JPH04279148A - 核磁気共鳴装置 - Google Patents
核磁気共鳴装置Info
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- JPH04279148A JPH04279148A JP3064085A JP6408591A JPH04279148A JP H04279148 A JPH04279148 A JP H04279148A JP 3064085 A JP3064085 A JP 3064085A JP 6408591 A JP6408591 A JP 6408591A JP H04279148 A JPH04279148 A JP H04279148A
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- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 39
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 14
- 238000005070 sampling Methods 0.000 abstract description 19
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 abstract description 3
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 5
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 5
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 4
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ（核磁気共鳴）装
置におけるイメージング方法（以下、単に「イメージン
グ方法」という）に関し、特にデータサンプリング数を
本来必要なデータ数の約半数に減ずる、いわゆる、ハー
フフーリエ法に基づくイメージング方法に関する。
置におけるイメージング方法（以下、単に「イメージン
グ方法」という）に関し、特にデータサンプリング数を
本来必要なデータ数の約半数に減ずる、いわゆる、ハー
フフーリエ法に基づくイメージング方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置による超高速イメージ
ング方法として、ジャーナル オブ フィジクス、Ｃ：
ソリッド ステイト フィジクス １０、Ｌ５５、１９
７７年（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ：Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ
Ｐｈｙｓ，１０，Ｌ５５，１９７７）において論じられ
ている如き、エコープレナー法が知られている。この方
法は、高周波パルスによって励起した核磁化から、極性
の反転するリードアウト傾斜磁場を印加することにより
、エコーを連続的に発生させるものであり、画像再構成
に必要なデータを数十ｍｓで得るものである。また、上
述のハーフフーリエ法は、ラジオロジー １６１、第５
２７頁から第５３１頁、１９８６年（Ｒａｄｉｏｌｏｇ
ｙ，１６１，ｐｐ．５２７−５３１，１９８６）におい
て論じられている如く、画像データが実数の場合、位相
空間上の計測データが相互に複素共役の関係にあること
を利用して、実際の計測は位相空間で半分の領域だけを
行い、残りのデータは計算によって得るものであり、分
解能を低下させることなくデータサンプリング数を半減
することが可能であるとされている。しかしながら、実
際には画像データは誤差成分を含む復素数であり、複素
共役の関係が成り立たず、単純な計算のみでは画質が劣
化してしまう。これに対しては、例えば、特開平１−１
３１６４９号公報に記載されている如く、位相空間にお
ける中心領域の計測データを用いて画像の位相分布を推
定し、位相補正を行うことにより画質の劣化を低減する
方法が提案されている。この場合、データ計測では、位
相空間において厳密には半分ではなく、中心領域を含ん
だ非対称な領域をサンプリングすることになる。
ング方法として、ジャーナル オブ フィジクス、Ｃ：
ソリッド ステイト フィジクス １０、Ｌ５５、１９
７７年（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ：Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ
Ｐｈｙｓ，１０，Ｌ５５，１９７７）において論じられ
ている如き、エコープレナー法が知られている。この方
法は、高周波パルスによって励起した核磁化から、極性
の反転するリードアウト傾斜磁場を印加することにより
、エコーを連続的に発生させるものであり、画像再構成
に必要なデータを数十ｍｓで得るものである。また、上
述のハーフフーリエ法は、ラジオロジー １６１、第５
２７頁から第５３１頁、１９８６年（Ｒａｄｉｏｌｏｇ
ｙ，１６１，ｐｐ．５２７−５３１，１９８６）におい
て論じられている如く、画像データが実数の場合、位相
空間上の計測データが相互に複素共役の関係にあること
を利用して、実際の計測は位相空間で半分の領域だけを
行い、残りのデータは計算によって得るものであり、分
