JPH04352945A - Ｍｒ装置 - Google Patents
Ｍｒ装置Info
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- JPH04352945A JPH04352945A JP3124102A JP12410291A JPH04352945A JP H04352945 A JPH04352945 A JP H04352945A JP 3124102 A JP3124102 A JP 3124102A JP 12410291 A JP12410291 A JP 12410291A JP H04352945 A JPH04352945 A JP H04352945A
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- imaging method
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- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 13
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- 230000003068 static effect Effects 0.000 abstract description 6
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- 238000012163 sequencing technique Methods 0.000 abstract 1
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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】この発明は、ＭＲイメージング方
法に関し、さらに詳しくは、ＳＳＦＰシーケンス（Ｓｔ
ｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏ
ｎ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）によりコントラストの異なる複
数の画像を同時に得ることが出来るＭＲイメージング方
法に関する。
法に関し、さらに詳しくは、ＳＳＦＰシーケンス（Ｓｔ
ｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏ
ｎ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）によりコントラストの異なる複
数の画像を同時に得ることが出来るＭＲイメージング方
法に関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば「ＪＯＵＲＮＡＬ ＯＦ ＭＡＧ
ＮＥＴＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ ８１， ４７４−４
８３ （１９８９）」や「ＭＡＧＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮ
ＡＮＣＥ ＩＭＡＧＩＮＧ Ｖｏｌ．６， ｐｐ．３５
３−３６８（１９８８）」 に記載されているように、
ＳＳＦＰシーケンスとして、ＦＩＳＰ，ＧＲＡＳＳ，Ｃ
Ｅ−ＦＡＳＴなどのパルスシーケンスが知られている。 図６に、ＦＩＳＰ法のパルスシーケンスを例示する。
ＮＥＴＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ ８１， ４７４−４
８３ （１９８９）」や「ＭＡＧＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮ
