JP4225648B2 - Mri装置 - Google Patents
Mri装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4225648B2 JP4225648B2 JP25463599A JP25463599A JP4225648B2 JP 4225648 B2 JP4225648 B2 JP 4225648B2 JP 25463599 A JP25463599 A JP 25463599A JP 25463599 A JP25463599 A JP 25463599A JP 4225648 B2 JP4225648 B2 JP 4225648B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- space
- mri apparatus
- region
- pulse sequence
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象に基づいて被検体内部をMR(磁気共鳴)イメージングで画像化するMRI(磁気共鳴イメージング)装置に関する。とくに、本発明は、フーリエ変換法に依る再構成を行うMRイメージングであって、エコーデータの収集順を改善したMRイメージングに関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するエコー信号などのMR信号から画像を再構成するイメージング法である。
【0003】
この磁気共鳴イメージングを行うには、各種のパルスを一定の規則に沿って時系列に並べたパルス列、いわゆるパルスシーケンスに基づき、RFコイルから被検体にパルスを送信し、この印加に応答してスピンの磁気共鳴現象によって発生するエコー信号(MR信号)をRFコイルを通して受信することが必要である。受信したエコー信号はその後の信号処理によりエコーデータに変換される。画像再構成法がフーリエ変換法の場合、エコーデータは位相エンコード量に対応させて周波数空間(k空間)に配置される。この周波数空間の配置データは更にフーリエ変換されて実空間の画像に再構成される。
【0004】
このようなイメージングを行うに際し、通常、被検体のイメージング部位に存在するスピンの縦磁化成分の大きさが一定になった定常状態において、エコー信号を収集するという手法が採られている。この定常状態を得る1つの方法として、ダミーパルス(空打ちパルス)としてRFパルスの印加がある。つまり、数個(たとえ20個程度)のダミーパルスがパルスシーケンスの最初の部分に付与される。このため、このダミーパルスにより、スピンの縦磁化成分の大きさの一定化が図られる。
【0005】
一方、前述したように、エコーデータはその位相エンコード量に応じてk空間に配置されるので、位相エンコード量を可変する順序に応じてk空間でのデータ配置順序が決まる。従来、位相エンコード量の可変順序としてはリニアオーダー(linear order)の位相エンコード法、セントリックオーダーの(centric order)の位相エンコード法が知られている。リニアオーダーの位相エンコード法は、図17に示す如く、k空間の位相エンコード方向においてその高周波領域から低周波領域に、さらに高周波領域に至る、k空間上でのリニアな順番でデータを配置する方法である。なお、k空間にあっては、その位相エンコード方向における位相エンコード量が零の、同空間中心部のエンコード領域に近づく程、低周波になる。また、セントリックオーダーの位相エンコード法は、図18に示す如く、k空間の低周波領域(k空間の中心部)から高周波領域(同空間の位相エンコード方向における端部寄りの領域)に至る順番でデータを配置する方法である。
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述したリニアオーダー及びセントリックオーダーの位相エンコード法は以下のような問題があった。
【0007】
リニアオーダーの場合、エコーデータはk空間を高周波領域から零エンコード領域、さらに高周波領域へとリニアに配置が進むように位相エンコード量が制御されるが、一般の腹部撮影用プロトコルにおいて、この制御中の心臓拍動に因るフローアーチファクトが他の臓器上に現れ、誤診に繋がる恐れがあった。
【0008】
一方、セントリックオーダーの位相エンコード法の場合、k空間の中心に配置するデータを最初に収集するため、渦電流の影響を受け易く、またスピンの縦磁化の振幅変化の影響も無視できないので、ダミーパルスの印加、すなわち空打ちがどうしても必要になる。この結果、前述したと同様に、撮像時間の長期化を招いてしまう。
【0009】
本発明は、このような従来技術が直面する現状を打破するためになされたもので、2次元及び3次元のMRイメージングにおいて、ダミーパルスを使用せずに、画像コントラストの向上及び心臓の拍動などに因るフローアーチファクトを低減させることを、その目的とする。
【0010】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明は、空打ちの無いパルスシーケンスを採用し、縦磁化成分の大きさが略一定となった定常状態でk空間の位相エンコード方向の中心部に配置するエコーデータが収集できるように、パルスシーケンスの位相エンコード量を制御することに、その基礎を置いている。
【0011】
つまり、パルスシーケンスを実行することにより、k空間上の高周波成分のエコーデータは、スピンの縦磁化成分が未だ定常状態にはなっていない縦磁化成分の状態で先に励起される。この励起は実質的に空打ちの機能を果たす。この高周波成分は画像コントラストには殆ど寄与しないので、定常状態には至っていなくても画質には殆ど影響しない。一方、k空間上の低周波成分のエコーデータは、スピンの縦磁化成分が既に定常状態になった状態で励起される。このため、信号強度が安定するので、画像コントラストが向上し、心臓の拍動などに因るフローアーチファクトが低減する。
【0012】
この本発明に拠る位相エンコード量の制御法を、「逆セントリックオーダー(reverse centric order)」の位相エンコード法(すなわちデータ収集)と呼ぶことにする。
【0013】
本発明の具体的な構成は以下のように提供される。
【0014】