解能を低下させることなくデータサンプリング数を半減
することが可能であるとされている。しかしながら、実
際には画像データは誤差成分を含む復素数であり、複素
共役の関係が成り立たず、単純な計算のみでは画質が劣
化してしまう。これに対しては、例えば、特開平１−１
３１６４９号公報に記載されている如く、位相空間にお
ける中心領域の計測データを用いて画像の位相分布を推
定し、位相補正を行うことにより画質の劣化を低減する
方法が提案されている。この場合、データ計測では、位
相空間において厳密には半分ではなく、中心領域を含ん
だ非対称な領域をサンプリングすることになる。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】前述のハーフフーリエ
法をエコープレナー法に適用しようとする場合、連続し
て発生するエコー信号が横緩和により次第に減衰して、
静磁場不均一の影響が加算されていくため、位相空間上
を非対称にサンプリングする上記従来技術では、サンプ
リング方向の違いによって、すなわち、位相空間上の中
心領域を先にサンプリングする場合と後からサンプリン
グする場合とでは、中心領域における計測データのＳＮ
比が異なるという問題が生ずる。従って、この領域のデ
ータを用いて位相分布を推定し位相補正を行う際に、位
相補正の精度に差が生じるという問題があった。本発明
は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的とすると
ころは、従来の技術における上述の如き問題を解消し、
ハーフフーリエ法をエコープレナー法に適用しようとす
る場合に、中心領域における計測データを用いて位相補
正を行う場合に、正確な位相補正を行うことを可能とし
たイメージング方法を提供することにある。
法をエコープレナー法に適用しようとする場合、連続し
て発生するエコー信号が横緩和により次第に減衰して、
静磁場不均一の影響が加算されていくため、位相空間上
を非対称にサンプリングする上記従来技術では、サンプ
リング方向の違いによって、すなわち、位相空間上の中
心領域を先にサンプリングする場合と後からサンプリン
グする場合とでは、中心領域における計測データのＳＮ
比が異なるという問題が生ずる。従って、この領域のデ
ータを用いて位相分布を推定し位相補正を行う際に、位
相補正の精度に差が生じるという問題があった。本発明
は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的とすると
ころは、従来の技術における上述の如き問題を解消し、
ハーフフーリエ法をエコープレナー法に適用しようとす
る場合に、中心領域における計測データを用いて位相補
正を行う場合に、正確な位相補正を行うことを可能とし
たイメージング方法を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、関
心領域を選択励起した後、投影方向と垂直な方向にエン
コード傾斜磁場をステップ状に印加し、前記投影方向と
エンコード傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にリードア
ウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら印加してエ
コー信号を連続的に発生させるイメージング方法におい
て、位相空間における中心領域の計測データから推定し
た画像の位相分布図を用いて位相補正を行うハーフフー
リエ法を適用する場合に、位相空間の中心領域から先に
サンプリングする如く前記エンコード傾斜磁場を印加す
ることを特徴とするイメージング方法によって達成され
る。
心領域を選択励起した後、投影方向と垂直な方向にエン
コード傾斜磁場をステップ状に印加し、前記投影方向と
エンコード傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にリードア
ウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら印加してエ
コー信号を連続的に発生させるイメージング方法におい
て、位相空間における中心領域の計測データから推定し
た画像の位相分布図を用いて位相補正を行うハーフフー
リエ法を適用する場合に、位相空間の中心領域から先に
サンプリングする如く前記エンコード傾斜磁場を印加す
ることを特徴とするイメージング方法によって達成され
る。
【０００５】
【作用】本発明に係るイメージング方法では、前述のハ
ーフフーリエ法をエコープレナー法に適用する場合に、
位相補正の精度を向上させるために、位相空間における
中心領域の計測データのＳＮ比が高くなるように位相空
間上のサンプリング方向を指定する。すなわち、指定し
たサンプリング方向と対応するように、エンコード傾斜
磁場を印加する。これにより、ＳＮ比が高く、誤差成分
の少ない信号を用いて位相分布を推定することが可能に
なり、位相補正の精度を高めることが可能なイメージン
握方法を実現している。
ーフフーリエ法をエコープレナー法に適用する場合に、
位相補正の精度を向上させるために、位相空間における
中心領域の計測データのＳＮ比が高くなるように位相空
間上のサンプリング方向を指定する。すなわち、指定し
たサンプリング方向と対応するように、エンコード傾斜
磁場を印加する。これにより、ＳＮ比が高く、誤差成分
の少ない信号を用いて位相分布を推定することが可能に
なり、位相補正の精度を高めることが可能なイメージン