ＡＮＣＥ ＩＭＡＧＩＮＧ Ｖｏｌ．６， ｐｐ．３５
３−３６８（１９８８）」 に記載されているように、
ＳＳＦＰシーケンスとして、ＦＩＳＰ，ＧＲＡＳＳ，Ｃ
Ｅ−ＦＡＳＴなどのパルスシーケンスが知られている。 図６に、ＦＩＳＰ法のパルスシーケンスを例示する。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ＳＳＦＰシーケンスで
得られる信号は、異なる次数のエコーが重なりあったも
のであるが、従来、これらを分離できなかったため、１
つの画像しか得られない問題点があった。
得られる信号は、異なる次数のエコーが重なりあったも
のであるが、従来、これらを分離できなかったため、１
つの画像しか得られない問題点があった。
【０００４】そこで、この発明の目的は、ＳＳＦＰシー
ケンスによりコントラストの異なる複数の画像を同時に
得ることが出来るＭＲイメージング方法を提供すること
にある。
ケンスによりコントラストの異なる複数の画像を同時に
得ることが出来るＭＲイメージング方法を提供すること
にある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】この発明のＭＲイメージ
ング方法は、ＳＳＦＰシーケンスによりデータを収集す
るＭＲイメージング方法において、所望の画像数をＮと
するとき、ｎ＝−Ｎ／２〜Ｎ／２−１の各ｎについて位
相回転ｋ・θｎ（θｎ ＝２πｎ／Ｎ）をｋ（ｋ＝０，
±１，±２，…）次のエコーに与えて、データＰｎを収
集するステップと、リード方向のデータ番号をｒ，ワー
プ方向のデータ番号をｍとするとき、データＰｎ（ｒ，
ｍ）→ミックスデータＰｍｉｘ（ｒ， ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ
／２）となるようにデータを並べ変えて、前記収集した
データＰｎからミックスデータＰｍｉｘ を作成するス
テップと、前記ミックスデータＰｍｉｘ を用いてフー
リエ変換し画像を再構成するステップと、再構成した画
像をワープ方向についてＮ個に分離するステップとを有
することを構成上の特徴とするものである。
ング方法は、ＳＳＦＰシーケンスによりデータを収集す
るＭＲイメージング方法において、所望の画像数をＮと
するとき、ｎ＝−Ｎ／２〜Ｎ／２−１の各ｎについて位
相回転ｋ・θｎ（θｎ ＝２πｎ／Ｎ）をｋ（ｋ＝０，
±１，±２，…）次のエコーに与えて、データＰｎを収
集するステップと、リード方向のデータ番号をｒ，ワー
プ方向のデータ番号をｍとするとき、データＰｎ（ｒ，
ｍ）→ミックスデータＰｍｉｘ（ｒ， ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ
／２）となるようにデータを並べ変えて、前記収集した
データＰｎからミックスデータＰｍｉｘ を作成するス
テップと、前記ミックスデータＰｍｉｘ を用いてフー
リエ変換し画像を再構成するステップと、再構成した画
像をワープ方向についてＮ個に分離するステップとを有
することを構成上の特徴とするものである。
【０００６】上記構成において、位相回転をｋ次のエコ
ーに与える方法としては、ＲＦの位相を前回の位相に対
して毎回θｎ だけ回転させる方法や、時間ＴＲの間の
勾配磁場の総面積を“０”にせずに（リフェーズしなけ
ればよい），スポイラを入れる方法などがある。
ーに与える方法としては、ＲＦの位相を前回の位相に対
して毎回θｎ だけ回転させる方法や、時間ＴＲの間の
勾配磁場の総面積を“０”にせずに（リフェーズしなけ
ればよい），スポイラを入れる方法などがある。
【０００７】
【作用】この発明のＭＲイメージング方法では、位相回
転ｋ・θｎ をｋ次のエコーに与えてデータＰｎを収集
する。データＰｎは、異なる次数のエコーが重なりあっ
たものであり、そのままでは異なる次数のエコーのデー
タを分離できない。ところが、データＰｎ（ｒ，ｍ）→
