集終了時の間で、０から所定の値までの間で変動可能である
   請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記所定の値は、定常状態を保つことができる程度に前記ＲＦ送信位相の増減量が変化するように設定される
   請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. ハーフフーリエ法により、正の低周波領域におけるデータと、負の低周波領域におけるデータとを基に生成した異なる２つの画像を合成してＭＲ画像を生成する
   請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. ３次元スキャンに適用可能である
    請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
    

Images