握方法を実現している。
【０００６】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。まず、ＭＲＩにおける画像再構成の方法、
および、ハーフフーリエ法について説明する。ＭＲＩで
は、位相空間における計測データと実空間における画像
データはフーリエ変換の関係にあり、この関係は次式に
よって表わされる。 Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）＝∬Ｍ（ｘ，ｙ）ｅ
ｘｐ［ｊ（ｋｘ・ｘ＋ｋｙ・ｙ）］ｄｘｄｙ
・・・・（１）なお、ここで、Ｓ（
ｋｘ，ｋｙ）は計測データ、Ｍ（ｘ，ｙ）は画像データ
であり、ｋｘ，ｋｙは位相空間上の座標、ｘ，ｙは実空
間上の座標を表わしている。また、ｋｘ，ｋｙは以下の
式によって表わされる。 ｋｘ＝γ∫Ｇｘｄｔ
・・・・（２）
ｋｙ＝γ∫Ｇｙｄｔ
・・・・（３）なお、ここで、γは磁気回転比、Ｇ
ｘ，Ｇｙはｘ，ｙ方向の傾斜磁場強度を表わしている。 図３に、エコープレナー法における計測データのサンプ
リング方法を示す。図中、ｋｘ，ｋｙは式（２）で表さ
れるように傾斜磁場の時間積分値によって与えられる座
標である。すなわち、核磁化の励起後、傾斜磁場の印加
量を図３に示す線に沿うように変化させながら、位相空
間上の全領域をサンプリングしていく。ところで、画像
データが実数の場合には、式（１）より計測データの間
には複素共役の関係が成り立つことがわかり、位相空間
上で半分の領域のデータが得られれば、残りのデータは
この関係を用いて算出することができる。すなわち、図
４に示す如く、ｋｙを位相エンコード方向とすると、信
号計測において破線部分のサンプリングを省略すること
ができ、エンコードステップ数を半減することが可能と
なる。これがハーフフーリエ法の原理である。しかしな
がら、実際には、画像データは高周波パルスや静磁場の
不均一等による位相歪を含んだ複素数になる場合が多く
、複素共役の関係が成り立たない。
に説明する。まず、ＭＲＩにおける画像再構成の方法、
および、ハーフフーリエ法について説明する。ＭＲＩで
は、位相空間における計測データと実空間における画像
データはフーリエ変換の関係にあり、この関係は次式に
よって表わされる。 Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）＝∬Ｍ（ｘ，ｙ）ｅ
ｘｐ［ｊ（ｋｘ・ｘ＋ｋｙ・ｙ）］ｄｘｄｙ
・・・・（１）なお、ここで、Ｓ（
ｋｘ，ｋｙ）は計測データ、Ｍ（ｘ，ｙ）は画像データ
であり、ｋｘ，ｋｙは位相空間上の座標、ｘ，ｙは実空
間上の座標を表わしている。また、ｋｘ，ｋｙは以下の
式によって表わされる。 ｋｘ＝γ∫Ｇｘｄｔ
・・・・（２）
ｋｙ＝γ∫Ｇｙｄｔ
・・・・（３）なお、ここで、γは磁気回転比、Ｇ
ｘ，Ｇｙはｘ，ｙ方向の傾斜磁場強度を表わしている。 図３に、エコープレナー法における計測データのサンプ
リング方法を示す。図中、ｋｘ，ｋｙは式（２）で表さ
れるように傾斜磁場の時間積分値によって与えられる座
標である。すなわち、核磁化の励起後、傾斜磁場の印加
量を図３に示す線に沿うように変化させながら、位相空
間上の全領域をサンプリングしていく。ところで、画像
データが実数の場合には、式（１）より計測データの間
には複素共役の関係が成り立つことがわかり、位相空間
上で半分の領域のデータが得られれば、残りのデータは
この関係を用いて算出することができる。すなわち、図
４に示す如く、ｋｙを位相エンコード方向とすると、信
号計測において破線部分のサンプリングを省略すること
ができ、エンコードステップ数を半減することが可能と
なる。これがハーフフーリエ法の原理である。しかしな
がら、実際には、画像データは高周波パルスや静磁場の
不均一等による位相歪を含んだ複素数になる場合が多く
、複素共役の関係が成り立たない。
【０００７】そこで、未計測領域について、位相歪の影
響が少ないデータを得るために、計測データから共役複
素数を直接作るのではなく、まず、計測したデータを用
いて画像を再構成し、実空間において画像データの共役
複素数に位相補正をした後、位相空間上のデータに逆変
換することにより、計測データの共役複素数を作り出す
。この位相補正は、図５に示すように位相空間の原点を
中心とした低域部分のデータから推定した位相分布θ（
ｘ，ｙ）を用いる。ここで、αはエンコードステップ数
を示しており、斜線部分は、２α×２α点のデータであ
る。具体的には、斜線部で示した以外の領域に０値を代
入して画像を再構成し、得られた画像データの実部と虚
部から位相を求める。従って、この方法では、位相分布
θ（ｘ，ｙ）を求めるために、厳密にはデータは半数で
はなく過半数サンプリングすることが必要となるが、Ｋ
ｙ＞０におけるエンコードステップ数をｎとすると、本
実施例では、ｎ＝６４の場合、α＝８で良好な結果が得
られる。さて、図５に示す如く、ｋｙ軸に対して非対称
にサンプリングする場合、本方法においてはサンプリン
グを図５中の点（７）の位置から開始した場合と、点（
８）の位置から開始した場合では位相補正の精度が異な
る。すなわち、エコープレナー法においては、サンプリ
ング期間における信号の横緩和による減衰および静磁場
不均一の影響が大きいため、斜線部分を含む領域から先
にサンプリングを行うように方向を定めた方が、ＳＮ比
が高く、誤差の少ない信号を位相分布推定に用いること
ができる。 以下、これに基づいて、本実施例の動作を説明する。図