ミックスデータＰｍｉｘ（ｒ，ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ／２）と
なるようにデータを並べ変えてミックスデータＰｍｉｘ
を作り、そのミックスデータＰｍｉｘ を用いてフー
リエ変換すると、ｋ次のエコーによる画像をＮ周期で分
離できる。 すなわち、Ｎ個のコントラストの異なる画像が得られる
。
転ｋ・θｎ をｋ次のエコーに与えてデータＰｎを収集
する。データＰｎは、異なる次数のエコーが重なりあっ
たものであり、そのままでは異なる次数のエコーのデー
タを分離できない。ところが、データＰｎ（ｒ，ｍ）→
ミックスデータＰｍｉｘ（ｒ，ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ／２）と
なるようにデータを並べ変えてミックスデータＰｍｉｘ
を作り、そのミックスデータＰｍｉｘ を用いてフー
リエ変換すると、ｋ次のエコーによる画像をＮ周期で分
離できる。 すなわち、Ｎ個のコントラストの異なる画像が得られる
。
【０００８】数式で説明すると、以下のようになる。Ｓ
ＳＦＰシーケンスで、ＲＦ直後からｔ秒後の信号Ｓ（ｔ
）は、
ＳＦＰシーケンスで、ＲＦ直後からｔ秒後の信号Ｓ（ｔ
）は、
【０００９】
【数１】
【００１０】である。
【００１１】
【数２】
【００１２】とおき、且つ、
【００１３】
【数３】
【００１４】となることより、（２），（３）を（１）
に代入すると、
に代入すると、
【００１５】
【数４】
【００１６】となる。
【００１７】（４）はＲＦ直後のＦＩＤを表わし、（７
）はＲＦ直前のＦＩＤを表わし、（５）（６）（８）（
９）はそれらに含まれる高次エコーを表わす。 高次エコーは（ｑ／２ｐ）のｎ乗で減衰していくから、
各次数のエコーの画像はコントラストおよび信号強度が
異なることになる。
）はＲＦ直前のＦＩＤを表わし、（５）（６）（８）（
９）はそれらに含まれる高次エコーを表わす。 高次エコーは（ｑ／２ｐ）のｎ乗で減衰していくから、
各次数のエコーの画像はコントラストおよび信号強度が
異なることになる。
【００１８】次に、スピンの位相を時間ＴＲ毎にθだけ
回転させる場合を考える。このとき、 δωＴＲ →
δωＴＲ＋θ と表わせるので、（３）は、
回転させる場合を考える。このとき、 δωＴＲ →
δωＴＲ＋θ と表わせるので、（３）は、
【００１９
】
】
【数５】
【００２０】となる。従って、（４）〜（９）は、
【０
０２１】
０２１】
【数６】
【００２２】となる。つまり、（１１）で示されるＲＦ
直後のエコーに比較して、各次数のエコーには次数に応
じた位相回転が加わる。（但し、位相回転θのＲＦのと
きに得られるエコーでは、高次エコーまで共通に位相回
転θが加わるので、データ収集後、データに位相補正ｅ
ｘｐ（−ｊθ）をかける必要がある。上記の式はこの補
正を加えている。）δωの主な原因は静磁場の不均一で
あるが、通常は静磁場の均一度が非常に良いので、ｇ（
δω）はデルタ関数δ（δω）的になっていると考えて
よい。すると、ｆ（ｔ）はほぼ一定となり、注目する時
間帯０≦ｔ≦ＴＲに、Ｓ（ｔ）には、非常に多くの高次
エコーが含まれる。高次エコーを位相別にまとめてＳ（
ｔ）を表わすと、
直後のエコーに比較して、各次数のエコーには次数に応
じた位相回転が加わる。（但し、位相回転θのＲＦのと
きに得られるエコーでは、高次エコーまで共通に位相回
転θが加わるので、データ収集後、データに位相補正ｅ
ｘｐ（−ｊθ）をかける必要がある。上記の式はこの補
正を加えている。）δωの主な原因は静磁場の不均一で
あるが、通常は静磁場の均一度が非常に良いので、ｇ（
δω）はデルタ関数δ（δω）的になっていると考えて
よい。すると、ｆ（ｔ）はほぼ一定となり、注目する時
間帯０≦ｔ≦ＴＲに、Ｓ（ｔ）には、非常に多くの高次
エコーが含まれる。高次エコーを位相別にまとめてＳ（