本発明のMRI装置は、所定のパルスシーケンスを実行して被検体内で生じるエコー信号を受信し、このエコー信号のデータを周波数空間に配置して画像生成を行うMRI装置において、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、高速SE法にハーフフーリエ法を併用したことにより形成されるパルスシーケンスであり、前記データを前記周波数空間に配置するときに、この周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進みながらデータ配置を行い、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置を始め、前記周波数空間において前記データを演算により求めて配置する第1の領域とこの前記第1の領域と対を成す第2の領域を除く残りの領域についてその高調波領域から前記データの配置を始めるデータ配置手段を備えたことを特徴とする。
【0015】
好適には、前記データを前記周波数空間に配置するときに、スピンの縦磁化成分の大きさが一定と見なすことができる定常状態で前記周波数空間の低周波数領域にデータ配置が行われる。
【0016】
一例として、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置が始められる。
【0017】
また、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは複数回のリフォーカスRFパルスの印加に分けてエコー信号を収集するパルスシーケンスであり、この各印加毎に、前記データ配置手段は、前記周波数空間における高調波領域から交互に前記データの配置を始めるようにしてもよい。
【0019】
さらに、前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、2次元スキャンまたは3次元スキャンを行うためのパルスシーケンスであってもよい。
【0020】
さらに別の例として、前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置を、その周波数空間の一部に止めることを特徴とする。この場合、前記データ配置手段は、周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置が終わった後、当該周波数空間の残りの領域について低周波領域から高周波領域に経時的に進むデータ配置を継続することができる。前記データ配置手段は、周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の領域に対して経時的にデータ配置を交互に行うことができる。
【0025】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るMRI装置の1つの実施の形態を、図1〜図16参照して説明する。
【0026】
この実施形態に係るMRI(磁気共鳴イメージング)装置の概略構成を図1に示す。
【0027】
このMRI装置は、被検体としての患者Pを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Pの心時相を表す信号としてのECG信号を計測する心電計測部と、患者Pに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。
【0028】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石1と、この磁石1に電流を供給する静磁場電源2とを備え、被検体Pが遊挿される円筒状の開口部(診断用空間)の軸方向(Z軸方向)に静磁場H0 を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられている。このシムコイル14には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源15から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Pを載せた天板を磁石1の開口部に退避可能に挿入できる。
【0029】
傾斜磁場発生部は、磁石1に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット3を備える。この傾斜磁場コイルユニット3は、互いに直交するX、Y及びZ軸方向の傾斜磁場を発生させるための3組(種類)のx,y,zコイル3x〜3zを備える。傾斜磁場部はまた、x,y,zコイル3x〜3zに電流を供給する傾斜磁場電源4を備える。この傾斜磁場電源4は、後述するシーケンサ5の制御のもと、x,y,zコイル3x〜3zに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【0030】
傾斜磁場電源4からx,y,zコイル3x〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である3軸X,Y,Z方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場GS、位相エンコード方向傾斜磁場GE、および読出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場GRの各論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場H0に重畳される。
【0031】
送受信部は、磁石1内の撮影空間にて被検体Pの近傍に配設されるRFコイル7と、このコイル7に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。この送信器8T及び受信器8Rは、後述するシーケンサ5の制御のもとで動作する。送信器8Tは、核磁気共鳴(NMR)を起こさせるためのラーモア周波数のRF電流パルスをRFコイル7に供給する。受信器8Rは、RFコイル7が受信したエコー信号などのMR信号(高周波信号)を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、A/D変換してMR信号に応じたデジタル量のエコーデータ(原データ)を生成する。