２に、本発明の適用対象であるるＭＲＩ装置の構成例の
概略を示す。本装置は、静磁場を発生するコイル１，傾
斜磁場を発生するコイル２，高周波パルスを送信し、エ
コー信号を受信するプローブ３，傾斜磁場および高周波
パルスの電源４および計算機５から構成されている。傾
斜磁場，高周波パルスおよび信号取り込みの制御は、パ
ルスシーケンスに従って、計算機５を介して行われる。 ここでは、ｚ方向の断面画像を得るものとする。
響が少ないデータを得るために、計測データから共役複
素数を直接作るのではなく、まず、計測したデータを用
いて画像を再構成し、実空間において画像データの共役
複素数に位相補正をした後、位相空間上のデータに逆変
換することにより、計測データの共役複素数を作り出す
。この位相補正は、図５に示すように位相空間の原点を
中心とした低域部分のデータから推定した位相分布θ（
ｘ，ｙ）を用いる。ここで、αはエンコードステップ数
を示しており、斜線部分は、２α×２α点のデータであ
る。具体的には、斜線部で示した以外の領域に０値を代
入して画像を再構成し、得られた画像データの実部と虚
部から位相を求める。従って、この方法では、位相分布
θ（ｘ，ｙ）を求めるために、厳密にはデータは半数で
はなく過半数サンプリングすることが必要となるが、Ｋ
ｙ＞０におけるエンコードステップ数をｎとすると、本
実施例では、ｎ＝６４の場合、α＝８で良好な結果が得
られる。さて、図５に示す如く、ｋｙ軸に対して非対称
にサンプリングする場合、本方法においてはサンプリン
グを図５中の点（７）の位置から開始した場合と、点（
８）の位置から開始した場合では位相補正の精度が異な
る。すなわち、エコープレナー法においては、サンプリ
ング期間における信号の横緩和による減衰および静磁場
不均一の影響が大きいため、斜線部分を含む領域から先
にサンプリングを行うように方向を定めた方が、ＳＮ比
が高く、誤差の少ない信号を位相分布推定に用いること
ができる。 以下、これに基づいて、本実施例の動作を説明する。図
２に、本発明の適用対象であるるＭＲＩ装置の構成例の
概略を示す。本装置は、静磁場を発生するコイル１，傾
斜磁場を発生するコイル２，高周波パルスを送信し、エ
コー信号を受信するプローブ３，傾斜磁場および高周波
パルスの電源４および計算機５から構成されている。傾
斜磁場，高周波パルスおよび信号取り込みの制御は、パ
ルスシーケンスに従って、計算機５を介して行われる。 ここでは、ｚ方向の断面画像を得るものとする。
【０００８】図１に、本実施例におけるパルスシーケン
スの例を示す。まず、高周波パルス１１と、ｚ方向に磁
場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）１２を印加して、計
測したい領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同
時に印加することで、関心領域を選択的に励起すること
ができる。次に、高周波パルス１１を印加後の時刻 Ｔ
０において、ｘ方向に磁場強度が変化するリードアウト
傾斜磁場（Ｇｘ）１５をＴ時間印加する。以後２Ｔ毎に
Ｇｘの振幅の極性を反転させながら、リードアウト傾斜
磁場の印加を繰り返す。同じく時刻Ｔ０ において、Ｙ
方向に磁場強度が変化するエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１
） １３をＴ時間印加する。更に、時刻Ｔ０＋３Ｔより
、上述のエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１）１３とは逆極性
の振幅で、エンコード傾斜磁場（Ｇｙ２） １４を２Ｔ
の間隔でｔ時間ずつ印加する。このとき、図５に示す如
く、中心からのエンコードステップ数をαとすると、エ
ンコード傾斜磁場１３と１４の印加量の関係が、Ｇｙ１
Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加する。 すなわち、エンコード傾斜磁場１３を印加することによ
り、サンプリングは図５中の点（７）の位置から開始さ
れる。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の
積（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発
生する。サンプリングされたデータは計算機５に格納さ
れ、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例
によれば、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。
スの例を示す。まず、高周波パルス１１と、ｚ方向に磁
場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）１２を印加して、計
測したい領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同
時に印加することで、関心領域を選択的に励起すること
ができる。次に、高周波パルス１１を印加後の時刻 Ｔ
０において、ｘ方向に磁場強度が変化するリードアウト
傾斜磁場（Ｇｘ）１５をＴ時間印加する。以後２Ｔ毎に
Ｇｘの振幅の極性を反転させながら、リードアウト傾斜
磁場の印加を繰り返す。同じく時刻Ｔ０ において、Ｙ
方向に磁場強度が変化するエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１