ｔ）を表わすと、
【００２３】
【数７】
【００２４】となる。
【００２５】θｎ ＝２πｎ／Ｎとして，ｎ＝−Ｎ／２
〜Ｎ／２−１の各ｎについてデータＰｎを収集すると、
（１７）に示されるように、ｋ次のエコーはＭＯＤ（２
πｋｎ／Ｎ，２π）の位相回転を受ける。但し、ＭＯＤ
（２πｋｎ／Ｎ，２π）＞πのときは、−２π＋ＭＯＤ
（２πｋｎ／Ｎ，２π）＜０と同じ効果をもつので、Ｍ
ＯＤ（２πｉｎ／Ｎ，２π）＝−２π＋ＭＯＤ（２πｊ
ｎ／Ｎ，２π）となるｉ次のエコーとｊ次のエコーは同
じ位相回転のグループとして取り扱う。また、同様に、
ＭＯＤ（２πｋｎ／Ｎ，２π）＜−πのときは、２π＋
ＭＯＤ（２πｋｎ／Ｎ，２π）＞０と同じ効果をもつの
で、ＭＯＤ（２πｉｎ／Ｎ，２π）＝２π＋ＭＯＤ（２
πｊｎ／Ｎ，２π）となるｉ次のエコーとｊ次のエコー
は同じ位相回転のグループとして取り扱う。つまり、エ
コーは、次のようなＮ個の位相回転のグループに分けら
れる。
〜Ｎ／２−１の各ｎについてデータＰｎを収集すると、
（１７）に示されるように、ｋ次のエコーはＭＯＤ（２
πｋｎ／Ｎ，２π）の位相回転を受ける。但し、ＭＯＤ
（２πｋｎ／Ｎ，２π）＞πのときは、−２π＋ＭＯＤ
（２πｋｎ／Ｎ，２π）＜０と同じ効果をもつので、Ｍ
ＯＤ（２πｉｎ／Ｎ，２π）＝−２π＋ＭＯＤ（２πｊ
ｎ／Ｎ，２π）となるｉ次のエコーとｊ次のエコーは同
じ位相回転のグループとして取り扱う。また、同様に、
ＭＯＤ（２πｋｎ／Ｎ，２π）＜−πのときは、２π＋
ＭＯＤ（２πｋｎ／Ｎ，２π）＞０と同じ効果をもつの
で、ＭＯＤ（２πｉｎ／Ｎ，２π）＝２π＋ＭＯＤ（２
πｊｎ／Ｎ，２π）となるｉ次のエコーとｊ次のエコー
は同じ位相回転のグループとして取り扱う。つまり、エ
コーは、次のようなＮ個の位相回転のグループに分けら
れる。
【００２６】
【数８】
【００２７】そこで、得られたデータＰｎを交互に並べ
てフーリエ変換すると、Ｎ個のコントラストの異なる画
像が得られる。
てフーリエ変換すると、Ｎ個のコントラストの異なる画
像が得られる。
【００２８】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図５は、この発明のＭＲイメ−ジン
グ方法を実施するＭＲ装置１を示すブロック図である。 計算機２は、操作卓１３からの指示に基づき、全体の作
動を制御する。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図５は、この発明のＭＲイメ−ジン
グ方法を実施するＭＲ装置１を示すブロック図である。 計算機２は、操作卓１３からの指示に基づき、全体の作
動を制御する。
【００２９】シーケンスコントローラ３は、記憶してい
るシーケンスに基づいて、磁場駆動回路４を作動させ、
マグネットアセンブリ５の静磁場コイル，勾配磁場コイ
ルで静磁場，勾配磁場を発生させる。また、変調回路７
を制御し、ＲＦ発振回路６で発生したＲＦ信号を所定の
波形に変調して、ＲＦ電力増幅器８からマグネットアセ
ンブリ５の送信コイルに加える。
るシーケンスに基づいて、磁場駆動回路４を作動させ、
マグネットアセンブリ５の静磁場コイル，勾配磁場コイ
ルで静磁場，勾配磁場を発生させる。また、変調回路７
を制御し、ＲＦ発振回路６で発生したＲＦ信号を所定の
波形に変調して、ＲＦ電力増幅器８からマグネットアセ
ンブリ５の送信コイルに加える。
【００３０】マグネットアセンブリ５の受信コイルで得
られたＮＭＲ信号は、前置増幅器９を介して位相検波器
１０に入力され、さらにＡＤ変換器１１を介して計算機
２に入力される。計算機２は、ＡＤ変換器１１から得た
ＮＭＲ信号のデータに基づき、イメ−ジを再構成し、表
示装置１２で表示する。
られたＮＭＲ信号は、前置増幅器９を介して位相検波器
１０に入力され、さらにＡＤ変換器１１を介して計算機
２に入力される。計算機２は、ＡＤ変換器１１から得た