【0032】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ(シーケンスコントローラとも呼ばれる)5、ホスト計算機6、演算ユニット10、記憶ユニット11、表示器12、入力器13、および音声発生器16を備える。この内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ5にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【0033】
ホスト計算機6は、以下に示すパルスシーケンスの何れかに基づいてイメージングスキャンを実施する。このイメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するMRスキャンであり、2次元スキャン又は3次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、患者が息を吸った状態または吐いた状態で息を止める息止め法、および、ECG信号に依るECGゲート法を併用して行ってもよい。
【0034】
このパルスシーケンスは、本実施形態では、3次元(3D)スキャンまたは2次元(2D)スキャン)に基づくパルス列であって、例えば、SE(スピンエコー)法、FSE(高速SE)法、FASE(高速 Asymmetric SE)法(すなわち、高速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法)、EPI(エコープラナーイメージング)法に拠るパルス列が用いられる。これのパルス列には何れも、本発明に係る「逆セントリックオーダー」の位相エンコード法(データ収集法)が適用されている。
【0035】
シーケンサ5は、CPUおよびメモリを備えており、ホスト計算機6から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源4、送信器8T、受信器8Rの動作を制御するとともに、受信器8Rが出力したMR信号のエコーデータ(デジタル量)を一旦入力し、これを演算ユニット10に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、送信器8Tおよび受信器8Rを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばx,y,zコイル3x〜3zに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【0036】
また、演算ユニット10は、受信器8Rが出力したエコーデータ(原データまたは生データとも呼ばれる)を、シーケンサ5を通して入力し、その内部メモリ上の2次元又は3次元のk空間(フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる)にエコーデータを配置し、このエコーデータをその各組毎に2次元または3次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。演算ユニット10はまた、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理、差分演算処理などを行うことができる。
【0037】
記憶ユニット11は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器12は画像を表示する。また入力器13を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機6に入力できる。
【0038】
また、息止め指令部の一要素として音声発生器16を備える。この音声発生器16は、ホスト計算機6から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【0039】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてECG信号を電気信号として検出するECGセンサ17と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機6およびシーケンサ5に出力するECGユニット18とを備える。この心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ5により用いられる。これにより、ECGゲート法(心電同期法)による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくECGゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【0040】
本実施形態の構成において、シーケンサ5、ホスト計算機6、及び演算ユニット10がデータ配置手段を構成している。
【0041】
次に、図2〜12を参照して、本実施形態のMRI装置によるイメージングスキャンの動作を説明する。
【0042】
[第1実施例(図2〜4)]
この実施形態で採用できる第1実施例を図2〜4に基づき説明する。この実施例は、パルスシーケンスとして図2に示す、FE法に拠る2次元スキャンを採用したものである。シーケンサ5はホスト計算機6から与えられる、このFE法に拠る2次元スキャンのパルスシーケンス情報に基づき傾斜磁場電源4及び送信器8Tの動作を制御する。
【0043】
この2次元スキャンによれば、最初にスライス用傾斜磁場パルスGSと共に励起用の90°RFパルスが印加され、被検体の選択励起が行われる。この後、読出し用傾斜磁場GRを印加するとともに、逆セントリックオーダーの位相エンコード法を適用した位相エンコード用傾斜磁場GEを印加する(図2において、位相エンコード用傾斜磁場GEの波形上に記載している、略Wの字状の矢印記号は「逆セントリックオーダー」の波形であることを表している)。
【0044】
さらに、この後、読出し用傾斜磁場GRの極性を反転させてエコー信号を収集する。位相エンコード用傾斜磁場GEは、例えば位相エンコード数128をその+極性側及び−極性側の振幅値に割り当てている。この磁場波形GEの振幅値=0がk空間の位相エンコード量=0に対応している。
【0045】
この内、位相エンコード用傾斜磁場GEを印加するとき、その位相エンコード量は図3に模式的に示す如く制御される。すなわち、位相エンコード量が励起毎に低下し且つその極性が+側、−側交互に振れるように制御される。しかも、初めの励起部分の1回目及び2回目の位相エンコード量はk空間の最も高周波なエンコードを担う量に設定され、最後の128回目の励起に伴うそれはk空間の位相エンコード量=0に対応している。