） １３をＴ時間印加する。更に、時刻Ｔ０＋３Ｔより
、上述のエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１）１３とは逆極性
の振幅で、エンコード傾斜磁場（Ｇｙ２） １４を２Ｔ
の間隔でｔ時間ずつ印加する。このとき、図５に示す如
く、中心からのエンコードステップ数をαとすると、エ
ンコード傾斜磁場１３と１４の印加量の関係が、Ｇｙ１
Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加する。 すなわち、エンコード傾斜磁場１３を印加することによ
り、サンプリングは図５中の点（７）の位置から開始さ
れる。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の
積（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発
生する。サンプリングされたデータは計算機５に格納さ
れ、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例
によれば、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。
【０００９】図６に、第２の実施例としてのパルスシー
ケンスを示す。まず、９０°高周波パルス２１と、Ｚ方
向に磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）２３を印加し
て、計測したい領域を選択励起し、更に １８０°高周
波パルス２２と傾斜磁場（Ｇｚ）２４を印加して磁化を
反転させる。この９０°高周波パルス２１と １８０°
高周波パルス２２を印加する間に、Ｘ方向に磁場強度が
変化するリードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２７とＹ方向に
エンコード磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｙ１） ２
５を、それぞれＴ時間印加する。次に、１８０°高周波
パルス２２を印加後の時刻Ｔ０から、２Ｔ毎に振幅の極
性を反転させながら、リードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２
６の印加を繰り返す。同じく１８０°高周波パルス２２
を印加後の時刻Ｔ０＋２Ｔからエンコード傾斜磁場（Ｇ
ｙ２）２８を２Ｔの間隔で、ｔ時間ずつ印加する。この
とき、図５に示す如く、中心からのエンコードステップ
数をαとすると、エンコード傾斜磁場２５と２６の印加
量の関係が、Ｇｙ１Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加す
る。すなわち、エンコード傾斜磁場２５を印加すること
により、サンプリングは図５（７）の位置から開始され
る。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積
（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発生
する。サンプリングされたデータは計算機５に格納され
、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例に
よっても、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。上述の如く
、サンプリングの方向を指定することで、位相補正の精
度を高めることができ、従って画質を向上させることが
可能となる。
ケンスを示す。まず、９０°高周波パルス２１と、Ｚ方
向に磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）２３を印加し
て、計測したい領域を選択励起し、更に １８０°高周
波パルス２２と傾斜磁場（Ｇｚ）２４を印加して磁化を
反転させる。この９０°高周波パルス２１と １８０°
高周波パルス２２を印加する間に、Ｘ方向に磁場強度が
変化するリードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２７とＹ方向に
エンコード磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｙ１） ２
５を、それぞれＴ時間印加する。次に、１８０°高周波
パルス２２を印加後の時刻Ｔ０から、２Ｔ毎に振幅の極
性を反転させながら、リードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２
６の印加を繰り返す。同じく１８０°高周波パルス２２
を印加後の時刻Ｔ０＋２Ｔからエンコード傾斜磁場（Ｇ
ｙ２）２８を２Ｔの間隔で、ｔ時間ずつ印加する。この
とき、図５に示す如く、中心からのエンコードステップ
数をαとすると、エンコード傾斜磁場２５と２６の印加
量の関係が、Ｇｙ１Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加す
る。すなわち、エンコード傾斜磁場２５を印加すること
により、サンプリングは図５（７）の位置から開始され
る。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積
（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発生