ＮＭＲ信号のデータに基づき、イメ−ジを再構成し、表
示装置１２で表示する。
【００３１】この発明のＭＲイメージング方法は、計算
機２およびシーケンスコントローラ３に記憶された手順
により実施される。図１は、この発明のＭＲイメージン
グ方法のフロー図である。
機２およびシーケンスコントローラ３に記憶された手順
により実施される。図１は、この発明のＭＲイメージン
グ方法のフロー図である。
【００３２】ステップＳ１では、所望の画像数“Ｎ”と
，データ数“Ｍｒ×Ｍｗ”と，ＦＯＶ“Ｌｒ×Ｌｗ”と
を決定する。ここで、Ｍｒはリード方向のデータ数，Ｍ
ｗはワープ方向のデータ数である。また、Ｌｒはリード
方向のＦＯＶ，Ｌｗはワープ方向のＦＯＶである。数値
例を示せば、Ｎ＝２，Ｍｒ＝Ｍｗ＝Ｍ＝６４，Ｌｒ＝Ｌ
ｗ＝Ｌ＝３０ｃｍである。
，データ数“Ｍｒ×Ｍｗ”と，ＦＯＶ“Ｌｒ×Ｌｗ”と
を決定する。ここで、Ｍｒはリード方向のデータ数，Ｍ
ｗはワープ方向のデータ数である。また、Ｌｒはリード
方向のＦＯＶ，Ｌｗはワープ方向のＦＯＶである。数値
例を示せば、Ｎ＝２，Ｍｒ＝Ｍｗ＝Ｍ＝６４，Ｌｒ＝Ｌ
ｗ＝Ｌ＝３０ｃｍである。
【００３３】ステップＳ２では、θｎ を算出する。ｎ
＝−Ｎ／２〜Ｎ／２であり、θｎ ＝２πｎ／Ｎである
。数値例を示せば、Ｎ＝２のとき、ｎ＝−１，０であり
、θ−１＝±π，θ０ ＝０である。
＝−Ｎ／２〜Ｎ／２であり、θｎ ＝２πｎ／Ｎである
。数値例を示せば、Ｎ＝２のとき、ｎ＝−１，０であり
、θ−１＝±π，θ０ ＝０である。
【００３４】ステップＳ３では、一つのｎを取り出す。
数値例を示せば、ｎ＝−１を取り出す。
【００３５】ステップＳ４では、ＦＩＳＰ法のパルスシ
ーケンスによりデータＰｎ を収集する。このとき、Ｒ
Ｆの位相を前回の位相に対して毎回θｎ だけ回転させ
る。 また、ワープ方向のデータ番号ｍ＝−Ｍｗ／２，…，Ｍ
ｗ／２−１とするとき、 （Ｇｎ）ｍ＝（Ｎ・ｍ＋ｎ＋Ｎ／２）・ΔＧｗΔＧｗ
＝１／（γ・Ｔｗ・Ｌｗ・Ｎ）γ：磁気回転比
Ｔｗ：位相エンコード時間なる位相エンコード勾配（
Ｇｎ）ｍ を加える。データＰｎ のデータ数は、Ｍｒ
×Ｍｗとなる。数値例を示せば、Ｎ＝２，ｎ＝−１，Ｍ
ｒ＝Ｍｗ＝Ｍ＝６４のとき、θ−１＝πであり、ＲＦの
位相を１回毎に反転する。また、ｍ＝−３２，…，３１
である。また、（Ｇ−１）ｍ＝（２ｍ）・ΔＧｗである
。これにより、データＰ−１として、６４×６４のデー
タが得られる。
ーケンスによりデータＰｎ を収集する。このとき、Ｒ
Ｆの位相を前回の位相に対して毎回θｎ だけ回転させ
る。 また、ワープ方向のデータ番号ｍ＝−Ｍｗ／２，…，Ｍ
ｗ／２−１とするとき、 （Ｇｎ）ｍ＝（Ｎ・ｍ＋ｎ＋Ｎ／２）・ΔＧｗΔＧｗ
＝１／（γ・Ｔｗ・Ｌｗ・Ｎ）γ：磁気回転比
Ｔｗ：位相エンコード時間なる位相エンコード勾配（
Ｇｎ）ｍ を加える。データＰｎ のデータ数は、Ｍｒ
×Ｍｗとなる。数値例を示せば、Ｎ＝２，ｎ＝−１，Ｍ
ｒ＝Ｍｗ＝Ｍ＝６４のとき、θ−１＝πであり、ＲＦの
位相を１回毎に反転する。また、ｍ＝−３２，…，３１
である。また、（Ｇ−１）ｍ＝（２ｍ）・ΔＧｗである
。これにより、データＰ−１として、６４×６４のデー
タが得られる。
【００３６】ステップＳ５では、全てのｎを取り出した
かチェックする。まだｎが残っていれば、前記ステップ
Ｓ３に戻る。全てのｎを取り出したなら、図２のステッ
プＲ１に進む。上記数値例では、ｎ＝０が残っているの
で、前記ステップＳ３に戻り、ｎ＝０を取り出す。そし
て、ステップＳ４では、θ０ ＝０であり、ＲＦの位相
を変えない。また、（Ｇ０ ）ｍ＝（２ｍ＋１）・ΔＧ
ｗである。これにより、データＰ０ として、６４×６
４のデータが得られる。
かチェックする。まだｎが残っていれば、前記ステップ
Ｓ３に戻る。全てのｎを取り出したなら、図２のステッ
プＲ１に進む。上記数値例では、ｎ＝０が残っているの