【0046】
このため、励起毎に収集されるエコーデータは、図4に模式的に示す順序で、k空間の対応する位相エンコード量の位置に順次配置される。すなわち、1回目の励起に伴って収集されるエコーデータはk空間の一番上の位相エンコード量位置に配置され、2回目のそれはk空間の一番下の位置に配置される。さらに3回目に収集のエコーデータは1回目の下の位相エンコード量の位置に配置され、4回目のそれは2回目の上の位相エンコード量の位置に配置される。以下同様にk空間上でその位相エンコード方向の上下に交互に配置され、最後の128回目に収集されるエコーデータは丁度、位相エンコード量=0の位置に配置される。
【0047】
このように逆セントリックオーダーのデータ収集に対応して配置された2次元のエコーデータは、演算ユニット10において、そのデータの組毎に2次元フーリエ変換に処せられ(再構成)、実空間の画像データが生成される。この画像データは、表示器12により表示されるとともに、記憶ユニット11に格納される。
【0048】
[第2実施例(図5)]
この第2実施例は、図5に示す如く、第1実施例に示したFE法に拠るパルスシーケンスにおいて、その励起前にサチュレーションパルスSAT及びスポイラーパルスSPを印加するものである。このサチュレーションパルスSATの印加によって、イメージング部位に流入する血流のスピンが予め飽和され、イメージング部位で収集される血流信号が抑制される。位相エンコード用傾斜磁場GEは逆セントリック位相エンコード法に基づき印加される。
【0049】
[変形例(図6〜9)]
次に、上述した第1及び第2実施例の変形例を図6〜9に基づき説明する。詳しくは、上述した第1,第2実施例において、MR造影剤を併用した場合の不具合を回避する構成に関する。
【0050】
造影剤を使用してMRスキャンを逆セントリック位相エンコード法に拠り実施する場合、図6及び7に示す如く、k空間の低周波成分(位相エンコード量=0及びその極く近傍の領域)が収集される大体の時刻に造影剤がスキャン部位に到達するように撮影開始時間が設定されることがある。このように逆セントリックオーダーで収集すると、低周波成分の前に収集される中、高周波成分の信号には造影剤の効果が殆ど効かず、信号値が低くなって、画像の細部にボケを生じる恐れがある。
【0051】
これを回避するために、図8,9に示す如く、ある程度のエンコード回数までは逆セントリックオーダーで高周波成分を収集し、それ以降の残った領域の位相エンコード量をセントリックオーダーで収集する。つまり、逆セントリックオーダーとセントリックオーダーとが併用される。これにより、逆セントリックオーダーで収集した初期の高周波成分は依然として空打ちの効果を有する。撮影後半部分のセントリックオーダーで収集した領域部分には造影剤の効果を反映させたデータが配置されるので、ある程度までの高周波成分も高信号に保持されており、画像のボケを防ぐことができる。また、逆セントリックオーダーとセントリックオーダーは、k空間へのデータ配置の規則性が時間に関して対称であるので、心臓の拍動に関わる周期的なアーチファクトも同様に分散させ、目立たなくすることができる。
【0052】
[第3実施例(図10)]
第3実施例は、図10に示す如く、SE法に拠るパルスシーケンスに従って2次元スキャンのパルス印加を行うものである。励起用の90°RFパルスが印加された後、所定時間TE/2後にリフォーカス用の180°RFパルスが印加される。この後、位相エンコード用傾斜磁場GEが印加されるが、この磁場波形GEは逆セントリックオーダーの位相エンコード法(すなわちデータ収集法)に基づき、例えばその振幅値の変更順番が制御される。
【0053】
[第4実施例(図11〜13)]
第4実施例は、FSE法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより2次元スキャンを行う例である。
【0054】
シーケンサ5によって、図11に示す如く、最初に励起用の90°RFパルスが印加された後、複数個のリフォーカス用の180°RFパルスが一定時間毎に順次印加され、これによりスピンのリフォーカス毎に複数個のエコー信号が発生する。これらのエコー信号は位相エンコード用傾斜磁場GEが事前に印加され、読出し用傾斜磁場GRの印加と共に収集される。収集されたエコー信号は受信器8Rでエコーデータに生成された後、演算ユニット10で2次元k空間上に配置される。
【0055】
エコー信号数が例えば8個であるとすると、この励起毎に収集される8個のエコー信号のエコーデータを用いてk空間が埋められる。k空間が例えば128×128のマトリクスサイズを有する場合、16回の励起分のエコーデータがあればk空間全部のデータ配置が完了する。このため、k空間はその位相エンコード方向kpeに8個の領域R1〜R8に分割され、各回の励起に拠る8個のエコーデータは8個の分割領域R1〜R8の夫々に順次配置される。
【0056】
このとき、位相エンコード用傾斜磁場GEは、各回の励起毎に、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法(データ収集法)を適用して、その振幅の変更順が制御される。つまり、図12に示す如く、各回の励起に伴う、8個のエコー信号に付与する位相エンコード量が逆セントリックオーダーで制御される。
【0057】
この結果、図13に示す如く、各回の励起毎に、エコーデータはk空間の高周波領域から低周波領域にかけて配置される。k空間の分割領域R1〜R8が同図のように上から順に並んでいるとすると、各回の励起毎に、k空間の上下端の分割領域の一方から他方に、その次の低周波寄りの分割領域の一方から他方に、…といった順序で(R1、R8、R2、R7、…、R4、R5)、エコーデータが配置される。
【0058】
このように配置されたエコーデータは2次元フーリエ変換に付され、実空間の画像データに再構成される。
【0059】
[第5実施例(図14〜15)]
第5実施例は、FASE法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより3次元スキャンを行う例である。