する。サンプリングされたデータは計算機５に格納され
、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例に
よっても、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。上述の如く
、サンプリングの方向を指定することで、位相補正の精
度を高めることができ、従って画質を向上させることが
可能となる。
【００１０】
【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、位相空間上の中心領域から先にデータをサンプリ
ングするので、エコープレナー法において位相分布を推
定し、位相補正を行うハーフフーリエ法を適用する場合
、位相分布の推定に用いるデータは横緩和による減衰お
よび誤差成分の少ない信号から得られるものとなり、よ
り正確な位相補正が可能となり、従って、画質を向上さ
せることが可能になるという顕著な効果を奏するもので
ある。
れば、位相空間上の中心領域から先にデータをサンプリ
ングするので、エコープレナー法において位相分布を推
定し、位相補正を行うハーフフーリエ法を適用する場合
、位相分布の推定に用いるデータは横緩和による減衰お
よび誤差成分の少ない信号から得られるものとなり、よ
り正確な位相補正が可能となり、従って、画質を向上さ
せることが可能になるという顕著な効果を奏するもので
ある。
【００１１】
【図１】本発明の第１の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。
を示す図である。
【図２】本発明を適用対象であるＭＲＩ装置の概略構成
を示す図である。
を示す図である。
【図３】エコープレナー法による位相空間上のデータサ
ンプリング方法を示す説明図である。
ンプリング方法を示す説明図である。
【図４】ハーフフーリエ法の原理を示す説明図である。
【図５】本発明におけるデータサンプリング方向を示す
説明図である。
説明図である。
【図６】本発明の第２の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。
を示す図である。
１ 静磁場発生コイル
２ 傾斜磁場発生コイル
３ プローブ
４ 電源
５ 計算機
６ 被検体
７ サンプリング開始位置
８ サンプリング終了位置
Claims (2)
- 【請求項１】 関心領域を選択励起した後、投影方向
と垂直な方向にエンコード傾斜磁場をステップ状に印加
し、前記投影方向とエンコード傾斜磁場のいずれにも垂
直な方向にリードアウト傾斜磁場を振幅の極性を反転さ
せながら印加してエコー信号を連続的に発生させるＭＲ
Ｉ装置におけるイメージング方法において、位相空間に
おける中心領域の計測データから推定した画像の位相分
布図を用いて位相補正を行うハーフフーリエ法を適用す
る場合に、位相空間の中心領域から先にサンプリングす
る如く前記エンコード傾斜磁場を印加することを特徴と
するＭＲＩ装置におけるイメージング方法。 - 【請求項２】 関心領域を９０°高周波パルスを印加
して選択励起した後、更に １８０°反転高周波パルス
を印加してリフォーカスさせた後、エコー信号を発生さ
せ、この信号を処理することによって画像を得ることを
特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置におけるイメージ
ング方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03064085A JP3136630B2 (ja) | 1991-03-05 | 1991-03-05 | 核磁気共鳴装置 |
| US07/798,907 US5221898A (en) | 1990-11-30 | 1991-11-27 | Flow imaging method using an MRI apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03064085A JP3136630B2 (ja) | 1991-03-05 | 1991-03-05 | 核磁気共鳴装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04279148A true JPH04279148A (ja) | 1992-10-05 |
| JP3136630B2 JP3136630B2 (ja) | 2001-02-19 |
Family
ID=13247892
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03064085A Expired - Fee Related JP3136630B2 (ja) | 1990-11-30 | 1991-03-05 | 核磁気共鳴装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3136630B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5928146A (en) * | 1996-03-15 | 1999-07-27 | Hitachi Medical Corporation | Inspection apparatus using nuclear magnetic resonance |