で、前記ステップＳ３に戻り、ｎ＝０を取り出す。そし
て、ステップＳ４では、θ０ ＝０であり、ＲＦの位相
を変えない。また、（Ｇ０ ）ｍ＝（２ｍ＋１）・ΔＧ
ｗである。これにより、データＰ０ として、６４×６
４のデータが得られる。
【００３７】図２に示すステップＲ１では、リード方向
のデータ番号をｒ，ワープ方向のデータ番号をｍとする
とき、データＰｎ（ｒ，ｍ）→ミックスデータＰｍｉｘ
（ｒ，ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ／２）となるようにデータを並べ
変えて、前記収集したデータＰｎからミックスデータＰ
ｍｉｘ を作成する。ミックスデータＰｍｉｘ のデー
タ数は、Ｍｒ×Ｎ・Ｍｗとなる。数値例を示せば、上記
データＰ−１（ｒ，ｍ）はミックスデータＰｍｉｘ （
ｒ，２ｍ）になり、上記データＰ０（ｒ，ｍ）はミック
スデータＰｍｉｘ（ｒ，２ｍ＋１）になる。つまり、デ
ータＰ−１（ｒ，ｍ）とデータＰ０ （ｒ，ｍ）とをワ
ープ方向に交互に並べて、ミックスデータＰｍｉｘ を
作成する。ミックスデータＰｍｉｘ は、６４×１２８
のデータ数になる。
のデータ番号をｒ，ワープ方向のデータ番号をｍとする
とき、データＰｎ（ｒ，ｍ）→ミックスデータＰｍｉｘ
（ｒ，ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ／２）となるようにデータを並べ
変えて、前記収集したデータＰｎからミックスデータＰ
ｍｉｘ を作成する。ミックスデータＰｍｉｘ のデー
タ数は、Ｍｒ×Ｎ・Ｍｗとなる。数値例を示せば、上記
データＰ−１（ｒ，ｍ）はミックスデータＰｍｉｘ （
ｒ，２ｍ）になり、上記データＰ０（ｒ，ｍ）はミック
スデータＰｍｉｘ（ｒ，２ｍ＋１）になる。つまり、デ
ータＰ−１（ｒ，ｍ）とデータＰ０ （ｒ，ｍ）とをワ
ープ方向に交互に並べて、ミックスデータＰｍｉｘ を
作成する。ミックスデータＰｍｉｘ は、６４×１２８
のデータ数になる。
【００３８】ステップＲ２では、２次元デジタル高速フ
ーリエ変換を行う。これにより、ＦＯＶ“Ｌｒ×Ｎ・Ｌ
ｗ”の画像が得られる。数値例を示せば、ＦＯＶ“３０
ｃｍ×６０ｃｍ”の画像が得られる。
ーリエ変換を行う。これにより、ＦＯＶ“Ｌｒ×Ｎ・Ｌ
ｗ”の画像が得られる。数値例を示せば、ＦＯＶ“３０
ｃｍ×６０ｃｍ”の画像が得られる。
【００３９】ステップＲ３では、前記ステップＲ２で得
られた画像をＮ個の画像に分離する。このとき、Ｎが偶
数なら、ワープ方向の両端から１／２枚ずつ取って１枚
の画像に合成する。数値例を示せば、ＦＯＶ“３０ｃｍ
×６０ｃｍ”の画像のワープ方向の中央部分からＦＯＶ
“３０ｃｍ×３０ｃｍ”の画像を１枚とる。また、ワー
プ方向の上端部分からＦＯＶ“３０ｃｍ×１５ｃｍ”の
画像をとり、下端部分からＦＯＶ“３０ｃｍ×１５ｃｍ
”の画像をとり、合成してＦＯＶ“３０ｃｍ×３０ｃｍ
”の画像を１枚とる。
られた画像をＮ個の画像に分離する。このとき、Ｎが偶
数なら、ワープ方向の両端から１／２枚ずつ取って１枚
の画像に合成する。数値例を示せば、ＦＯＶ“３０ｃｍ
×６０ｃｍ”の画像のワープ方向の中央部分からＦＯＶ
“３０ｃｍ×３０ｃｍ”の画像を１枚とる。また、ワー
プ方向の上端部分からＦＯＶ“３０ｃｍ×１５ｃｍ”の
画像をとり、下端部分からＦＯＶ“３０ｃｍ×１５ｃｍ
”の画像をとり、合成してＦＯＶ“３０ｃｍ×３０ｃｍ
”の画像を１枚とる。
【００４０】図３は、上記各ステップの処理で得られる
データまたは画像を表わす概念図である。ステップＳ４
で、図３の左端に示す各データ（ＤＡＴＡ＿−Ｎ／２
から ＤＡＴＡ＿Ｎ／２−１ まで）が得られる。ステ
ップＲ１で、図３の左端から２番目に示すデータが得ら
れる。ステップＲ２で、図３の左端から３番目に示す画
像が得られる。ステップＲ３で、図３の右端に示す各画
像（ＩＭＡＧＥ＿−Ｎ／２ から ＩＭＡＧＥ＿Ｎ／２