【0060】
FASE法は、SE系のパルスシーケンスであり、FSE法とハーフフーリエ法を併用した、図14に示すパルス列を有する。このパルスシーケンスを実行することにより、k空間の所定領域Aに充填するエコーデータが収集され、残りの領域Bのエコーデータは収集データから演算により求められ、配置される。
【0061】
このFASE法のパルスシーケンスで用いる位相エンコード用傾斜磁場GEは、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法(データ収集法)が採用されている。具体的には、図15に示す如く、k空間の収集データ配置用の所定領域Aのうち、零エンコードを挟む位相エンコード方向上下の対象領域A1,A2について、前述した実施例と同様に、逆セントリックオーダーで位相エンコード用傾斜磁場GEが設定されている。
【0062】
上述の所定領域Aのうち、演算によりデータ配置を行う領域Bと対象を成す、この領域と反対側の高周波領域A3に対しては、その位相エンコード量毎に順にデータ収集ができるように位相エンコード用傾斜磁場GEが設定されている。この高周波領域A3のデータは、上述した対象領域A1,A2のデータ収集の後で収集される。
【0063】
[第6実施例(図16)]
第6実施例は、EPI法に拠るパルスシーケンスを採用し、これにより2次元スキャンを行う例である。
【0064】
図16に、このFE系のEPI法に拠るパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスにおいて印加する位相エンコード用傾斜磁場GEに、本発明に係る逆セントリックオーダーの位相エンコード法(データ収集法)が適用されている。これにより、k空間には前述した図3,4と同様の順序で、高周波領域から低周波領域にかけて順にデータ配置が行われる。
【0065】
以上のように、本実施形態によれば、逆セントリックオーダーの元に、2次元又は3次元のスキャンを各種のパルス列の形態で実施できる。
【0066】
このため、k空間の高周波領域である、位相エンコード方向の端部側領域のエコーデータが先に収集及び配置され、低周波領域である同方向の中心部分のエコーデータは後で収集及び配置される。時間的に先行する、画像コントラストには殆ど寄与しない高周波領域のエコーデータ収集用のパルス印加が、従来のダミーパルスの印加の機能を兼ねることになる。つまり、高周波領域のエコーデータを収集している間に、スピンの縦磁化成分の振幅が略一定となる定常状態が達成され、この定常状態で画像コントラストに反映されるk空間の中心部のデータ収集及び配置が行われる。したがって、従来のようにパルスシーケンスの冒頭で印加するダミーパルスは不要になり、この印加に必要な時間も不要になって、全体の撮影時間を短縮させることができる。
【0067】
また、このスキャン法を使ってマルチスライス撮影を行う場合でも、画像コントラストに支配的なk空間中心部のエコーデータはスピンの定常状態で収集されるため、マルチスライス間の感度むらを低減させることができる。
【0068】
さらに、この逆セントリックオーダーに依るスキャンによれば、データ収集及び配置の周期性を分断及び分散せさた状態になるので、従来のリニアオーダーの位相エンコード法と比較して、心臓の拍動に因るフローアーチファクトを低減又は分散させることができる。
【0069】
さらにまた、この逆セントリックオーダーのデータ収集によれば、渦電流の安定後にk空間中心部のエコーデータが収集されるので、渦電流の影響も受け難いという利点がある。
【0070】
また、k空間の高周波領域のデータ収集のためのRFパルスの印加(励起)を時間的に先に行うスキャン法の場合、MT効果を引き起こさせることができ、このMT効果を各種のイメージングに積極的に利用可能になる。このMT効果を利用して画像コントラストを向上させることもできる。
【0071】
なお、本発明は上述した実施形態の構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に要旨に基づき、さらに種々の形態に変形可能なことは勿論である。
【0072】
【発明の効果】
本発明に係るMRI装置によれば、画像コントラストには殆ど寄与しない高周波領域のデータ収集を行っている間のパルス印加が空打ち機能を果たし、画像コントラストを決める低周波領域のデータ収集時にはスピンの縦磁化成分がほぼ一定の定常状態になる。この結果、従来のようにダミーパルスを使用せずとも、画像コントラストの向上及び心臓の拍動などに因るフローアーチファクトを低減させる、2次元又は3次元のMRイメージングを行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施形態に係るMRI装置の構成の一例を示す概略ブロック図。
【図2】第1実施例に係る、FE法に基づく2次元スキャンのパルスシーケンス。
【図3】第1実施例における時間経過に伴う位相エンコード量の変化(逆セントリックオーダーの変化)を示す図。
【図4】第1実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのk空間の模式図。
【図5】第2の実施例に係る、FE法に基づく2次元スキャンのパルスシーケンス。
【図6】第1、第2実施例の変形例を説明するための逆セントリックオーダーの位相エンコードと造影剤の到達タイミングを説明する図。
【図7】図6に対応した逆セントリックオーダーに拠るk空間の説明図。
【図8】第1、第2実施例の変形例を説明するための逆セントリックオーダーとセントリックオーダーの併用型の位相エンコードと造影剤の到達タイミングを説明する図。
【図9】図8に対応した併用型オーダーに拠るk空間の説明図。
【図10】第3の実施例に係る、SE法に基づく2次元スキャンのパルスシーケンス。
【図11】第4の実施例に係る、FSE法に基づく2次元スキャンのパルスシーケンス。
【図12】第4実施例における時間経過に伴う各励起毎の位相エンコード量の変化(逆セントリックオーダーの変化)を示す図。
【図13】第4実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのk空間の模式図。
【図14】第5の実施例に係る、FASE法に基づく3次元スキャンのパルスシーケンス。