| JP2011030673A (ja) * | 2009-07-30 | 2011-02-17 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、画像再構成プログラム |
| JP2011078744A (ja) * | 2009-09-10 | 2011-04-21 | Sophia School Corp | 変位計測方法及び装置、並びに、超音波診断装置 |
| CN102440778A (zh) * | 2010-09-30 | 2012-05-09 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置 |
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| US8888688B2 (en) | 2000-04-03 | 2014-11-18 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Connector device for a controllable instrument |
| US6468203B2 (en) | 2000-04-03 | 2002-10-22 | Neoguide Systems, Inc. | Steerable endoscope and improved method of insertion |
| US6610007B2 (en) | 2000-04-03 | 2003-08-26 | Neoguide Systems, Inc. | Steerable segmented endoscope and method of insertion |
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| EP3788944B1 (en) | 2005-11-22 | 2024-02-28 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | System for determining the shape of a bendable instrument |
| US8083879B2 (en) | 2005-11-23 | 2011-12-27 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Non-metallic, multi-strand control cable for steerable instruments |
| US8568299B2 (en) | 2006-05-19 | 2013-10-29 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Methods and apparatus for displaying three-dimensional orientation of a steerable distal tip of an endoscope |
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-
1991
- 1991-03-05 JP JP03064085A patent/JP3136630B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5928146A (en) * | 1996-03-15 | 1999-07-27 | Hitachi Medical Corporation | Inspection apparatus using nuclear magnetic resonance |
| JP2011030673A (ja) * | 2009-07-30 | 2011-02-17 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置、および、画像再構成プログラム |
| JP2011078744A (ja) * | 2009-09-10 | 2011-04-21 | Sophia School Corp | 変位計測方法及び装置、並びに、超音波診断装置 |
| US8956297B2 (en) | 2009-09-10 | 2015-02-17 | Chikayoshi Sumi | Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus |
| US9993228B2 (en) | 2009-09-10 | 2018-06-12 | Chikayoshi Sumi | Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus |
| US11026660B2 (en) | 2009-09-10 | 2021-06-08 | Chikayoshi Sumi | Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus |
| CN102440778A (zh) * | 2010-09-30 | 2012-05-09 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3136630B2 (ja) | 2001-02-19 |
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