−１ まで）が得られる。
データまたは画像を表わす概念図である。ステップＳ４
で、図３の左端に示す各データ（ＤＡＴＡ＿−Ｎ／２
から ＤＡＴＡ＿Ｎ／２−１ まで）が得られる。ステ
ップＲ１で、図３の左端から２番目に示すデータが得ら
れる。ステップＲ２で、図３の左端から３番目に示す画
像が得られる。ステップＲ３で、図３の右端に示す各画
像（ＩＭＡＧＥ＿−Ｎ／２ から ＩＭＡＧＥ＿Ｎ／２
−１ まで）が得られる。
【００４１】図４は、Ｎ＝２における図３相当図である
。θ＝０の画像におけるエコーの次数は、０，±２，±
４，±６，…である。また、θ＝±πの画像におけるエ
コーの次数は、±１，±３，±５，…である。
。θ＝０の画像におけるエコーの次数は、０，±２，±
４，±６，…である。また、θ＝±πの画像におけるエ
コーの次数は、±１，±３，±５，…である。
【００４２】なお、以上の実施例では、ＦＩＳＰ法のパ
ルスシーケンスを用いているが、この場合、ＲＦ間の勾
配磁場Ｇｒ，Ｇｓは、その波形より１次モーメントまで
０になるので、流れや体動によるモーションアーチファ
クトが低減される効果がある。さらに、ＦＩＳＰ法のパ
ルスシーケンスでは、静磁場不均一の影響により画像に
ムラが出るが、各エコーによる画像を分離して生成でき
るため、位相補正後に重ね合わせれば、ムラのない画像
が得られる。
ルスシーケンスを用いているが、この場合、ＲＦ間の勾
配磁場Ｇｒ，Ｇｓは、その波形より１次モーメントまで
０になるので、流れや体動によるモーションアーチファ
クトが低減される効果がある。さらに、ＦＩＳＰ法のパ
ルスシーケンスでは、静磁場不均一の影響により画像に
ムラが出るが、各エコーによる画像を分離して生成でき
るため、位相補正後に重ね合わせれば、ムラのない画像
が得られる。
【００４３】
【発明の効果】この発明のＭＲイメージング方法によれ
ば、ＳＳＦＰシーケンスによりコントラストの異なる複
数の画像を同時に得ることが出来る。また、高次のエコ
ーを同時に重ね合わせてデータ収集するので、信号強度
が大きくなり、各エコーのデータを単独で収集する場合
より、Ｓ／Ｎが向上する。また、各エコーのデータを単
独で収集する場合より、勾配アンプの負担が少なくて済
む。
ば、ＳＳＦＰシーケンスによりコントラストの異なる複
数の画像を同時に得ることが出来る。また、高次のエコ
ーを同時に重ね合わせてデータ収集するので、信号強度
が大きくなり、各エコーのデータを単独で収集する場合
より、Ｓ／Ｎが向上する。また、各エコーのデータを単
独で収集する場合より、勾配アンプの負担が少なくて済
む。
【図１】この発明のＭＲイメージング方法のフロー図で
ある。
ある。
【図２】この発明のＭＲイメージング方法のフロー図で
ある。
ある。
【図３】この発明のＭＲイメージング方法の原理説明図
である。
である。
【図４】この発明のＭＲイメージング方法の原理説明図
である。
である。
【図５】この発明のＭＲイメージング方法を実施するＭ
Ｒ装置のブロック図である。
Ｒ装置のブロック図である。
【図６】ＦＩＳＰ法のパルスシーケンス図である。
１ ＭＲイメージング装置
２ 計算機
３ シーケンスコントローラ
４ 磁場駆動回路
５ マグネットアセンブリ
Ｅ エコー信号
Claims (2)
- 【請求項１】 ＳＳＦＰシーケンスによりデータを収
集するＭＲイメージング方法において、所望の画像数を
Ｎとするとき、ｎ＝−Ｎ／２〜Ｎ／２−１の各ｎについ
て位相回転ｋ・θｎ （θｎ ＝２πｎ／Ｎ）をｋ（ｋ
＝０，±１，±２，…）次のエコーに与えて、データＰ
ｎを収集し、リード方向のデータ番号をｒ，ワープ方向
のデータ番号をｍとするとき、データＰｎ（ｒ，ｍ）→
ミックスデータＰｍｉｘ（ｒ， ｍ・Ｎ＋ｎ＋Ｎ／２）
となるようにデータを並べ変えて、前記収集したデータ
ＰｎからミックスデータＰｍｉｘ を作成し、ミックス
データＰｍｉｘ を用いてフーリエ変換し画像を再構成