【図15】第5実施例における逆セントリックオーダーに従うデータ配置順を示すためのk空間の模式図。
【図16】第6の実施例に係る、FE系のEPI法に基づく2次元スキャンのパルスシーケンス。
【図17】従来のリニアオーダーのデータ収集を示すためのk空間の模式図。
【図18】従来のセントリックオーダーのデータ収集を示すためのk空間の模式図。
【符号の説明】
1 磁石
2 静磁場電源
3 傾斜磁場コイルユニット
4 傾斜磁場電源
5 シーケンサ
6 ホスト計算機
7 RFコイル
8T 送信器
8R 受信器
10 演算ユニット
11 記憶ユニット
12 表示器
13 入力器
Claims (7)
- 所定のパルスシーケンスを実行して被検体内で生じるエコー信号を受信し、このエコー信号のデータを周波数空間に配置して画像生成を行うMRI装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、高速SE法にハーフフーリエ法を併用したことにより形成されるパルスシーケンスであり、
前記データを前記周波数空間に配置するときに、この周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進みながらデータ配置を行い、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の高調波領域から交互に前記データの配置を始め、前記周波数空間において前記データを演算により求めて配置する第1の領域とこの前記第1の領域と対を成す第2の領域を除く残りの領域についてその高調波領域から前記データの配置を始めるデータ配置手段を備えたことを特徴とするMRI装置。 - 請求項1記載のMRI装置において、
前記データ配置手段は、前記データを前記周波数空間に配置するときに、スピンの縦磁化成分の大きさが一定と見なすことができる定常状態で前記周波数空間の低周波数領域にデータ配置を行うことを特徴とするMRI装置。 - 請求項1記載のMRI装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは複数回のリフォーカスRFパルスの印加に分けてエコー信号を収集するパルスシーケンスであり、この各印加毎に、前記データ配置手段は、前記周波数空間における高調波領域から交互に前記データの配置を始めるように設定したことを特徴とするMRI装置。 - 請求項1記載のMRI装置において、
前記エコー信号を収集するパルスシーケンスは、2次元スキャンまたは3次元スキャンを行うためのパルスシーケンスであることを特徴とするMRI装置。 - 請求項1記載のMRI装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置を、その周波数空間の一部に止めるように設定したことを特徴とするMRI装置。 - 請求項5記載のMRI装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間の高周波領域から低周波領域に経時的に進むデータ配置が終わった後、当該周波数空間の残りの領域について低周波領域から高周波領域に経時的に進むデータ配置を継続するように設定したことを特徴とするMRI装置。 - 請求項6記載のMRI装置において、
前記データ配置手段は、前記周波数空間における位相エンコード方向の零エンコードを中心とする相互に逆極性の領域に対して経時的に交互にデータ配置を行うように設定したことを特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP25463599A JP4225648B2 (ja) | 1999-09-08 | 1999-09-08 | Mri装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP25463599A JP4225648B2 (ja) | 1999-09-08 | 1999-09-08 | Mri装置 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2001070283A JP2001070283A (ja) | 2001-03-21 |
JP2001070283A5 JP2001070283A5 (ja) | 2006-10-26 |
JP4225648B2 true JP4225648B2 (ja) | 2009-02-18 |
Family
ID=17267767
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP25463599A Expired - Lifetime JP4225648B2 (ja) | 1999-09-08 | 1999-09-08 | Mri装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4225648B2 (ja) |
Families Citing this family (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2001058352A1 (fr) * | 2000-02-07 | 2001-08-16 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie par resonance magnetique |
JP4331451B2 (ja) * | 2002-09-02 | 2009-09-16 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2007075387A (ja) * | 2005-09-15 | 2007-03-29 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 息止めmr撮影方法、mri装置、息止め断層像撮影方法および断層像撮影装置 |
JP2008055023A (ja) * | 2006-09-01 | 2008-03-13 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP5686660B2 (ja) * | 2010-05-27 | 2015-03-18 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