し、再構成した画像をワープ方向についてＮ個に分離し
、コントラストの異なるＮ個の画像を得ることを特徴と
するＭＲイメージング方法。 - 【請求項２】 請求項１のＭＲイメージング方法にお
いて、ＦＩＳＰ法のパルスシーケンスで，且つ，ＲＦの
位相を前回の位相に対して毎回θｎ だけ回転させ、デ
ータＰｎを収集することを特徴とするＭＲイメージング
方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12410291A JP3157537B2 (ja) | 1991-05-29 | 1991-05-29 | Ｍｒ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12410291A JP3157537B2 (ja) | 1991-05-29 | 1991-05-29 | Ｍｒ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04352945A true JPH04352945A (ja) | 1992-12-08 |
| JP3157537B2 JP3157537B2 (ja) | 2001-04-16 |
Family
ID=14876978
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12410291A Expired - Lifetime JP3157537B2 (ja) | 1991-05-29 | 1991-05-29 | Ｍｒ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3157537B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007181744A (ja) * | 2007-04-12 | 2007-07-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置 |
| US7365537B2 (en) | 2004-02-18 | 2008-04-29 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | MR data acquisition method, MR image construction method, and MRI system |
-
1991
- 1991-05-29 JP JP12410291A patent/JP3157537B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7365537B2 (en) | 2004-02-18 | 2008-04-29 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | MR data acquisition method, MR image construction method, and MRI system |
| US7564242B2 (en) | 2004-02-18 | 2009-07-21 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | MR data acquisition method, MR image construction method, and MRI system |
| JP2007181744A (ja) * | 2007-04-12 | 2007-07-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3157537B2 (ja) | 2001-04-16 |
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