KR101126162B1 (ko) * | 2010-06-14 | 2012-03-22 | 아주대학교산학협력단 | 다중 에코 mr 영상의 혈류인공물 제거 방법 |
WO2014042026A1 (ja) * | 2012-09-11 | 2014-03-20 | 株式会社 東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 |
US9983286B2 (en) * | 2014-06-23 | 2018-05-29 | Toshiba Medical Systems Corporation | SAR reduction in fast advanced spin echo (FASE) or single-shot fast spin echo (SS-FSE) imaging |
-
1999
- 1999-09-08 JP JP25463599A patent/JP4225648B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2001070283A (ja) | 2001-03-21 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4040742B2 (ja) | Mri装置 | |
JP5002099B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4309632B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP3995542B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージングのデータ収集方法 | |
US7256580B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP5854575B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP3973733B2 (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
JPH0578341B2 (ja) | ||
JP4253526B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4225648B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4406139B2 (ja) | Mri装置 | |
JP2000157507A (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
JP4413304B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4220592B2 (ja) | Mri装置 | |
KR101282124B1 (ko) | 자기공명영상 장치 및 이를 이용하여 영상을 생성하는 방법 | |
JP2013070765A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4334049B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4777372B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP4443918B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の信号処理方法 | |
JP5175420B2 (ja) | Mri装置及びmrイメージング方法 | |
JP4086544B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
JP5575695B2 (ja) | Mri装置 | |
JP4929239B2 (ja) | Mri装置 | |
JP2000325327A (ja) | Mri装置およびmrイメージング方法 | |
JP5087172B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060908 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060908 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080805 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080819 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081017 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20081118 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20081125 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111205 Year of fee payment: 3 |
|
R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 4225648 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111205 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121205 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131205 Year of fee payment: 5 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
R371 | Transfer withdrawn |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |